(57)【要約】      （修正有）【課題】Ｘ線等の放射線による位相イメージングにおいて、走査機構によるステップ走査の制御を容易にして、得られる放射線位相コントラスト画像の画質が低下することを防止する。【解決手段】放射線の進行方向に配置される第１の吸収型格子３１を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに位相の異なる複数の走査位置におかれる第２の吸収型格子３２と、第２の吸収型格子３２を移動させ前記複数の走査位置に置く走査機構３３とによってマスキングされた前記放射線像を検出し、前記複数の走査位置に応じた複数の画像を取得するＦＰＤ３０を備え、前記第２の吸収型格子３２の複数の走査位置が１回走査後の走査位置、格子ピッチ及び走査位置の個数から決定される所定の条件式を満足する放射線撮影装置。【選択図】図１
2012130452.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線の進行方向に配置される第１の格子と、
前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに位相の異なる複数の走査位置におかれる第２の格子と、
前記第２の格子を移動させ、前記複数の走査位置に置く走査機構と、
前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出し、前記複数の走査位置に応じた複数の画像を取得する放射線画像検出器を備え、
前記第２の格子の複数の走査位置が、以下の条件式（１Ａ）を満足する放射線撮影装置。
【数１】
2012130452.tif 000036
ただし、
Ｐｌ：ｌ回走査後の第２の格子の走査位置
ｐ２：第２の格子の格子ピッチ
Ｍ：第１の格子に対する第２の格子の複数の走査位置の個数
とする。
【請求項２】
請求項１に記載の放射線撮影装置であって、
前記走査機構は、前記複数の走査位置の距離間隔が互いに等しくなるような、一定の走査ピッチで前記第２の格子を移動させる放射線撮影装置。
【請求項３】
請求項２に記載の放射線撮影装置であって、
以下の条件式（２Ａ）を満足する放射線撮影装置。
【数２】
2012130452.tif 000037
ただし、
ｐ２’：前記第２の格子の走査ピッチ
ｍ：ｍ＞１かつＭと互いに素である正の整数である
とする。
【請求項４】
請求項３に記載の放射線撮影装置であって、
以下の条件式（３Ａ）を満足する放射線撮影装置。
【数３】
2012130452.tif 000038
ただし、
ｐ2''：前記第２の格子の走査ピッチ
とする。
【請求項５】
請求項４に記載の放射線撮影装置であって、
以下の条件式（４Ａ）を満足する放射線撮影装置。
【数４】
2012130452.tif 000039
ただし、
ｎ：正の整数
とする。
【請求項６】
請求項１に記載の放射線撮影装置であって、
以下の条件式（５Ａ）を満足する放射線撮影装置。
【数５】
2012130452.tif 000040
ただし、
Ｐ０：第２の格子の初期位置
Ｐｊ：第２の格子の各走査位置
ｎｊ：ｎｊ≠０なる任意の整数
とする。
【請求項７】
請求項１から６のいずれか一項に記載の放射線撮影装置であって、
前記放射線源から出射される放射線を領域選択的に通過させて、前記第１の格子に出射する第３の格子をさらに備える放射線撮影装置。
【請求項８】
請求項１から７のいずれか一項に記載の放射線撮影装置と、
前記放射線画像検出器で取得される前記複数の画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算部を、
備える放射線撮影システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線撮影装置及び放射線撮影システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線は、物質を構成する元素の原子番号と、物質の密度及び厚さとに依存して減衰するといった特性を有することから、被検体の内部を透視するためのプローブとして用いられている。Ｘ線を用いた撮影は、医療診断や非破壊検査等の分野において広く普及している。
【０００３】
一般的なＸ線撮影システムでは、Ｘ線を放射するＸ線源とＸ線を検出するＸ線画像検出器との間に被検体を配置して、被検体の透過像を撮影する。この場合、Ｘ線源からＸ線画像検出器に向けて放射された各Ｘ線は、Ｘ線画像検出器までの経路上に存在する物質の特性（原子番号、密度、厚さ）の差異に応じた量の減衰（吸収）を受けた後、Ｘ線画像検出器の各画素に入射する。この結果、被検体のＸ線吸収像がＸ線画像検出器により検出され画像化される。Ｘ線画像検出器としては、Ｘ線増感紙とフイルムとの組み合わせや輝尽性蛍光体のほか、半導体回路を用いたフラットパネル検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）が広く用いられている。
【０００４】
ただし、Ｘ線吸収能は、原子番号が小さい元素からなる物質ほど低くなるため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収像としての十分な画像の濃淡（コントラスト）が得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のＸ線の吸収量の差が少ないため、濃淡差が得られにくい。
【０００５】
このような問題を背景に、近年、被検体によるＸ線の強度変化に代えて、被検体によるＸ線の位相変化（角度変化）に基づいた画像（以下、位相コントラスト画像と称する）を得るＸ線位相イメージングの研究が盛んに行われている。一般に、Ｘ線が物体に入射したとき、Ｘ線の強度よりも位相のほうが高い相互作用を示すことが知られている。このため、位相差を利用したＸ線位相イメージングでは、Ｘ線吸収能が低い弱吸収物体であっても高コントラストの画像を得ることができる。このようなＸ線位相イメージングの一種として、近年、２枚の透過回折格子（位相型格子及び吸収型格子）とＸ線画像検出器とからなるＸ線タルボ干渉計を用いたＸ線撮影システムが考案されている（例えば、特許文献１参照）。
【０００６】
Ｘ線タルボ干渉計は、被検体の背後に第１の回折格子（位相型格子あるいは吸収型格子）を配置し、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長で決まる特定距離（タルボ干渉距離）だけ下流に第２の回折格子（吸収型格子）を配置し、その背後にＸ線画像検出器を配置することにより構成される。上記タルボ干渉距離とは、第１の回折格子を通過したＸ線が、タルボ干渉効果によって自己像を形成する距離であり、この自己像は、Ｘ線源と第１の回折格子との間に配置された被検体とＸ線との相互作用（位相変化）により変調を受ける。
【０００７】
Ｘ線タルボ干渉計では、第１の回折格子の自己像と第２の回折格子とが重ね合わせ（強度変調）により生じるモアレ縞を検出し、被検体によるモアレ縞の変化を解析することによって被検体の位相情報を取得する。モアレ縞の解析方法としては、例えば、縞走査法が知られている。この縞走査法によると、第１の回折格子に対して第２の回折格子を、第１の回折格子の面にほぼ平行で、かつ第１の回折格子の格子方向（条帯方向）にほぼ垂直な方向に、格子ピッチを等分割した走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を行い、Ｘ線画像検出器で得られる各画素の信号値の変化から、被写体で屈折したＸ線の角度分布（位相シフトの微分像）を取得し、この角度分布に基づいて被写体の位相コントラスト画像を得ることができる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２００８−２００３５９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
しかし、被写体を透過することで生じるＸ線の屈折角度は僅か数μｒａｄであり、この屈折角度によって発生するモアレ縞の強度変調信号及び変調を受けたモアレ縞を縞走査法で検出して得られる信号の変化も僅かである。このような僅かな変化を計測する場合、第２の回折格子の走査位置のずれ（走査ピッチの誤差）は、被写体の位相情報の検出精度に影響する。
【００１０】
一般に、第２の回折格子の格子ピッチは数μｍであり、第２の回折格子の走査ピッチは、撮影回数に応じた１μｍ程度となる。これにより、走査機構の駆動源は、少なくともサブμｍの変位分解能で、第２の回折格子を第１の回折格子に対して並進移動させる（ステップ走査させる）ことになる。
【００１１】
この変位分解能を満足する駆動源としては、例えばピエゾなどの圧電素子を用いたアクチュエータが挙げられる。特許文献１は、第２の回折格子のステップ走査の駆動源として、圧電アクチュエータを用いている。
【００１２】
しかし、常に第２の回折格子を僅かサブμｍずつ動かす制御を走査機構の駆動源が行わなくてはならないため、走査機構の駆動源の制御が容易でない。
【００１３】
本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであり、Ｘ線等の放射線による位相イメージングにおいて、走査機構によるステップ走査の制御を容易にして、得られる放射線位相コントラスト画像の画質が低下することを防止することを目的としている。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
放射線の進行方向に配置される第１の格子と、前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに位相の異なる複数の走査位置におかれる第２の格子と、前記第２の格子を移動させ、前記複数の走査位置に置く走査機構と、前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出し、前記複数の走査位置に応じた複数の画像を取得する放射線画像検出器を備え、前記第２の格子の複数の走査位置が、Ｐｌをｌ回走査後の第２の格子の走査位置、ｐ２を第２の格子の格子ピッチ及び、Ｍを第１の格子に対する第２の格子の複数の走査位置の個数として、以下の条件式（１Ａ）を満足する放射線撮影装置。
【００１５】
【数１】
2012130452.tif 000003
【発明の効果】
【００１６】
本発明によれば、Ｘ線等の放射線による位相イメージングにおいて、走査機構によるステップ走査の制御を容易にして、得られる放射線位相コントラスト画像の画質が低下することを防止することができる。また、ステップ走査の制御が容易なため、走査機構の駆動源の選択肢の幅を広げることができる。
【図面の簡単な説明】
【００１７】
【図１】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示す模式図である。
【図２】図１の放射線撮影システムの制御ブロック図である。
【図３】図１の放射線撮影システムの放射線画像検出器の構成を示す模式図である。
【図４】図１の放射線撮影システムの撮影部の斜視図である。
【図５】図１の放射線撮影システムの撮影部の側面図である。
【図６】第１及び第２の格子の重ね合わせによるモアレ縞の周期を変更するための機構を示す模式図である。
【図７】被写体による放射線の屈折を説明するための模式図である。
【図８】縞走査法を説明するための模式図である。
【図９】縞走査に伴う放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。
【図１０】走査機構による走査ピッチの一例を説明するための模式図である。
【図１１】走査機構による操作ピッチの一例を説明するための模式図である。
【図１２】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。
【図１３】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。
【図１４】図１３の放射線撮影システムの斜視図である。
【図１５】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。
【図１６】図１５の放射線撮影システムの変形例の構成を示す模式図である。
【図１７】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。
【図１８】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、放射線画像を生成する演算部の構成を示すブロック図である。
【図１９】図１８の放射線撮影システムの演算部における処理を説明するための放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１８】
図１は本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示し、図２は、図１の放射線撮影システムの制御ブロックを示す。
【００１９】
Ｘ線撮影システム１０は、被検体（患者）Ｈを立位状態で撮影するＸ線診断装置であって、被検体ＨにＸ線を照射するＸ線源１１と、Ｘ線源１１に対向配置され、Ｘ線源１１から被検体Ｈを透過したＸ線を検出して画像データを生成する撮影部１２と、操作者の操作に基づいてＸ線源１１の曝射動作や撮影部１２の撮影動作を制御するとともに、撮影部１２により取得された画像データを演算処理して位相コントラスト画像を生成するコンソール１３とに大別される。
【００２０】
Ｘ線源１１は、天井から吊り下げられたＸ線源保持装置１４により上下方向（ｘ方向）に移動自在に保持されている。撮影部１２は、床上に設置された立位スタンド１５により上下方向に移動自在に保持されている。
【００２１】
Ｘ線源１１は、Ｘ線源制御部１７の制御に基づき、高電圧発生器１６から印加される高電圧に応じてＸ線を発生するＸ線管１８と、Ｘ線管１８から発せられたＸ線のうち、被検体Ｈの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限する可動式のコリメータ１９ａを備えたコリメータユニット１９とを有する。Ｘ線管１８は、陽極回転型であり、電子放出源（陰極）としてのフィラメント（図示せず）から電子線を放出して、所定の速度で回転する回転陽極１８ａに衝突させることによりＸ線を発生する。この回転陽極１８ａの電子線の衝突部分がＸ線焦点１８ｂとなる。
【００２２】
Ｘ線源保持装置１４は、天井に設置された天井レール（図示せず）により水平方向（ｚ方向）に移動自在に構成された台車部１４ａと、上下方向に連結された複数の支柱部１４ｂとからなる。台車部１４ａには、支柱部１４ｂを伸縮させて、Ｘ線源１１の上下方向に関する位置を変更するモータ（図示せず）が設けられている。
【００２３】
立位スタンド１５は、床に設置された本体１５ａに、撮影部１２を保持する保持部１５ｂが上下方向に移動自在に取り付けられている。保持部１５ｂは、上下方向に離間して配置された２つのプーリ１５ｃの間に掛架された無端ベルト１５ｄに接続され、プーリ１５ｃを回転させるモータ（図示せず）により駆動される。このモータの駆動は、操作者の設定操作に基づき、後述するコンソール１３の制御装置２０により制御される。
【００２４】
また、立位スタンド１５には、プーリ１５ｃ又は無端ベルト１５ｄの移動量を計測することにより、撮影部１２の上下方向に関する位置を検出するポテンショメータ等の位置センサ（図示せず）が設けられている。この位置センサの検出値は、ケーブル等によりＸ線源保持装置１４に供給される。Ｘ線源保持装置１４は、供給された検出値に基づいて支柱部１４ｂを伸縮させ、撮影部１２の上下動に追従するようにＸ線源１１を移動させる。
【００２５】
コンソール１３には、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等からなる制御装置２０が設けられている。制御装置２０には、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置２１と、撮影部１２により取得された画像データを演算処理してＸ線画像を生成する演算処理部２２と、Ｘ線画像を記憶する画像記憶部２３と、Ｘ線画像等を表示するモニタ２４と、Ｘ線撮影システム１０の各部と接続されるインターフェース（Ｉ／Ｆ）２５とがバス２６を介して接続されている。
【００２６】
入力装置２１としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等を用いることが可能であり、入力装置２１の操作により、Ｘ線管電圧やＸ線照射時間等のＸ線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。モニタ２４は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置２０の制御により、Ｘ線撮影条件等の文字やＸ線画像を表示する。
【００２７】
撮影部１２には、半導体回路からなるフラットパネル検出器（ＦＰＤ）３０、被検体ＨによるＸ線の位相変化（角度変化）を検出し位相イメージングを行うための第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２が設けられている。ＦＰＤ３０は、検出面がＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交するように配置されている。詳しくは後述するが、第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、ＦＰＤ３０とＸ線源１１との間に配置されている。また、撮影部１２には、第２の吸収型格子３２を上下方向に並進移動させることにより、第１の吸収型格子３１に対する第２の吸収型格子３２との相対位置を変化させる走査機構３３が設けられている。この走査機構３３は、例えば、圧電素子や、ボールネジとステッピングモータを組み合わせたアクチュエータより構成される。
【００２８】
図３は、図１の放射線撮影システムに含まれる放射線画像検出器の構成を示す。
【００２９】
放射線画像検出器としてのＦＰＤ３０は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素４０が、アクティブマトリクス基板上にｘｙ方向に２次元配列されてなる受像部４１と、受像部４１からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路４２と、各画素４０に蓄積された電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して記憶する読み出し回路４３と、画像データをコンソール１３のＩ／Ｆ２５を介して演算処理部２２に送信するデータ送信回路４４とから構成されている。なお、走査回路４２と各画素４０とは、行毎に走査線４５によって接続されており、読み出し回路４３と各画素４０とは、列毎に信号線４６によって接続されている。
【００３０】
画素４０は、アモルファスセレン等の変換層（図示せず）でＸ線を電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたキャパシタ（図示せず）に蓄積する直接変換型のＸ線検出素子として構成することができる。各画素４０には、ＴＦＴスイッチ（図示せず）が接続され、ＴＦＴスイッチのゲート電極が走査線４５、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線４６に接続される。ＴＦＴスイッチが走査回路４２からの駆動パルスによってＯＮ状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線４６に読み出される。
【００３１】
なお、画素４０は、テルビウム賦活酸化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）やタリウム賦活ヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｔｌ）等からなるシンチレータ（図示せず）でＸ線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード（図示せず）で電荷に変換して蓄積する間接変換型のＸ線検出素子として構成することも可能である。また、本実施形態では、放射線画像検出器としてＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤを用いているが、これに限られず、ＣＣＤセンサやＣＭＯＳセンサ等の固体撮像素子をベースとした各種の放射線画像検出器を用いることも可能である。
【００３２】
読み出し回路４３は、積分アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、補正回路、及び画像メモリ（いずれも図示せず）により構成されている。積分アンプ回路は、各画素４０から信号線４６を介して出力された電荷を積分して電圧信号（画像信号）に変換して、Ａ／Ｄ変換器に入力する。Ａ／Ｄ変換器は、入力された画像信号をデジタルの画像データに変換して補正回路に入力する。補正回路は、画像データに対して、オフセット補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正を行い、補正後の画像データを画像メモリに記憶させる。なお、補正回路による補正処理として、Ｘ線の露光量や露光分布（いわゆるシェーディング）の補正や、ＦＰＤ３０の制御条件（駆動周波数や読み出し期間）に依存するパターンノイズ（例えば、ＴＦＴスイッチのリーク信号）の補正等を含めてもよい。
【００３３】
図４及び図５は、図１の放射線撮影システムの撮影部を示す。
【００３４】
第１の吸収型格子３１は、基板３１ａと、この基板３１ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３１ｂとから構成されている。同様に、第２の吸収型格子３２は、基板３２ａと、この基板３２ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３２ｂとから構成されている。基板３１ａ，３１ｂは、いずれもＸ線を透過させるガラス等のＸ線透過性部材により形成されている。
【００３５】
Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、いずれもＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交する面内の一方向（本実施形態では、ｘ方向及びｚ方向に直交するｙ方向）に延伸した線状の部材である。各Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの材料としては、Ｘ線吸収性に優れるものが好ましく、例えば、金、白金等の金属であることが好ましい。これらのＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、金属メッキ法や蒸着法によって形成することが可能である。
【００３６】
Ｘ線遮蔽部３１ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（本実施形態では、ｘ方向）に一定の周期ｐ１で、互いに所定の間隔ｄ１を空けて配列されている。同様に、Ｘ線遮蔽部３２ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（本実施形態では、ｘ方向）に一定の周期ｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２を空けて配列されている。このような第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、入射Ｘ線に位相差を与えるものでなく、強度差を与えるものであるため、振幅型格子とも称される。なお、スリット部（上記間隔ｄ１，ｄ２の領域）は空隙でなくてもよく、高分子や軽金属等のＸ線低吸収材で該空隙を充填してもよい。
【００３７】
第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、タルボ干渉効果の有無に係らず、スリット部を通過したＸ線を幾何学的に投影するように構成されている。具体的には、間隔ｄ１，ｄ２を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線のピーク波長より十分大きな値とすることで、照射Ｘ線に含まれる大部分のＸ線をスリット部で回折させずに、直進性を保ったまま通過するように構成する。例えば、前述の回転陽極１８ａとしてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、Ｘ線のピーク波長は、約０．４Åである。この場合には、間隔ｄ１，ｄ２を、１〜１０μｍ程度とすれば、スリット部で大部分のＸ線が回折されずに幾何学的に投影される。
【００３８】
Ｘ線源１１から照射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点１８ｂを発光点としたコーンビームであるため、第１の吸収型格子３１を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像と称する）は、Ｘ線焦点１８ｂからの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、そのスリット部が、第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定されている。すなわち、Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子３１までの距離をＬ１、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離をＬ２とした場合に、格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、次式（１）及び（２）の関係を満たすように決定される。
【００３９】
【数２】
2012130452.tif 000004
【００４０】
【数３】
2012130452.tif 000005
【００４１】
第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ２は、タルボ干渉計では、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本実施形態の撮影部１２では、第１の吸収型格子３１が入射Ｘ線を回折させずに投影させる構成であって、第１の吸収型格子３１のＧ１像が、第１の吸収型格子３１の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離Ｌ２を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。
【００４２】
上記のように撮影部１２は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第１の吸収型格子３１でＸ線を回折したと仮定した場合のタルボ干渉距離Ｚは、第１の吸収型格子３１の格子ピッチｐ１、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２、Ｘ線波長（ピーク波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、次式（３）で表される。
【００４３】
【数４】
2012130452.tif 000006
【００４４】
式（３）は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線がコーンビームである場合のタルボ干渉距離を表す式であり、「Atsushi Momose, et al., Japanese Journal of Applied Physics, Vol.47, No.10, 2008年10月, 8077頁」により知られている。
【００４５】
本Ｘ線撮影システム１０では、撮影部１２の薄型化を目的とし、上記距離Ｌ２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ干渉距離Ｚより短い値に設定する。すなわち、上記距離Ｌ２は、次式（４）を満たす範囲の値に設定される。
【００４６】
【数５】
2012130452.tif 000007
【００４７】
なお、Ｘ線源１１から照射されるＸ線が実質的に平行ビームとみなせる場合のタルボ干渉距離Ｚは次式（５）となり、上記距離Ｌ２を、次式（６）を満たす範囲の値に設定する。
【００４８】
【数６】
2012130452.tif 000008
【００４９】
【数７】
2012130452.tif 000009
【００５０】
Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、Ｘ線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上記したＸ線吸収性に優れる材料（金、白金等）を用いたとしても、吸収されずに透過するＸ線が少なからず存在する。このため、Ｘ線の遮蔽性を高めるためには、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂのそれぞれの厚みｈ１，ｈ２を、可能な限り厚くすることが好ましい。例えば、Ｘ線管の管電圧が５０ｋＶの場合に、照射Ｘ線の９０％以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、厚みｈ１，ｈ２は、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。
【００５１】
一方、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ１，ｈ２を厚くし過ぎると、斜めに入射するＸ線がスリット部を通過しにくくなり、いわゆるケラレが生じて、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向（条帯方向）に直交する方向（ｘ方向）の有効視野が狭くなるといった問題がある。このため、視野確保の観点から、厚みｈ１，ｈ２の上限を規定する。ＦＰＤ３０の検出面におけるｘ方向の有効視野の長さＶを確保するには、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離をＬとすると、厚みｈ１，ｈ２は、図５に示す幾何学的関係から、次式（７）及び（８）を満たすように設定する必要がある。
【００５２】
【数８】
2012130452.tif 000010
【００５３】
【数９】
2012130452.tif 000011
【００５４】
例えば、ｄ１＝２．５μｍ、ｄ２＝３．０μｍであり、通常の病院での検査を想定して、Ｌ＝２ｍとした場合には、ｘ方向の有効視野の長さＶとして１０ｃｍの長さを確保するには、厚みｈ１は１００μｍ以下、厚みｈ２は１２０μｍ以下とすればよい。
【００５５】
以上のように構成された撮影部１２では、第１の吸収型格子３１のＧ１像と第２の吸収型格子３２との重ね合わせにより、強度変調された像が形成され、ＦＰＤ３０によって撮像される。第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像のパターン周期ｐ１’と、第２の吸収型格子３２の実質的な格子ピッチｐ２’（製造後の実質的なピッチ）とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じる。このうち、配置誤差とは、第１及び第２の吸収型格子３１，３２が、相対的に傾斜や回転、両者の間隔が変化することによりｘ方向への実質的なピッチが変化することを意味している。
【００５６】
Ｇ１像のパターン周期ｐ１’と格子ピッチｐ２’との微小な差異により、画像コントラストはモアレ縞となる。このモアレ縞の周期Ｔは、次式（９）で表される。
【００５７】
【数１０】
2012130452.tif 000012
【００５８】
このモアレ縞をＦＰＤ３０で検出するには、画素４０のｘ方向に関する配列ピッチＰは、少なくとも次式（１０）を満たす必要があり、更には、次式（１１）を満たすことが好ましい（ここで、ｎは正の整数である）。
【００５９】
【数１１】
2012130452.tif 000013
【００６０】
【数１２】
2012130452.tif 000014
【００６１】
式（１０）は、配列ピッチＰがモアレ周期Ｔの整数倍でないことを意味しており、ｎ≧２の場合であっても原理的にモアレ縞を検出することが可能である。式（１１）は、配列ピッチＰをモアレ周期Ｔより小さくすることを意味している。
【００６２】
ＦＰＤ３０の画素４０の配列ピッチＰは、設計的に定められた値（一般的に１００μｍ程度）であり変更することが困難であるため、配列ピッチＰとモアレ周期Ｔとの大小関係を調整するには、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の位置調整を行い、Ｇ１像のパターン周期ｐ１’と格子ピッチｐ２’との少なくともいずれか一方を変更することによりモアレ周期Ｔを変更することが好ましい。
【００６３】
図６に、モアレ周期Ｔを変更する方法を示す。
【００６４】
モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａを中心として相対的に回転させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａを中心として相対的に回転させる相対回転機構５０を設ける。この相対回転機構５０により、第２の吸収型格子３２を角度θだけ回転させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ２’」→「ｐ２’／ｃｏｓθ」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ａ）。
【００６５】
別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させる相対傾斜機構５１を設ける。この相対傾斜機構５１により、第２の吸収型格子３２を角度αだけ傾斜させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ２’」→「ｐ２’×ｃｏｓα」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｂ）。
【００６６】
更に別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間の距離Ｌ２を変更するように、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させる相対移動機構５２を設ける。この相対移動機構５２により、第２の吸収型格子３２を光軸Ａに移動量δだけ移動させると、第２の吸収型格子３２の位置に投影される第１の吸収型格子３１のＧ１像のパターン周期は、「ｐ１’」→「ｐ１’×（Ｌ１＋Ｌ２＋δ）／（Ｌ１＋Ｌ２）」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｃ）。
【００６７】
本Ｘ線撮影システム１０において、撮影部１２は、上述のようにタルボ干渉計ではなく、距離Ｌ２を自由に設定することができるため、相対移動機構５２のように距離Ｌ２の変更によりモアレ周期Ｔを変更する機構を、好適に採用することができる。モアレ周期Ｔを変更するための第１及び第２の吸収型格子３１，３２の上記変更機構（相対回転機構５０、相対傾斜機構５１、及び相対移動機構５２）は、圧電素子等のアクチュエータにより構成することが可能である。
【００６８】
Ｘ線源１１と第１の吸収型格子３１との間に被写体Ｈを配置した場合には、ＦＰＤ３０により検出されるモアレ縞は、被写体Ｈにより変調を受ける。この変調量は、被写体Ｈによる屈折効果によって偏向したＸ線の角度に比例する。したがって、ＦＰＤ３０で検出されたモアレ縞を解析することによって、被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。
【００６９】
次に、モアレ縞の解析方法について説明する。
【００７０】
図７は、被写体Ｈのｘ方向に関する位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折される１つのＸ線を示す。
【００７１】
符号５５は、被写体Ｈが存在しない場合に直進するＸ線の経路を示しており、この経路５５を進むＸ線は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を通過してＦＰＤ３０に入射する。符号５６は、被写体Ｈが存在する場合に、被写体Ｈにより屈折されて偏向したＸ線の経路を示している。この経路５６を進むＸ線は、第１の吸収型格子３１を通過した後、第２の吸収型格子３２より遮蔽される。
【００７２】
被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被写体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、ｚをＸ線の進む方向として、次式（１２）で表される。
【００７３】
【数１３】
2012130452.tif 000015
【００７４】
第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２の位置に投射されたＧ１像は、被写体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位することになる。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式（１３）で表される。
【００７５】
【数１４】
2012130452.tif 000016
【００７６】
ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、式（１４）で表される。
【００７７】
【数１５】
2012130452.tif 000017
【００７８】
このように、被写体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量Δｘは、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。そして、この変位量Δｘは、ＦＰＤ３０の各画素４０から出力される信号の位相ズレ量ψ（被写体Ｈがある場合とない場合とでの各画素４０の信号の位相のズレ量）に、次式（１５）のように関連している。
【００７９】
【数１６】
2012130452.tif 000018
【００８０】
したがって、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（１５）から屈折角φが求まり、式（１４）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まるから、これをｘについて積分することにより、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。本Ｘ線撮影システム１０では、上記位相ズレ量ψを、下記に示す縞走査法を用いて算出する。
【００８１】
縞走査法では、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方を他方に対して相対的にｘ方向にステップ的に並進移動させながら撮影を行う（すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う）。本Ｘ線撮影システム１０では、前述の走査機構３３により第２の吸収型格子３２を移動させているが、第１の吸収型格子３１を移動させてもよい。第２の吸収型格子３２の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子３２の格子周期の１周期（格子ピッチｐ２）に達すると（すなわち、位相変化が２πに達すると）、モアレ縞は元の位置に戻る。このようなモアレ縞の変化を、格子ピッチｐ２を整数分の１ずつ第２の吸収型格子３２を移動させながら、ＦＰＤ３０で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素４０の信号を取得し、演算処理部２２で演算処理することにより、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを得る。
【００８２】
図８は、格子ピッチｐ２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）ずつ第２の吸収型格子３２を移動させると仮定した場合を示している。
【００８３】
走査機構３３は、実際には、走査機構３３の駆動源を用いて、ｌ回走査した後の走査位置をＰｌ（ｌ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１）として、Ｍ個の走査位置Ｐ０〜ＰＭ−１に第２の吸収型格子３２を順に並進移動させている。これにより、被写体の撮影に要する撮影回数もＭ回になる。また、後述するように、この吸収型格子３２の並進移動は、走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）として、ｋ回走査した後の走査位置をＰｋ（ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１）として、Ｍ個の走査位置Ｐ０〜ＰＭ−１に第２の吸収型格子３２を順に並進移動させることと等価である。以下、説明のためにＭ個の走査位置Ｐｋ（ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１）に第２の吸収型格子３２を順に並進移動させたと仮定した場合を説明する。なお、図８では、第２の吸収型格子３２の初期位置Ｐ０を、被写体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子３２の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部３２ｂにほぼ一致する位置（ｋ＝０）としているが、この初期位置は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のうちいずれの位置としてもよい。
【００８４】
まず、ｋ＝０の走査位置Ｐ０では、主として、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の吸収型格子３２を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の吸収型格子３２を移動させていくと、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２では、主として、被写体Ｈにより屈折されたＸ線のみが第２の吸収型格子３２を通過する。ｋ＝Ｍ／２を超えると、逆に、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が増加する。
【００８５】
ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各走査位置Ｐｋで、ＦＰＤ３０により撮影を行うと、各画素４０について、Ｍ個の信号値が得られる。以下に、このＭ個の信号値から各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。第２の吸収型格子３２の位置ｋにおける各画素４０の信号値をＩｋ（ｘ）と標記すると、Ｉｋ（ｘ）は、次式（１６）で表される。
【００８６】
【数１７】
2012130452.tif 000019
【００８７】
ここで、ｘは、画素４０のｘ方向に関する座標であり、Ａ０は入射Ｘ線の強度であり、Ａｎは画素４０の信号値のコントラストに対応する値である（ここで、ｎは正の整数である）。また、φ（ｘ）は、上記屈折角φを画素４０の座標ｘの関数として表したものである。
【００８８】
次いで、次式（１７）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、次式（１８）のように表される。
【００８９】
【数１８】
2012130452.tif 000020
【００９０】
【数１９】
2012130452.tif 000021
【００９１】
ここで、ａｒｇ［  ］は、偏角の抽出を意味しており、各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素４０で得られたＭ個の信号値から、式（１８）に基づいて各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ（ｘ）が求められる。
【００９２】
図９は、縞走査に伴って変化する放射線画像検出器の一つの画素の信号を示す。
【００９３】
各画素４０で得られたＭ個の信号値は、第２の吸収型格子３２の位置ｋに対して、格子ピッチｐ２の周期で周期的に変化する。図１０中の破線は、被写体Ｈが存在しない場合の信号値の変化を示しており、図１０中の実線は、被写体Ｈが存在する場合の信号値の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。
【００９４】
そして、屈折角φ（ｘ）は、上記式（１４）で示したように微分位相値に対応する値であるため、屈折角φ（ｘ）をｘ軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）が得られる。なお、上記の説明では、画素４０のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標について同様の演算を行うことにより、ｘ方向及びｙ方向における２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）が得られる。
【００９５】
以上の演算は、演算処理部２２により行われ、演算処理部２２は、位相コントラスト画像を記憶部２３に記憶させる。
【００９６】
上記の縞走査、及び位相コントラスト画像の生成処理は、入力装置２１から操作者により撮影指示がなされた後、制御装置２０の制御に基づいて各部が連係動作し、自動的に行われ、最終的に被写体Ｈの位相コントラスト画像がモニタ２４に表示される。
【００９７】
図１０は、第２の吸収型格子３２を走査ピッチｐ２’（ｌ＝０，１，・・・，Ｍ−１）で移動させる様子を模式的に示したものである。
【００９８】
走査機構３３は、ｌ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各走査位置Ｐｌに、第２の吸収型格子３２を走査ピッチｐ2’で並進移動させる。ただし、走査ピッチｐ２’は、下記の式(２Ａ)を満たし、ｍは、ｍ＞１かつＭと互いに素である正の整数である。
【００９９】
【数２０】
2012130452.tif 000022
【０１００】
式（２Ａ）を満たす走査ピッチｐ２’を設定した場合、式（１Ａ）が満たされる。ｍ≠1のためである。
【０１０１】
【数２１】
2012130452.tif 000023
【０１０２】
なお、式（１Ａ）は、走査ピッチｐ２’での第２の吸収型格子３２の総移動距離が、走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）での第２の吸収型格子３２の総移動距離よりも大きいことを示している。
【０１０３】
さて、上述のように、走査ピッチｐ２’＿で、Ｍ個の走査位置Ｐ０〜ＰＭ−１に、第２の吸収型格子３２を順に並進移動させることは、走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）として、Ｍ個の走査位置Ｐ０〜ＰＭ−１に、第２の吸収型格子３２を順に並進移動させることと等価になる。以下、具体例を用いてこれについて説明する。
【０１０４】
今、Ｍ＝５及びｍ＝２の場合を考える。このとき、走査ピッチｐ2’は、下記の値となる。
【０１０５】
【数２２】
2012130452.tif 000024
【０１０６】
すると、第２の吸収型格子３２の初期位置Ｐ０を、図８の場合と同様に、被写体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子３２の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部３２ｂにほぼ一致する位置とすれば、ｌ回走査後の第２の吸収型格子３２の走査位置Ｐｌにおける各画素４０の信号値Ｉｌ（ｘ）は、Ｉｋ（ｘ）の関係から以下のようになる。
【０１０７】
【数２３】
2012130452.tif 000025
【０１０８】
これは、第２の吸収型格子３２の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子３２の格子周期の１周期（格子ピッチｐ２）に達すると（すなわち、位相変化が２πに達すると）、モアレ縞が元に戻るためである。
【０１０９】
これにより、ｋ＝０，１，・・・，４の各位置で、各画素４０について、５個の信号値を得ることと等価になる。つまり、式（１８）に基づいて、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出することができる。
【０１１０】
以上、本放射線撮影システム１０によれば、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２に基づいた狭い走査ステップではなく、モアレ縞の周期性を利用して、広い走査ステップを確保することができ、走査機構３３の駆動源の制御を容易にすることができる。また、広い走査ステップを確保することによって、走査機構３３の駆動源の選択肢が広がり、設計の自由度を高めることができる。
【０１１１】
また、第１の吸収型格子３１で殆どのＸ線を回折させずに、第２の吸収型格子３２に幾何学的に投影するため、照射Ｘ線には、高い空間的可干渉性は要求されず、Ｘ線源１１として医療分野で用いられている一般的なＸ線源を用いることができる。そして、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ２を任意の値とすることができ、該距離Ｌ２を、タルボ干渉計での最小のタルボ干渉距離より小さく設定することができるため、撮影部１２を小型化（薄型化）することができる。更に、本Ｘ線撮影システム１０では、第１の吸収型格子３１からの投影像（Ｇ１像）には、照射Ｘ線のほぼすべての波長成分が寄与し、モアレ縞のコントラストが向上するため、位相コントラスト画像の検出感度を向上させることができる。
【０１１２】
なお、本Ｘ線撮影システム１０は、第１の格子の投影像に対して縞走査を行って屈折角φを演算するものであって、そのため、第１及び第２の格子がいずれも吸収型格子であるものとして説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。上述のとおり、タルボ干渉像に対して縞走査を行って屈折角φを演算する場合にも、本発明は有用である。よって、第１の格子は、吸収型格子に限らず位相型格子であってもよい。また、第１の格子のＸ線像と第２の格子との重ね合わせによって形成されるモアレ縞の解析方法は、前述した縞走査法に限られず、例えば「J. Opt. Soc. Am. Vol.72,No.1 (1982) p.156」により知られているフーリエ変換／フーリエ逆変換を用いた方法など、モアレ縞を利用した種々の方法も適用可能である。
【０１１３】
また、本Ｘ線撮影システム１０は、位相シフト分布Φを画像としたものを位相コントラスト画像として記憶ないし表示するものとして説明したが、上記のとおり、位相シフト分布Φは、屈折角φより求まる位相シフト分布Φの微分量を積分したものであって、屈折角φ及び位相シフト分布Φの微分量もまた被写体によるＸ線の位相変化に関連している。よって、屈折角φを画像としたもの、また、位相シフトΦの微分量を画像としたものも位相コントラスト画像に含まれる。
【０１１４】
また、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から位相微分像（位相シフト分布Φの微分量）を作成するようにしてもよい。この位相微分像は、検出系の位相ムラを反映している（モアレによる位相ズレ、グリッドの不均一性、線量検出器の屈折等が含まれている）。そして、被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から位相微分像を作成し、これからプレ撮影で得られた位相微分像を引くことで、測定系の位相ムラを補正した位相微分像を得ることが出来る。
【０１１５】
なお、式（２Ａ）を満たす走査ピッチのうち、下記の式（３Ａ）を満たす走査ピッチを採用することも可能である。
【０１１６】
【数２４】
2012130452.tif 000026
【０１１７】
ここでは、式（３Ａ）を満たす走査ピッチのうち、下記の式（４Ａ）を満たす走査ピッチｐ２’’を採用した場合について説明する。ただし、ｎは、正の整数である。
【０１１８】
【数２５】
2012130452.tif 000027
【０１１９】
なお、式（４Ａ）を満たす走査ピッチｐ２’’は、格子ピッチｐ２よりも大きいため、の式（１Ａ）が満たされることは明らかである。
【０１２０】
今、Ｍ＝５及びｎ＝１の場合を考える。このとき、走査ピッチｐ２’’は、以下のようになる。
【０１２１】
【数２６】
2012130452.tif 000028
【０１２２】
すると、第２の吸収型格子３２の初期位置Ｐ０を、図８の場合と同様に、被写体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子３２の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部３２ｂにほぼ一致する位置とすれば、ｌ回走査後の第２の吸収型格子３２の走査位置Ｐｌにおける各画素４０の信号値Ｉｌ（ｘ）は、Ｉｋ（ｘ）の関係から以下のようになる。
【０１２３】
【数２７】
2012130452.tif 000029
【０１２４】
これは、上述のように、第２の吸収型格子３２の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子３２の格子周期の１周期（格子ピッチｐ２）に達すると（すなわち、位相変化が２πに達すると）、モアレ縞が元に戻るためである。
【０１２５】
これにより、ｋ＝０，１，・・・，４の各走査位置Ｐｋで、各画素４０について、５個の信号値を得ることと等価になる。これにより、式（１８）に基づいて、各信号４０の信号の位相ズレ量ψを算出することができる。
【０１２６】
このように、式（３Ａ）を満たす走査ピッチｐ２’’を設定した場合、少なくとも走査ピッチを第２の格子ピッチｐ２分だけ確保することになり、より走査機構３３の駆動源の制御を容易にすることができる。
【０１２７】
以上は、一定の走査ピッチで走査機構を駆動する場合を考えた。しかし、走査ピッチが一定でない場合のＭ個の走査位置Ｐｊ（ｊ＝０，１，・・・，Ｍ−１）が、走査ピッチが一定である走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）の場合のＭ個の走査位置Ｐk（ｋ＝０，１，・・・Ｍ−１）と等価になるように走査機構を駆動することもできる。これには、第２の吸収型格子３２のＭ個の走査位置Ｐｊ（ｊ＝０，１，・・・Ｍ−１）における各画素４０の信号値Ｉｊ（ｘ）が、Ｍ個の走査位置Ｐｋ（ｋ＝０，１，・・・Ｍ−１）における各画素４０の信号値Ｉｋ（ｘ）と順不同で１対１で対応するような走査位置を選べばよい。例えば、各走査位置Ｐj(ｊ＝０，１，・・・，Ｍ−１)が、式（５Ａ）を満たすようにすればよい。ただし、Ｐ０は初期位置、ｎｊはｎｊ≠０なる任意の整数である。
【０１２８】
【数２８】
2012130452.tif 000030
【０１２９】
なお、式（５Ａ）を満たす各走査位置間の距離は、格子ピッチｐ２よりも大きいため、式（１Ａ）が満たされることは明らかである。
【０１３０】
図１２は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す。
【０１３１】
Ｘ線撮影システム６０は、被検体（患者）Ｈを臥位状態で撮影するＸ線診断装置であって、Ｘ線源１１及び撮影部１２の他に、被検体Ｈを寝載するベッド６１を備える。Ｘ線源１１及び撮影部１２は、上記実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、上記実施形態と同一の符号を付している。以下、上記実施形態との差異についてのみ説明する。その他の構成及び作用については、上記実施形態と同様であるため説明は省略する。
【０１３２】
本実施形態では、撮影部１２は、被検体Ｈを介してＸ線源１１に対向するように、天板６２の下面側に取り付けられている。一方のＸ線源１１は、Ｘ線源保持装置１４によって保持されており、Ｘ線源１１の角度変更機構（図示せず）によりＸ線照射方向が下方向とされている。Ｘ線源１１は、この状態で、ベッド６１の天板６２に寝載された被検体ＨにＸ線を照射する。Ｘ線源保持装置１４は、支柱部１４ｂの伸縮によりＸ線源１１の上下動を可能とするため、この上下動により、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離を調整することができる。
【０１３３】
前述のように、撮影部１２は、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間の距離Ｌ２を短くすることができ、薄型化が可能であるため、ベッド６１の天板６２を支持する脚部６３を短くし、天板６２の位置を低くすることができる。例えば、撮影部１２を薄型化し、天板６２の位置を、被検体（患者）Ｈが容易に腰掛けられる程度の高さ（例えば、床上４０ｃｍ程度）とすることが好ましい。また、天板６２の位置を低くすることは、Ｘ線源１１から撮影部１２までの十分な距離を確保するうえでも好ましい。
【０１３４】
なお、上記Ｘ線源１１と撮影部１２との位置関係とは逆に、Ｘ線源１１をベッド６１に取り付け、撮影部１２を天井側に設置することで、被検体Ｈの臥位撮影を行うことも可能である。
【０１３５】
図１３及び図１４は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す。
【０１３６】
Ｘ線撮影システム７０は、被検体（患者）Ｈを立位状態及び臥位状態で撮影することを可能とするＸ線診断装置であって、Ｘ線源１１及び撮影部１２が、旋回アーム７１によって保持されている。この旋回アーム７１は、基台７２に旋回可能に連結されている。Ｘ線源１１及び撮影部１２は、上記実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、第１実施形態と同一の符号を付している。以下、上記実施形態との差異についてのみ説明する。その他の構成及び作用については、上記実施形態と同様であるため説明は省略する。
【０１３７】
旋回アーム７１は、ほぼＵ字状の形状をしたＵ字状部７１ａと、このＵ字状部７１ａの一端に接続された直線状の直線状部７１ｂとからなる。Ｕ字状部７１ａの他端には、撮影部１２が取り付けられている。直線状部７１ｂには、その延伸方向に沿って第１の溝７３が形成されており、この第１の溝７３に、Ｘ線源１１が摺動自在に取り付けられている。Ｘ線源１１と撮影部１２とは対向しており、Ｘ線源１１を第１の溝７３に沿って移動させることにより、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離を調整することができる。
【０１３８】
また、基台７２には、上下方向に延伸した第２の溝７４が形成されている。旋回アーム７１は、Ｕ字状部７１ａと直線状部７１ｂとの接続部に設けられた連結機構７５により、第２の溝７４に沿って上下方向に移動自在となっている。また、旋回アーム７１は、連結機構７５により、ｙ方向に沿う回転軸Ｃを中心として旋回可能となっている。図１１に示す立位撮影状態から、旋回アーム７１を、回転軸Ｃを中心として時計回りに９０°回動させるとともに、被検体Ｈを寝載するベッド（図示せず）の下に撮影部１２を配置することで、臥位撮影が可能となる。なお、旋回アーム７１は、９０°の回動に限られず、任意の角度の回動を行うことができ、立位撮影（水平方向）及び臥位撮影（上下方向）以外の方向での撮影が可能である。
【０１３９】
本実施形態では、旋回アーム７１でＸ線源１１及び撮影部１２を保持しているため、上記実施形態と比べて、Ｘ線源１１から撮影部１２までの距離を容易かつ精度よく設定することができる。
【０１４０】
なお、本実施形態では、Ｕ字状部７１ａに撮影部１２を配設し、直線状部７１ｂにＸ線源１１を配設しているが、いわゆるＣアームを用いたＸ線診断装置のように、Ｃアームの一端に撮影部１２を配設し、該Ｃアームの他端にＸ線源１１を配設するようにしてもよい。
【０１４１】
図１５は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す。
【０１４２】
本発明をマンモグラフィ（Ｘ線乳房撮影）に適用した、マンモグラフィ装置８０は、被検体として乳房ＢのＸ線画像（位相コントラスト画像）を撮影する装置である。マンモグラフィ装置８０は、基台（図示せず）に対して旋回可能に連結されたアーム部材８１の一端に配設されたＸ線源収納部８２と、アーム部材８１の他端に配設された撮影台８３と、撮影台８３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板８４とを備える。
【０１４３】
Ｘ線源収納部８２にはＸ線源１１が収納されており、撮影台８３には撮影部１２が収納されている。Ｘ線源１１と撮影部１２とは、互いに対向するように配置されている。圧迫板８４は、移動機構（図示せず）により移動し、撮影台８３との間で乳房Ｂを挟み込んで圧迫する。この圧迫状態で、上記したＸ線撮影が行われる。
【０１４４】
なお、Ｘ線源１１及び撮影部１２は、上記実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、上記実施形態と同一の符号を付している。その他の構成及び作用については、上記実施形態と同様であるため説明は省略する。
【０１４５】
図１６は、図１５の放射線撮影システムの変形例の構成を示す。
【０１４６】
マンモグラフィ装置９０は、第１の吸収型格子３１がＸ線源１１と圧迫板８４との間に配設されている点のみが上記第４実施形態のマンモグラフィ装置８０と異なる。第１の吸収型格子３１は、アーム部材８１に接続された格子収納部９１に収納されている。撮影部９２は、第１の吸収型格子
３１を備えず、ＦＰＤ３０、第２の吸収型格子３２、及び走査機構３３により構成されている。
【０１４７】
このように、被検体（乳房）Ｂが第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に位置する場合であっても、第２の吸収型格子３２の位置に形成される第１の吸収型格子３１の投影像（Ｇ１像）が被検体Ｂにより変形する。したがって、この場合でも、被検体Ｂに起因して変調されたモアレ縞をＦＰＤ３０により検出することができる。すなわち、本実施形態でも前述した原理で被検体Ｂの位相コントラスト画像を得ることができる。
【０１４８】
本実施形態では、第１の吸収型格子３１による遮蔽により、線量がほぼ半減したＸ線が被検体Ｂに照射されることになるため、被検体Ｂの被曝量を、上記第４実施形態の場合の約半分に低減することができる。なお、本実施形態のように、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に被検体を配置することは、マンモグラフィ装置に限られず、他のＸ線撮影システムに適用することが可能である。
【０１４９】
図１７は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す。
【０１５０】
Ｘ線撮影システム１００は、Ｘ線源１０１のコリメータユニット１０２に、マルチスリット１０３を配設した点が、上記実施形態のＸ線撮影システム１０と異なる。その他の構成については、上記実施形態と同一であるので説明は省略する。
【０１５１】
上記実施形態では、Ｘ線源１１からＦＰＤ３０までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離（１〜２ｍ）とした場合に、Ｘ線焦点１８ｂの焦点サイズ（一般的に０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度）によるＧ１像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、Ｘ線焦点１８ｂの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、Ｘ線強度が低下してしまう。本実施形態では、この課題を解決するために、Ｘ線焦点１８ｂの直後にマルチスリット１０３を配置している。
【０１５２】
マルチスリット１０３は、撮影部１２に設けられた第１及び第２の吸収型格子３１，３２と同様な構成の吸収型格子（すなわち、第３の吸収型格子）であり、一方向（本実施形態では、ｙ方向）に延伸した複数のＸ線遮蔽部が、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂと同一方向（本実施形態では、ｘ方向）に周期的に配列されている。このマルチスリット１０３は、Ｘ線源１１からの放射線を部分的に遮蔽することにより、ｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小し、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成することを目的としている。
【０１５３】
このマルチスリット１０３の格子ピッチｐ３は、マルチスリット１０３から第１の吸収型格子３１までの距離をＬ３として、次式（１９）を満たすように設定する必要がある。
【０１５４】
【数２９】
2012130452.tif 000031
【０１５５】
また、本実施形態では、実質的にマルチスリット１０３の位置がＸ線焦点位置となるため、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、次式（２０）及び（２１）の関係を満たすように決定される。
【０１５６】
【数３０】
2012130452.tif 000032
【０１５７】
【数３１】
2012130452.tif 000033
【０１５８】
また、本実施形態では、ＦＰＤ３０の検出面におけるｘ方向の有効視野の長さＶを確保するには、マルチスリット１０３からＦＰＤ３０の検出面までの距離をＬ’とすると、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ１，ｈ２は、次式（２２）及び（２３）を満たすように決定される。
【０１５９】
【数３２】
2012130452.tif 000034
【０１６０】
【数３３】
2012130452.tif 000035
【０１６１】
上記式（１９）は、マルチスリット１０３により分散形成された各点光源から射出されたＸ線の第１の吸収型格子３１による投影像（Ｇ１像）が、第２の吸収型格子３２の位置で一致する（重なり合う）ための幾何学的な条件である。このように、本実施形態では、マルチスリット１０３により形成される複数の点光源に基づくＧ１像が重ね合わせられることにより、Ｘ線強度を低下させずに、位相コントラスト画像の画質を向上させることができる。
【０１６２】
なお、以上説明したマルチスリット１０３は、上記いずれの実施形態においても適用可能である。
【０１６３】
図１８は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、放射線画像を生成する演算部の構成を示すブロック図であり、図１９は、放射線撮影システムの演算部における処理を説明するための放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。
【０１６４】
前述した各Ｘ線撮影システムによれば、これまで描出が難しかったＸ線弱吸収物体の高コントラストな画像（位相コントラスト画像）が得られるが、更に、位相コントラスト画像と対応して吸収画像が参照できることは読影の助けになる。例えば、吸収画像と位相コントラスト画像を重み付けや階調、周波数処理などの適当な処理によって重ね合わせることにより吸収画像で表現できなかった部分を位相コントラスト画像の情報で補うことは有効である。しかし、位相コントラスト画像とは別に吸収画像を撮影することは、位相コントラスト画像の撮影と吸収画像の撮影の間の撮影肢位のズレによって良好な重ね合わせを困難にするのに加え、撮影回数が増えることにより被検者の負担となる。また、近年、位相コントラスト画像や吸収画像の他に、小角散乱画像が注目されている。小角散乱画像は、被検体組織内部の微細構造に起因する組織性状を表現可能であり、例えば、ガンや循環器疾患といった分野での新しい画像診断のための表現方法として期待されている。
【０１６５】
そこで、本Ｘ線撮影システムは、位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から、吸収画像や小角散乱画像を生成することも可能とする演算処理部１９０を用いる。なお、その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。演算処理部１９０は、位相コントラスト画像生成部１９１、吸収画像生成部１９２、小角散乱画像生成部１９３が構成されている。これらは、いずれもｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の走査位置Ｐｋで得られる画像データに基づいて演算処理を行う。このうち、位相コントラスト画像生成部１９１は、前述の手順に従って位相コントラスト画像を生成する。
【０１６６】
吸収画像生成部１９２は、画素ごとに得られる画素データＩｋ（ｘ，ｙ）を、図２１に示すように、ｋについて平均化して平均値を算出して画像化することにより吸収画像を生成する。なお、平均値の算出は、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）をｋについて単純に平均化することにより行なっても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の平均値を求めるようにしてもよい。また、吸収画像の生成には、平均値に限られず、平均値に対応する量であれば、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）をｋについて加算した加算値等を用いることが可能である。
【０１６７】
なお、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から、吸収像を作成するようにしてもよい。この吸収像は、検出系の透過率ムラを反映している（グリッドの透過率ムラ、線量検出器の吸収の影響等の情報が含まれている）。そこで、この画像から、検出系の透過率ムラを補正するための補正係数マップを作成することが出来る。被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から、吸収像を作成し、前述の補正係数を各画素にかけることで、検出系の透過率ムラを補正した、被写体の吸収像を得ることが出来る。
【０１６８】
小角散乱画像生成部１９３は、画素ごとに得られる画素データＩｋ（ｘ，ｙ）の振幅値を算出して画像化することにより小角散乱画像を生成する。なお、振幅値の算出は、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）の最大値と最小値との差を求めることによって行なっても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の振幅値を求めるようにしても良い。また、小角散乱画像の生成には、振幅値に限られず、平均値を中心としたばらつきに対応する量として、分散値や標準偏差等を用いることが可能である。
【０１６９】
なお、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から、小角散乱画像を作成するようにしてもよい。この小角散乱画像は、検出系の振幅値ムラを反映している（グリッドのピッチ不均一性、開口率不均一性、グリッド間の相対位置ズレによる不均一性等の情報が含まれている）。そこで、この画像から、検出系の振幅値ムラを補正するための補正係数マップを作成することが出来る。被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から、小角散乱画像を作成し、前述の補正係数を各画素にかけることで、検出系の振幅値ムラを補正した、被写体の小角散乱画像を得ることが出来る。
【０１７０】
本Ｘ線撮影システムによれば、被写体の位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から吸収画像や小角散乱画像を生成するので、吸収画像や小角散乱画像の撮影の間の撮影肢位のズレが生じず、位相コントラスト画像と吸収画像や小角散乱画像との良好な重ね合わせが可能となるとともに、吸収画像や小角散乱画像のために別途撮影を行う場合に比べて被写体の負担を軽減することができる。
【０１７１】
（１）以上、説明したように、本明細書には、放射線の進行方向に配置される第１の格子と、前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに位相の異なる複数の走査位置におかれる第２の格子と、前記第２の格子を移動させ、前記複数の走査位置に置く走査機構と、前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出し、前記複数の走査位置に応じた複数の画像を取得する放射線画像検出器を備え、前記第２の格子の複数の走査位置が、Ｐｌを第２の格子のｌ回走査後の走査位置、ｐ２を第２の格子の格子ピッチ及び、Ｍを第１の格子に対する第２の格子の複数の走査位置の個数として、条件式（１Ａ）を満足する放射線撮影装置が開示されている。
【０１７２】
（２）（１）に記載の放射線撮影装置であって、前記走査機構は、前記複数の走査位置の距離間隔が互いに等しくなるような、一定の走査ピッチで前記第２の格子を移動させる放射線撮影装置が開示されている。
【０１７３】
（３）（２）に記載の放射線撮影装置であって、ｐ２’を前記第２の格子の走査ピッチ及び、ｍをｍ＞１かつＭと互いに素である正の整数であるとして、条件式（２Ａ）を満足する放射線撮影装置が開示されている。
【０１７４】
（４）（３）に記載の放射線撮影装置であって、ｐ2''を前記第２の格子の走査ピッチとして、条件式（３Ａ）を満足する放射線撮影装置が開示されている。
【０１７５】
（５）（４）に記載の放射線撮影装置であって、ｎを正の整数として、条件式（４Ａ）を満足する放射線撮影装置。
【０１７６】
（６）（１）に記載の放射線撮影装置であって、Ｐ０を第２の格子の初期位置、Ｐｊを第２の格子の各走査位置及び、ｎｊをｎｊ≠０なる任意の整数として、条件式（５Ａ）を満足する放射線撮影装置が開示されている。
【０１７７】
（７）（１）から（６）のいずれか１つに記載の放射線撮影装置であって、前記放射線源から出射される放射線を領域選択的に通過させて、前記第１の格子に出射する第３の格子を更に備える放射線撮影装置が開示されている。
【０１７８】
（８）また、（１）から（７）のいずれか１つに記載の放射線撮影装置と、前記放射線画像検出器で取得される前記複数の画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算部を、備える放射線撮影システムが開示されている。
【符号の説明】
【０１７９】
１１  Ｘ線源
２０  制御装置
３０  フラットパネル検出器（ＦＰＤ）
３１  第１の吸収型格子
３２  第２の吸収型格子
３３  走査機構
【図１】
2012130452.tif 000041
【図２】
2012130452.tif 000042
【図３】
2012130452.tif 000043
【図４】
2012130452.tif 000044
【図５】
2012130452.tif 000045
【図６】
2012130452.tif 000046
【図７】
2012130452.tif 000047
【図８】
2012130452.tif 000048
【図９】
2012130452.tif 000049
【図１０】
2012130452.tif 000050
【図１１】
2012130452.tif 000051
【図１２】
2012130452.tif 000052
【図１３】
2012130452.tif 000053
【図１４】
2012130452.tif 000054
【図１５】
2012130452.tif 000055
【図１６】
2012130452.tif 000056
【図１７】
2012130452.tif 000057
【図１８】
2012130452.tif 000058
【図１９】
2012130452.tif 000059