(57)【要約】【課題】２つの格子を用いた放射線位相画像撮影装置において、２つの格子を透過した放射線が放射線画像検出器の検出面内に収まらずに外側にはみ出してしまうのを防止する。【解決手段】拡大撮影における拡大率の入力を受け付けて取得する拡大率取得部６２と、入力された拡大率に応じて、放射線画像検出器を放射線源に対して相対的に離接する方向に移動させる移動機構と、放射線画像検出器のサイズ情報を取得するカセッテサイズ情報取得部６３と、放射線画像検出器のサイズ情報に基づいて、第１および第２の格子を透過した放射線が放射線画像検出器内に収まるような許容拡大率を算出する許容拡大率算出部６４と、拡大率取得部６２によって取得された拡大率が許容拡大率の範囲内の拡大率の場合にのみ、拡大率に応じた距離だけ放射線画像検出器を移動させるよう移動機構を制御する移動機構制御部６０ａとを設ける。【選択図】図６
2012135612.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、該第１の格子により形成された周期パターン像を透過する部分と遮蔽する部分とからなる格子構造が周期的に配置され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、該第２の格子によって形成された前記第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器とを備えた放射線位相画像撮影装置であって、移動機構によって前記放射線画像検出器を前記放射線源に対して相対的に離接する方向に移動させて拡大撮影を行う放射線位相画像撮影装置を用いた放射線位相画像撮影方法において、
前記放射線画像検出器のサイズ情報と前記第１および第２の格子のうちの少なくとも一方のサイズ情報とに基づいて、前記第１および第２の格子を透過した放射線が前記放射線画像検出器内に収まるような許容拡大率を算出することを特徴とする放射線位相画像撮影方法。
【請求項２】
格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、該第１の格子により形成された周期パターン像を透過する部分と遮蔽する部分とからなる格子構造が周期的に配置され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、該第２の格子によって形成された前記第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器と、該放射線画像検出器を前記放射線源に対して相対的に離接する方向に移動させる移動機構とを備え、該移動機構によって前記放射線画像検出器を移動させることによって拡大撮影を行う放射線位相画像撮影装置であって、
前記放射線画像検出器のサイズ情報と前記第１および第２の格子の少なくとも一方のサイズ情報とに基づいて、前記第１および第２の格子を透過した放射線が前記放射線画像検出器内に収まるような許容拡大率を算出する許容拡大率算出部を備えたことを特徴とする放射線位相画像撮影装置。
【請求項３】
前記放射線画像検出器が交換可能なものであることを特徴とする請求項２記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項４】
前記放射線画像検出器のサイズ情報を取得する検出器サイズ情報取得部を備え、
前記許容拡大率算出部が、前記検出器サイズ情報取得部によって取得されたサイズ情報に基づいて前記許容拡大率を算出するものであることを特徴とする請求項３記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項５】
前記拡大撮影における拡大率の入力を受け付けて取得する拡大率取得部を備え、
前記移動機構が、前記拡大率取得部において取得された拡大率に応じて前記放射線画像検出器を移動させるものであることを特徴とする請求項２から４いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項６】
前記拡大率取得部によって取得された拡大率が前記許容拡大率の範囲内の拡大率の場合にのみ、該拡大率に応じた距離だけ前記放射線画像検出器を移動させるよう前記移動機構を制御する移動機構制御部を備えたことを特徴とする請求項５記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項７】
前記拡大率取得部によって取得された拡大率が前記許容拡大率の範囲内の拡大率の場合にのみ、該拡大率に応じた拡大撮影を許可する撮影制御部を備えたことを特徴とする請求項５または６記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項８】
前記第１および第２の格子のうちの少なくとも一方が交換可能に構成されたものであることを特徴とする請求項２から７いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項９】
前記第１および第２の格子のうちの少なくとも一方のサイズ情報を取得するグリッドサイズ取得部を備え、
前記許容拡大率算出部が、前記グリッドサイズ取得部によって取得された前記第１および第２の格子のうちの少なくとも一方のサイズ情報と前記放射線画像検出器のサイズ情報とに基づいて、前記許容拡大率を算出するものであることを特徴とする請求項８記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項１０】
前記拡大率取得部において取得された拡大率が前記許容拡大率よりも大きい場合には、その旨を報知する拡大率報知部を備えたことを特徴とする請求項５項記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項１１】
前記許容拡大率を出力する許容拡大率出力部を備えたものであることを特徴とする請求項２から１０いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項１２】
前記放射線源と前記第１の格子との間に配置され、前記放射線源から射出された放射線の照射範囲を制限する照射野絞りと、
前記許容拡大率に基づいて、前記照射野絞りの許容照射野サイズを算出する許容照射野サイズ算出部とを備えたことを特徴とする請求項２から１１いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項１３】
前記照射野絞りの照射野サイズの入力を受け付けて取得する照射野サイズ取得部と、
該照射野サイズ取得部によって取得された照射野サイズが前記許容照射野サイズよりも大きい場合には、その旨を報知する照射野サイズ報知部とを備えたことを特徴とする請求項１２記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項１４】
前記許容照射野サイズを出力する許容照射野サイズ出力部を備えたものであることを特徴とする請求項１２または１３記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項１５】
前記許容照射野サイズに基づいて、前記照射野絞りの設定可能な照射野サイズを制限する照射サイズ制限部を備えたことを特徴とする請求項１２から１４いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項１６】
前記放射線源と前記第１の格子との間に配置され、前記放射線源から射出された放射線の照射範囲を制限する照射野絞りと、
前記放射線画像検出器のサイズ情報と前記第１および第２の格子のサイズ情報とに基づいて算出された前記許容拡大率を第１の許容拡大率候補として取得するとともに、前記放射線画像検出器のサイズ情報と前記照射野絞りの照射野サイズとに基づいて第２の許容拡大率候補を算出する許容拡大率候補取得部とを備えたものであることを特徴とする請求項２から１１いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項１７】
前記照射野絞りの照射野サイズの入力を受け付けて取得する照射野サイズ取得部を備えたことを特徴とする請求項１６記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項１８】
前記照射野絞りの照射野サイズを予め取得した画像において設定された範囲に基づいて取得する照射野サイズ取得部を備えたことを特徴とする請求項１６記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項１９】
前記許容拡大率算出部が、前記第１の許容拡大率候補と前記第２の許容拡大率候補とを比較し、大きい方の許容拡大率候補を最終的な許容拡大率として決定するものであることを特徴とする請求項１６から１８いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項２０】
前記移動機構制御部が、入力された拡大率が前記最終的な許容拡大率の範囲内の拡大率の場合にのみ、該拡大率に応じた距離だけ前記放射線画像検出器を移動させるよう前記移動機構を制御するものであることを特徴とする請求項１９記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項２１】
入力された拡大率が前記最終的な許容拡大率の範囲内の拡大率の場合にのみ、該拡大率に応じた拡大撮影を許可する撮影制御部を備えたことを特徴とする請求項１９または２０記載の放射線位相画像撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、格子を利用した放射線位相画像撮影方法および装置に関するものであり、特に、拡大撮影を行う放射線位相画像撮影方法および装置に関するものである。
【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、被写体の内部を調べ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線画像を検出するＸ線画像検出器との間に被写体を配置して、被写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被写体を構成する物質の特性（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線画像検出器に入射する。この結果、被写体のＸ線透過像が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】
しかし、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り、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収能の差が小さく、従ってＸ線透過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関節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線の吸収量の差が小さいため、画像のコントラストが得られにくい。
【０００５】
近年、被検体の吸収係数の違いによるＸ線の強度変化に代えて、被検体の屈折率の違いによるＸ線の位相変化に基づいた位相コントラスト画像を得るＸ線位相イメージングの研究が行われている。この位相差を利用した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取得することができる。
【０００６】
このようなＸ線位相イメージングとして、たとえば、第１の格子と第２の格子の２つの格子を所定の間隔で平行に配列し、第１の格子によるタルボ干渉効果によって第２の格子の位置に第１の格子の自己像を形成し、この自己像を第２の格子によって強度変調することによってＸ線位相コントラスト画像を取得するＸ線位相画像撮影装置が提案されている。
【０００７】
一方、一般的なＸ線撮影システムにおいて、Ｘ線画像検出器などを小型の筐体に収容したＸ線画像撮影用カセッテも種々提案されている。このＸ線画像撮影用カセッテは、比較的薄型で且つ搬送可能なサイズのものであるため取り扱いが便利である。また、被写体の大きさや種類などに合わせて、それぞれに適した大きさや形状ものが準備されており、被写体の条件に応じて撮影装置に着脱できるように構成されている。そして、上述したＸ線位相画像撮影装置においても、このようなカセッテを用いることが考えられる。
【０００８】
また、Ｘ線位相画像撮影装置における第１の格子と第２の格子についても、被写体サイズなどに応じて種々のサイズがあり、第１および第２の格子ついてもＸ線画像検出器と同様に、装置に対して着脱可能な構成とし、用途に応じて取り替え可能にすることが考えられる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】特開２００７−２０５２０８号公報
【特許文献２】国際公開ＷＯ２００８−１０２５９８号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
ここで、従来、被写体とＸ線画像検出器との距離を調整することにより拡大された被写体のＸ線画像をＸ線画像検出器に投影して撮影を行う、いわゆる拡大撮影が提案されている。
【００１１】
この拡大撮影において、上述したようなＸ線画像撮影用カセッテを用いた場合を考えると、使用されるカセッテのサイズと、Ｘ線焦点から第１および第２の格子までの距離とＸ線焦点からカセッテまでの距離の比とによっては、第１および第２の格子を透過した放射線がカセッテ内のＸ線画像検出器の検出面内に収まらない場合が生じてしまう。
【００１２】
また、第１および第２の格子を着脱可能に構成した場合も同様に、使用される第１および第２の格子のサイズと、Ｘ線焦点から第１および第２の格子までの距離とＸ線焦点からカセッテまでの距離との比とによっては、第１および第２の格子とを透過した放射線がカセッテ内のＸ線画像検出器の検出面内に収まらない場合が生じてしまう。
【００１３】
このように第１および第２の格子を透過した放射線がＸ線画像検出器の検出面内に収まらない場合、Ｘ線画像が欠けてしまい、欠けた部分を診断できなかったり、被検者は画像が欠けた部分で余計な被曝を被ることになる。たとえば、マンモグラフィの例では、Ｘ線画像検出器は通常胸壁側に当接されて撮影されるので、拡大撮影を行うと乳頭側の画像が検出面内からはみ出すことになり、精査に必要十分な範囲を撮影できない問題が生じる。
【００１４】
特許文献１においては、位相コントラスト画像の撮影装置において、放射線画像検出器のサイズを取得し、そのサイズに応じて拡大率許容範囲を算出することが提案されているが、特許文献１に記載の装置は、上述したような第１および第２の格子を用いたものではなく、このような格子を透過した放射線が放射線画像検出器の検出面内に収まるように拡大率の許容範囲を算出することについては一切提案されていない。
【００１５】
また、特許文献２においても、タルボ干渉計方式、タルボロー干渉計方式、屈折コントラスト方式の３つの方式を切り換えて撮影を行う装置において、被写体台の上下により拡大率を変更することが提案されているが、特許文献２においても、格子を透過した放射線が放射線画像検出器の検出面内に収まるように拡大率の許容範囲を算出することについては一切提案されていない。
【００１６】
本発明は、上記事情を鑑み、２つの格子を用いた放射線位相画像撮影方法および装置において、２つの格子を透過した放射線が放射線画像検出器の検出面内に収まらずに外側にはみ出してしまうのを防止することができる放射線位相画像撮影方法および装置を提供することを目的とするものである。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
本発明の放射線位相画像撮影方法は、格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、第１の格子により形成された周期パターン像を透過する部分と遮蔽する部分とからなる格子構造が周期的に配置され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、第２の格子によって形成された第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器とを備えた放射線位相画像撮影装置であって、移動機構によって放射線画像検出器を放射線源に対して相対的に離接する方向に移動させて拡大撮影を行う放射線位相画像撮影装置を用いた放射線位相画像撮影方法において、放射線画像検出器のサイズ情報と第１および第２の格子の少なくとも一方のサイズ情報とに基づいて、第１および第２の格子を透過した放射線が放射線画像検出器内に収まるような許容拡大率を算出することを特徴とする。
【００１８】
本発明の放射線位相画像撮影装置は、格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、第１の格子により形成された周期パターン像を透過する部分と遮蔽する部分とからなる格子構造が周期的に配置され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、第２の格子によって形成された第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器と、放射線画像検出器を放射線源に対して相対的に離接する方向に移動させる移動機構とを備え、移動機構によって放射線画像検出器を移動させることによって拡大撮影を行う放射線位相画像撮影装置であって、放射線画像検出器のサイズ情報と第１および第２の格子の少なくとも一方のサイズ情報とに基づいて、第１および第２の格子を透過した放射線が放射線画像検出器内に収まるような許容拡大率を算出する許容拡大率算出部を備えたことを特徴とする。
【００１９】
また、上記本発明の放射線位相画像撮影装置においては、放射線画像検出器を交換可能なものとできる。
【００２０】
また、放射線画像検出器のサイズ情報を取得する検出器サイズ情報取得部を設け、許容拡大率算出部を、検出器サイズ情報取得部によって取得されたサイズ情報に基づいて許容拡大率を算出するものとできる。
【００２１】
また、拡大撮影における拡大率の入力を受け付けて取得する拡大率取得部を設け、移動機構を、拡大率取得部において取得された拡大率に応じて放射線画像検出器を移動させるものとできる。
【００２２】
また、拡大率取得部によって取得された拡大率が許容拡大率の範囲内の拡大率の場合にのみ、拡大率に応じた距離だけ放射線画像検出器を移動させるよう移動機構を制御する移動機構制御部を設けることができる。
【００２３】
また、拡大率取得部によって取得された拡大率が許容拡大率の範囲内の拡大率の場合にのみ、拡大率に応じた拡大撮影を許可する撮影制御部を設けることができる。
【００２４】
また、第１および第２の格子のうちの少なくとも一方を交換可能に構成することができる。
【００２５】
また、第１および第２の格子のうちの少なくとも一方のサイズ情報を取得するグリッドサイズ取得部を設け、許容拡大率算出部を、グリッドサイズ取得部によって取得された第１および第２の格子のうちの少なくとも一方のサイズ情報と放射線画像検出器のサイズ情報とに基づいて、許容拡大率を算出するものとできる。
【００２６】
また、拡大率取得部において取得された拡大率が許容拡大率よりも大きい場合には、その旨を報知する拡大率報知部を設けることができる。
【００２７】
また、許容拡大率を出力する許容拡大率出力部を設けることができる。
【００２８】
また、放射線源と第１の格子との間に配置され、放射線源から射出された放射線の照射範囲を制限する照射野絞りと、許容拡大率に基づいて、照射野絞りの許容照射野サイズを算出する許容照射野サイズ算出部とを設けることができる。
【００２９】
また、照射野絞りの照射野サイズの入力を受け付けて取得する照射野サイズ取得部と、照射野サイズ取得部によって取得された照射野サイズが許容照射野サイズよりも大きい場合には、その旨を報知する照射野サイズ報知部とを設けることができる。
【００３０】
また、許容照射野サイズを出力する許容照射野サイズ出力部を備えたものとできる。
【００３１】
また、許容照射野サイズに基づいて、照射野絞りの設定可能な照射野サイズを制限する照射サイズ制限部を設けることができる。
【００３２】
また、放射線源と第１の格子との間に配置され、放射線源から射出された放射線の照射範囲を制限する照射野絞りと、放射線画像検出器のサイズ情報と第１および第２の格子のサイズ情報とに基づいて算出された許容拡大率を第１の許容拡大率候補として取得するとともに、放射線画像検出器のサイズ情報と照射野絞りの照射野サイズとに基づいて第２の許容拡大率候補を算出する許容拡大率候補取得部とを設けることができる。
【００３３】
また、照射野絞りの照射野サイズの入力を受け付けて取得する照射野サイズ取得部を設けることができる。
【００３４】
また、照射野絞りの照射野サイズを予め取得した画像に基づいて取得する照射野サイズ取得部を設けることができる。
【００３５】
また、許容拡大率算出部を、第１の許容拡大率候補と第２の許容拡大率候補とを比較し、大きい方の許容拡大率候補を最終的な許容拡大率として決定するものとできる。
【００３６】
また、移動機構制御部を、入力された拡大率が最終的な許容拡大率の範囲内の拡大率の場合にのみ、拡大率に応じた距離だけ放射線画像検出器を移動させるよう移動機構を制御するものとできる。
【００３７】
また、入力された拡大率が最終的な許容拡大率の範囲内の拡大率の場合にのみ、拡大率に応じた拡大撮影を許可する撮影制御部を設けることができる。
【発明の効果】
【００３８】
本発明の放射線位相画像撮影方法および装置によれば、移動機構によって放射線画像検出器を放射線源に対して相対的に離接する方向に移動させて拡大撮影を行う放射線位相画像撮影装置において、放射線画像検出器のサイズ情報と第１および第２の格子の少なくとも一方のサイズ情報とに基づいて、第１および第２の格子を透過した放射線が放射線画像検出器内に収まるような許容拡大率を算出するようにしたので、たとえば、入力された拡大率が許容拡大率の範囲内の拡大率の場合にのみ、その拡大率に応じた距離だけ放射線画像検出器を移動させることができ、第１および第２の格子を透過した放射線を放射線画像検出器の検出面内に確実に収まるようにすることができ、上述したような画像の欠損を防止することができる。
【００３９】
また、第１および第２の格子を交換可能に構成し、第１および第２の格子のサイズ情報を取得し、その取得した第１および第２の格子のサイズ情報と放射線画像検出器のサイズ情報とに基づいて、許容拡大率を算出するようにした場合には、第１および第２の格子のサイズに応じた適切な許容拡大率を算出することができる。
【００４０】
また、放射線源と第１の格子との間に放射線源から射出された放射線の照射範囲を制限する照射野絞りを設け、許容拡大率に基づいて、上記照射野絞りの許容照射野サイズを算出するようにした場合には、許容拡大率に応じて照射野絞りにおいて放射線の照射範囲を制限するので、放射線の照射範囲をより確実に放射線画像検出器の検出面内に収めることができる。
【図面の簡単な説明】
【００４１】
【図１】本発明の放射線位相画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムの概略構成図
【図２】図１に示す乳房画像撮影装置の放射線源、第１および第２の格子、放射線画像検出器を抽出した模式図
【図３】図２に示す放射線源、第１および第２の格子、放射線画像検出器の上面図
【図４】第１の格子の概略構成図
【図５】第２の格子の概略構成図
【図６】図１に示す乳房画像撮影表示システムにおけるコンピュータの内部構成を示すブロック図
【図７】本発明の放射線位相画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムの作用を説明するためのフローチャート
【図８】許容拡大率の算出方法を説明するための図
【図９】被検体の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つの放射線の経路を例示する図
【図１０】第２の格子の並進移動について説明するための図
【図１１】位相コントラスト画像を生成する方法を説明するための図
【図１２】第１および第２の格子を交換可能にした場合の乳房画像撮影表示システムのコンピュータ内を示すブロック図
【図１３】照射野絞りを示す図
【図１４】許容拡大率に基づいて許容照射野サイズを算出する乳房画像撮影表示システムのコンピュータ内を示すブロック図
【図１５】許容照射野サイズを算出する方法を説明するための図
【図１６】カセッテサイズと設定入力された照射野サイズとに基づいて許容拡大率候補を算出する方法を説明するための図
【図１７】１回の撮影により複数の縞画像を取得する場合の第１の格子の自己像、第２の格子および放射線画像検出器の画素の配置関係を示す図
【図１８】第２の格子に対する第１の格子の自己像の傾き角を設定する方法を説明するための図
【図１９】第２の格子に対する第１の格子の自己像の傾き角の調整方法を説明するための図
【図２０】放射線画像検出器から読み取られた画像信号に基づいて、複数の縞画像を取得する作用を説明するための図
【図２１】放射線画像検出器から読み取られた画像信号に基づいて、複数の縞画像を取得する作用を説明するための図
【図２２】光読取方式の放射線画像検出器の一例を示す図
【図２３】図２２に示す放射線画像検出器における放射線画像の記録の作用を説明するための図
【図２４】図２２に示す放射線画像検出器における放射線画像の読取りの作用を説明するための図
【図２５】吸収画像と小角散乱画像を生成する方法を説明するための図
【図２６】第１および第２の格子を９０°回転させる構成を説明するための図
【発明を実施するための形態】
【００４２】
以下、図面を参照して本発明の放射線位相画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムについて説明する。図１は、本発明の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システム全体の概略構成を示す図である。
【００４３】
本乳房画像撮影表示システムは、図１に示すように、乳房画像撮影装置１０と、乳房画像撮影装置１０に接続されたコンピュータ３０と、コンピュータ３０に接続されたモニタ４０および入力部５０とを備えている。
【００４４】
そして、乳房画像撮影装置１０は、図１に示すように、基台１１と、基台１１に対し上下方向（Ｚ方向）に移動可能であり、かつ回転可能な回転軸１２と、回転軸１２により基台１１と連結されたアーム部１３を備えている。
【００４５】
アーム部１３はアルファベットのＣの形をしており、アーム部１３の一方の側には乳房Ｂが設置される撮影台１４が設けられ、他方の側には撮影台１４と対向するように放射線源ユニット１５が設けられている。アーム部１３の上下方向の移動は、基台１１に組み込まれたアームコントローラ３３により制御される。
【００４６】
また、撮影台１４の乳房設置面とは反対側には、グリッドユニット１６とカセッテユニット１７とが撮影台１４からこの順に配置されている。
【００４７】
グリッドユニット１６は、グリッド支持部１６ａを介してアーム部１３に接続されており、グリッドユニット１６の内部には、後で詳述する第１の格子２、第２の格子３および走査機構５が設けられている。
【００４８】
カセッテユニット１７は、カセッテユニット１７を支持するとともに、カセッテユニット１７が着脱可能であるカセッテ支持部１７ａを介してアーム部１３に接続されている。そして、アーム部１３内には、カセッテ支持部１７ａを上下方向（Ｚ方向）に移動させるカセッテ移動機構６が設けられている。カセッテ移動機構６は、拡大撮影における拡大率に応じた距離だけカセッテユニット１７を移動させるものであり、アームコントローラ３３によって制御される。カセッテ移動機構６の制御方法については、後で詳述する。
【００４９】
カセッテユニット１７の内部には、フラットパネルディテクタ等の放射線画像検出器４と、放射線画像検出器４からの電荷信号の読み出しなどを制御する検出器コントローラ３５とが備えられている。また、図示省略したが、カセッテユニット１７の内部には、放射線画像検出器４から読み出された電荷信号を電圧信号に変換するチャージアンプや、チャージアンプから出力された電圧信号をサンプリングする相関２重サンプリング回路や、電圧信号をデジタル信号に変換するＡＤ変換部などが設けられた回路基板なども設置されている。
【００５０】
放射線画像検出器４は、放射線画像の記録と読出しを繰り返して行うことができるものであり、放射線の照射を直接受けて電荷を発生する、いわゆる直接型の放射線画像検出器を用いてもよいし、放射線を一旦可視光に変換し、その可視光を電荷信号に変換する、いわゆる間接型の放射線画像検出器を用いるようにしてもよい。また、放射線画像信号の読出方式としては、ＴＦＴ（thin film transistor）スイッチがオン・オフされることによって放射線画像信号が読みだされる、いわゆるＴＦＴ読出方式のものや、読取光を照射することによって放射線画像信号が読み出される、いわゆる光読出方式のものを用いることが望ましいが、これに限らずその他のものを用いるようにしてもよい。
【００５１】
放射線源ユニット１５の中には放射線源１と、放射線源コントローラ３４が収納されている。放射線源コントローラ３４は、放射線源１から放射線を照射するタイミングと、放射線源１における放射線発生条件（管電流、露光時間、管電圧等）を制御するものである。
【００５２】
また、アーム部１３の中央部には、撮影台１４の上方に配置されて乳房を押さえつけて圧迫する圧迫板１８と、その圧迫板１８を支持する圧迫板支持部２０と、圧迫板支持部２０を上下方向（Ｚ方向）に移動させる圧迫板移動機構１９が設けられている。圧迫板１８の位置、圧迫圧は、圧迫板コントローラ３６により制御される。
【００５３】
ここで、本実施形態の乳房画像撮影表示システムは、放射線源１、第１の格子２、第２の格子３および放射線画像検出器４を用いて乳房Ｂの位相コントラスト画像を撮影するものであるが、この位相コントラスト画像の撮影を行うために必要とされる放射線源１、第１の格子２および第３の格子３の構成についてより詳細に説明する。図２は、図１に示す放射線源１、第１および第２の格子２，３および放射線画像検出器４のみを抽出して示したものであり、図２は、図３は、図２に示す放射線源１、第１および第２の格子２，３および放射線画像検出器４を上方から見た模式図である。
【００５４】
放射線源１は、乳房Ｂに向けて放射線を射出するものであり、第１の格子２に放射線を照射したとき、タルボ干渉効果を発生させうるだけの空間的干渉性を有するものである。たとえば、放射線の発光点のサイズが小さいマイクロフォーカスＸ線管やプラズマＸ線源を利用することができる。また、通常の医療現場で用いられるような比較的放射線の発光点（いわゆる焦点サイズ）の大きな放射線源を用いる場合は、所定のピッチを有するマルチスリットＭＳを放射線の射出側に設置して使用することができる。この場合の詳細な構成は、たとえば、“Franz Pfeiffer, Timm Weikamp, Oliver Bunk, Christian David, Nature Physics 2, 258-261(01 Apr 2006)Letters, Phase retrieval and differential phase-contrast imaging with low-brilliance X-ray sources”に記されているが、そのスリットＭＳのピッチＰ０は以下の式を満たすような大きさとする必要がある。
【数１】
2012135612.tif 000003
【００５５】
なお、Ｐ２は第２の格子３のピッチ、Ｚ３は、図３に示すように、マルチスリットＭＳの位置から第１の格子２までの距離、Ｚ２は第１の格子２から第２の格子３までの距離である。
【００５６】
第１の格子２は、放射線源１から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成するものであり、図４に示すように、放射線を主として透過する基板２１と、基板２１上に設けられた複数の部材２２とを備えている。複数の部材２２は、いずれも放射線の光軸に直交する面内の一方向（Ｘ方向およびＺ方向に直交するＹ方向、図４の紙面厚さ方向）に延伸した線状の部材である。複数の部材２２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。部材２２の素材としては、たとえば、金、白金などの金属を用いることができる。また、第１の格子２としては、照射される放射線に対して約９０°または約１８０°の位相変調を与える、いわゆる位相変調型格子であることが望ましく、たとえば、部材２２を金とした場合、通常の医療診断用のＸ線エネルギー領域において必要な厚さｈ１は１μｍ〜１０μｍ程度になる。また、振幅変調型格子を用いることもできる。この場合、部材２２は放射線を十分に吸収する厚さが必要である。たとえば、部材２２を金とした場合、通常の医療診断用のＸ線エネルギー領域において必要な厚さｈ１は１０μｍ〜数１００μｍ程度になる。
【００５７】
第２の格子３は、第１の格子２により形成された第１の周期パターン像を強度変調して第２の周期パターン像を形成するものであり、図５に示すように、第１の格子２と同様に、放射線を主として透過する基板３１と、基板３１に設けられた複数の部材３２とを備えている。複数の部材３２は放射線を遮蔽するものであり、いずれも放射線の光軸に直交する面内の一方向（Ｘ方向およびＺ方向に直交するＹ方向、図５の紙面厚さ方向）に延伸した線状の部材である。複数の部材３２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。複数の部材３２の素材としては、たとえば、金、白金などの金属を用いることができる。第２の格子３は、振幅変調型格子であることが望ましい。このとき、部材３２は放射線を十分に吸収する厚さが必要である。たとえば、部材３２を金とした場合、通常の医療診断用のＸ線エネルギー領域において必要な厚さｈ２は１０μｍ〜数１００μｍ程度になる。
【００５８】
ここで、放射線源１から照射される放射線が、平行ビームではなく、コーンビームである場合には、第１の格子２を通過して形成される第１の格子２の自己像Ｇ１は、放射線源１からの距離に比例して拡大される。そして、本実施形態においては、第２の格子３の格子ピッチＰ２と間隔ｄ２は、そのスリット部が、第２の格子３の位置における第１の格子２の自己像Ｇ１の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定される。すなわち、放射線源１の焦点から第１の格子２までの距離をＺ１、第１の格子２から第２の格子３までの距離をＺ２とし、第１の格子２を９０°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子とした場合、第２の格子ピッチＰ２は、次式（２）の関係を満たすように決定される。なお、Ｐ１’は、第２の格子３の位置における第１の格子２の自己像Ｇ１のピッチである。
【数２】
2012135612.tif 000004
【００５９】
また、第１の格子２を１８０°の位相変調を与える位相変調型格子とした場合には、次式（３）の関係を満たすように決定される。
【数３】
2012135612.tif 000005
【００６０】
そして、本実施形態の乳房画像撮影装置１０をタルボ干渉計として機能させるためには、さらにいくつかの条件をほぼ満たさねばならない。その条件について以下に説明する。
【００６１】
まず、第１の格子２と第２の格子３とのグリッド面が、図２に示すＸ−Ｙ平面に平行であることが必要である。
【００６２】
そして、さらに、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ２は、第１の格子２が９０°の位相変調を与える位相変調型格子である場合、次の条件をほぼ満たさなければならない。
【数４】
2012135612.tif 000006
【００６３】
ただし、λは放射線の波長（通常は第１の格子２に入射する放射線の実効波長）、ｍは０か正の整数、Ｐ１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ２は上述した第２の格子３の格子ピッチである。
【００６４】
また、第１の格子２が１８０°の位相変調を与える位相変調型格子である場合には、次の条件をほぼ満たさなければならない。
【数５】
2012135612.tif 000007
【００６５】
ただし、λは放射線の波長（通常は第１の格子２に入射する放射線の実効波長）、ｍは０か正の整数、Ｐ１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ２は上述した第２の格子３の格子ピッチである。
【００６６】
さらに、第１の格子２が振幅変調型格子である場合には、次の条件をほぼ満たさなければならない。
【数６】
2012135612.tif 000008
【００６７】
ただし、λは放射線の波長（通常は実効波長）、ｍ’は正の整数、Ｐ１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ２は上述した第２の格子３の格子ピッチである。
【００６８】
また、図４および図５に示すように、第１の格子２の部材２２は厚みｈ１で形成され、第２の格子３の部材３２は厚みｈ２で形成されるが、厚みｈ１と厚みｈ２とを厚くしすぎると、第１の格子２および第２の格子３に斜めに入射する放射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部材２２，３２の延伸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の上限を規定することが好ましい。放射線画像検出器４の検出面におけるＸ方向の有効視野の長さＶを確保するためには、厚みｈ１，ｈ２は、次式（７）および次式（８）を満たすように設定することが好ましい。ここで、Ｌは、放射線源１の焦点から放射線画像検出器４の検出面までの距離である（図３参照）。
【数７】
2012135612.tif 000009
【数８】
2012135612.tif 000010
【００６９】
そして、グリッドユニット１６内に設けられた走査機構５は、上述したような第２の格子３をその部材３２の延伸方向に直交する方向（Ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の格子２と第２の格子３との相対位置を変化させるものである。走査機構５は、たとえば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。そして、走査機構５によって並進移動する第２の格子３の各位置において第２の格子３により形成された第２の周期パターン像が、放射線画像検出器４によって検出される。
【００７０】
図６は、図１に示すコンピュータ３０の構成を示すブロック図である。コンピュータ３０は、中央処理装置（ＣＰＵ）および半導体メモリやハードディスクやＳＳＤ等のストレージデバイスなどを備えており、これらのハードウェアによって、図６に示すような制御部６０、位相コントラスト画像生成部６１、拡大率取得部６２、カセッテサイズ取得部６３、および許容拡大率算出部６４が構成されている。
【００７１】
制御部６０は、各種のコントローラ３３〜３６に対して所定の制御信号を出力し、システム全体の制御を行うものである。また、制御部６０は、移動機構制御部６０ａを備えており、移動機構制御部６０ａは、入力部５０において入力された拡大撮影の拡大率に基づいて、図１に示すカセッテ移動機構６を制御するものである。制御部６０および移動機構制御部６０ａの具体的な制御方法については後で詳述する。
【００７２】
位相コントラスト画像生成部６１は、放射線画像検出器４により第２の格子３の位置毎に検出された互いに異なる複数種類の縞画像の画像信号に基づいて放射線位相コントラスト画像を生成するものである。放射線位相コントラスト画像の生成方法については、後で詳述する。
【００７３】
拡大率取得部６２は、入力部５０において入力された拡大撮影の拡大率を取得し、これを制御部６０に出力するものである。
【００７４】
カセッテサイズ取得部６３は、入力部５０において入力されたカセッテサイズの情報を取得し、これを許容拡大率算出部６４に出力するものである。なお、本実施形態におけるカセッテサイズは、実質的にはカセッテユニット１７内の放射線画像検出器４のサイズであり、放射線画像検出器４の直交する２辺のうちの短い方の辺の長さとする。また、本実施形態においては、カセッテサイズの情報を入力部５０から入力するようにしたが、カセッテサイズの取得方法としてはこれに限らず、たとえばカセッテユニット１７にサイズ情報を記憶しておき、カセッテサイズ取得部６３が、そのサイズ情報を読み出して取得するようにしてもよい。
【００７５】
許容拡大率算出部６４は、カセッテサイズ取得部６３から出力されたカセッテサイズと、予め設定された第１および第２の格子２，３のサイズとに基づいて許容拡大率を算出し、これを制御部６０に出力するものである。本実施形態における許容拡大率は、拡大撮影の際に、第１および第２の格子を透過した放射線が放射線画像検出器４の検出面内に収まる最大の拡大率とする。また、本実施形態における第１および第２の格子２，３のサイズとは、第１および第２の格子２，３の直交する２辺のうち、カセッテサイズとして選択した一方の辺、すなわち放射線画像検出器４の直交する２辺のうちの短い方の辺の方向と同一方向の辺の長さとする。許容拡大率の算出方法については、後で詳述する。
【００７６】
モニタ４０は、コンピュータ３０の位相コントラスト画像生成部６１において生成された位相コントラスト画像を表示するものである。
【００７７】
入力部５０は、たとえば、キーボードやマウスなどのポインティングデバイスから構成されるものであり、撮影条件や撮影開始指示などの撮影者による入力を受け付けるものである。本実施形態においては、特に、アーム部１３に設置されたカセッテユニット１７のカセッテサイズや拡大撮影における拡大率の入力を受け付けるものである。
【００７８】
次に、本実施形態の乳房画像撮影表示システムの作用について、図７に示すフォローチャートを参照しながら説明する。
【００７９】
まず、患者の乳房の大きさや撮影目的などに応じて、適切なサイズのカセッテユニット１７がアーム部１３のカセッテ支持部１７ａに設置される（Ｓ１０）。カセッテサイズとしては、たとえば、１８ｃｍ×２４ｃｍ、２４ｃｍ×３０ｃｍ、１７インチ×１７インチ、１７インチ×１４インチ、９インチ×９インチなどがあるがこれに限らない。
【００８０】
そして、その設置されたカセッテユニット１７のカセッテサイズが、撮影者によって入力部５０を用いて入力され、カセッテサイズ取得部６３によって取得される（Ｓ１２）。カセッテサイズ取得部６３によって取得されたカセッテサイズは、許容拡大率算出部６４に出力され、許容拡大率算出部６４において、入力されたカセッテサイズと予め設定された第１および第２の格子２，３のサイズとに基づいて許容拡大率が算出される。
【００８１】
具体的には、まず、図８に示すように、放射線源１と乳房Ｂとの距離をａ、放射線源１と放射線画像検出器４の検出面との距離をｂとすると、拡大率ＭはＭ＝ｂ／ａと表すことができる。そして、第１の格子２のサイズをＬ１、第２の格子３のサイズをＬ２、カセッテサイズをＬ３としたとき、下式（９），（１０）を満たすＭのうちの小さい方の拡大率Ｍが、許容拡大率として算出される。
【数９】
2012135612.tif 000011
【数１０】
2012135612.tif 000012
【００８２】
なお、Ｚ１およびＺ２は、上式（２）または上式（３）を満たすように、通常、予め設定されている。
【００８３】
また、本実施形態においては、第１の格子２のサイズと第２の格子３のサイズとの両方を考慮して許容拡大率を算出するようにしたが、これに限らず、いずれか一方のサイズに基づいて許容拡大率を算出するようにしてもよい。
【００８４】
たとえば、放射線としてコーンビームを用いる場合には、放射線源１に近い格子の方が放射線画像検出器４上における拡大率が大きくなるので、第１の格子２のサイズに基づいて許容拡大率を算出することが望ましい。
【００８５】
また、有効視野は第１の格子２と第２の格子３の両方を透過する必要があるため、第１の格子２と第２の格子３とを放射線が透過した範囲をそれぞれ放射線画像検出器４上における面積に換算して小さい方の格子のサイズを用いて許容拡大率を算出するようにしてもよい。
【００８６】
すなわち、拡大撮影の際に、第１および第２の格子２，３を透過した放射線が放射線画像検出器４の検出面内に収まる最大の拡大率を許容拡大率として算出する。そして、許容拡大率算出部６４は算出した許容拡大率を制御部６０に出力する。なお、許容拡大率より大きい拡大率で撮影を行った場合、すなわち、放射線画像検出器４を、図３に示すｂ’の位置に移動させて撮影を行った場合、第１および第２の格子２，３を透過した放射線の一部が放射線画像検出器４の検出面内に収まらないことになるので、乳房の放射線画像の一部が放射線画像検出器４の検出面内に収まらないことになり、放射線画像が欠けてしまい、その欠けた部分を診断することができず、さらに被検者は、その画像が欠けた部分において余分な被曝を受けることになる。本実施形態の乳房画像撮影表示システムにおいては、このような問題が起こらないように、以下のようにして拡大撮影における拡大率を制限する。
【００８７】
まず、上述したようにして算出された許容拡大率は、制御部６０に出力されて設定される。そして、撮影台１４の上に患者の乳房Ｂが設置され、圧迫板１８により乳房Ｂが所定の圧力によって圧迫される（Ｓ１６）。
【００８８】
次に、撮影者によって入力部５０を用いて拡大撮影の拡大率が入力される（Ｓ１８）。入力部５０において受け付けられた拡大率は、拡大率取得部６２によって取得され、制御部６０に出力される。
【００８９】
そして、制御部６０は、入力された拡大率と上述したようにして算出された許容拡大率とを比較し、撮影者によって設定入力された拡大率が許容拡大率以下である場合には、その拡大率に応じた拡大撮影が行われるように制御部６０の移動機構制御部６０ａがアームコントローラ３３に制御信号を出力し、その制御信号に応じてアームコントローラ３３によってカセッテ移動機構６が駆動制御され、カセッテ移動機構６によってカセッテユニット１７が上下方向に移動する（Ｓ２０，ＹＥＳ）。すなわち、カセッテ移動機構６が、放射線源１と放射線画像検出器４の検出面との距離ｂが、撮影者によって設定入力された拡大率に応じた距離となるようにカセッテユニット１７をＺ方向に移動させる（Ｓ２２）。
【００９０】
一方、撮影者によって設定入力された拡大率が許容拡大率よりも大きい場合には、制御部６０は、モニタ４０において、設定入力された拡大率が許容拡大率よりも大きいことを報知する警告メッセージと許容拡大率を出力するとともに、許容拡大率以下の拡大率の再入力を促すメッセージを出力する（Ｓ２０，ＮＯ、Ｓ２４）。そして、撮影者によって許容拡大率以下の拡大率が再入力される。
【００９１】
そして、上記のようにして許容拡大率以下の拡大率が設定され、その拡大率に応じた位置にカセッテユニット１７が配置された後、位相コントラスト画像の撮影が行われる（Ｓ２６）。
【００９２】
次に、本実施形態における位相コントラスト画像の撮影について詳細に説明する。
【００９３】
まず、上述したように乳房Ｂが配置され、カセッテユニット１７の位置制御が行われた後、撮影者の撮影開始指示の入力に応じて放射線源１から放射線が射出される。そして、その放射線は乳房Ｂを透過した後、第１の格子２に照射される。第１の格子２に照射された放射線は、第１の格子２で回折されることにより、第１の格子２から放射線の光軸方向において所定の距離において、タルボ干渉像を形成する。
【００９４】
これをタルボ効果と呼び、光波が第１の格子２を通過したとき、第１の格子２から所定の距離において、第１の格子２の自己像Ｇ１を形成する。たとえば、第１の格子２が、９０°の位相変調を与える位相変調型格子の場合、上式（４）（１８０°の位相変調型格子の場合は上式（５）、強度変調型格子の場合は上式（６））で与えられる距離において第１の格子２の自己像Ｇ１を形成する一方、被検体である乳房Ｂによって、第１の格子２に入射する放射線の波面は歪むため、第１の格子２の自己像Ｇ１はそれに従って変形している。
【００９５】
続いて、放射線は、第２の格子３を通過する。その結果、上記の変形した第１の格子２の自己像Ｇ１は第２の格子３との重ね合わせにより、強度変調を受け、上記波面の歪みを反映した画像信号として放射線画像検出器４により検出される。そして、放射線画像検出器４によって検出された画像信号はコンピュータ３０の位相コントラスト画像生成部６１に入力される。
【００９６】
次に、位相コントラスト画像生成部６１において位相コントラスト画像を生成する方法について説明するが、まず、本実施形態における位相コントラスト画像の生成方法の原理について説明する。
【００９７】
図９は、被検体Ｂ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つの放射線の経路を例示している。符号Ｘ１は、被検体Ｂが存在しない場合に直進する放射線の経路を示しており、この経路Ｘ１を進む放射線は、第１の格子２および第２の格子３を通過して放射線画像検出器４に入射する。符号Ｘ２は、被検体Ｂが存在する場合に、被検体Ｂにより屈折されて偏向した放射線の経路を示している。この経路Ｘ２を進む放射線は第１の格子２を通過した後、第２の格子３により遮蔽される。
【００９８】
被検体Ｂの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体Ｂの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、放射線の進む方向をｚとして、次式（１１）で表される。ここで、説明の簡略化のため、ｙ座標は省略している。
【数１１】
2012135612.tif 000013
【００９９】
第１の格子２から第２の格子３の位置に形成された自己像Ｇ１は、被検体Ｂでの放射線の屈折により、その屈折角ψに応じた量だけｘ方向に変位する。この変位量Δｘは、放射線の屈折角ψが微小であることに基づいて、近似的に次式（１２）で表される。
【数１２】
2012135612.tif 000014
【０１００】
ここで、屈折角ψは、放射線の波長λと被検体Ｂの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、次式（１３）で表される。
【数１３】
2012135612.tif 000015
【０１０１】
このように、被検体Ｂでの放射線の屈折による自己像Ｇ１の変位量Δｘは、被検体Ｂ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、放射線画像検出器４で検出される各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψ（被検体Ｂがある場合とない場合とでの各画素の強度変調信号の位相ズレ量）に、次式（１４）のように関連している。
【数１４】
2012135612.tif 000016
【０１０２】
したがって、各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを求めることにより、上式（１４）から屈折角ψが求まり、上式（１３）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まる。この微分量をｘについて積分することにより、被検体１０の位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被検体Ｂの位相コントラスト画像を生成することができる。本実施形態では、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。
【０１０３】
縞走査法では、第１の格子２または第２の格子３の一方を他方に対して相対的にＸ方向に並進移動させながら、上述したような撮影を行う。本実施形態においては、上述の走査機構５により第２の格子３を移動させる。第２の格子３の移動にともなって、放射線画像検出器４によって検出される縞画像が移動し、並進距離（Ｘ方向への移動量）が、第２の格子３の配列周期の１周期（配列ピッチＰ２）に達すると、すなわち位相変化が２πに達すると縞画像は元の位置に戻る。このような縞画像の変化を、配列ピッチＰ２の整数分の１ずつ第２の格子３を移動させながら、放射線画像検出器４において縞画像を検出し、その検出した複数の縞画像から各画素の強度変調信号を取得し、各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを取得する。
【０１０４】
図１０は、配列ピッチＰ２をＭ（２以上の整数）個に分割した移動ピッチ（Ｐ２／Ｍ）ずつ第２の格子３を移動させる様子を模式的に示している。走査機構５は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各移動位置に、第２の格子３を順に並進移動させる。なお、図１０では、第２の格子３の初期位置を、被検体Ｂが存在しない場合における第２の格子３の位置での第１の格子２の自己像Ｇ１の暗部が、第２の格子３の部材３２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。
【０１０５】
まず、ｋ＝０の位置では、主として、被検体Ｂにより屈折されなかった放射線が第２の格子３を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の格子３を移動させていくと、第２の格子３を通過する放射線は、被検体Ｂにより屈折されなかった放射線の成分が減少する一方で、被検体Ｂにより屈折された放射線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２では、主として、被検体Ｂにより屈折された放射線の成分のみが第２の格子３を通過する。ｋ＝Ｍ／２を超えると、逆に、第２の格子３を通過する放射線は、被検体Ｂにより屈折された放射線の成分が減少する一方で、被検体Ｂにより屈折されなかった放射線の成分が増加する。
【０１０６】
そして、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で放射線画像検出器４による撮影を行うことによってＭ枚の縞画像信号が取得され、位相コントラスト画像生成部６１に記憶される。
【０１０７】
以下に、このＭ枚の縞画像信号の各画素の画素信号から各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを算出する方法を説明する。
【０１０８】
まず、第２の格子３の位置ｋにおける各画素の画素信号Ｉｋ（ｘ）は、次式（１５）で表される。
【数１５】
2012135612.tif 000017
【０１０９】
ここで、ｘは、画素のｘ方向に関する座標であり、Ａ０は入射放射線の強度であり、Ａｎは強度変調信号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、ψ（ｘ）は、上記屈折角ψを放射線画像検出器４の画素の座標ｘの関数として表したものである。
【０１１０】
次いで、次式（１６）の関係式を用いると、上記屈折角ψ（ｘ）は、式（１７）のように表される。
【数１６】
2012135612.tif 000018
【数１７】
2012135612.tif 000019
【０１１１】
ここで、ａｒｇ[]は、偏角の抽出を意味しており、放射線画像検出器４の各画素の位相ズレ量Ψに対応する。したがって、放射線画像検出器４の各画素について取得されたＭ個の縞画像信号の画素信号から、式（１７）に基づいて位相コントラスト画像の各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを算出することにより、屈折角ψ（ｘ）が求められる。
【０１１２】
具体的には、放射線画像検出器４の各画素について取得されたＭ個の縞画像は、図１１に示すように、放射線画像検出器４の位置ｋに対して、第２の格子２の格子ピッチＰ２の周期で周期的に変化する。図１１中の破線は被検体Ｂが存在しない場合の縞画像の変化を示しており、実線は、被検体Ｂが存在する場合の縞画像の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψに対応する。
【０１１３】
そして、屈折角ψ（ｘ）は、上式（１３）で示したように位相シフト分布Φ（ｘ）の微分値に対応する値であるため、屈折角ψ（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）を取得することができる。
【０１１４】
上記説明では、画素のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標についても同様の演算を行うことにより、屈折角の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）が得られ、これをｘ軸に沿って積分することにより、２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を位相コントラスト画像として得ることができる。
【０１１５】
また、屈折角の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）に代えて、位相ズレ量の２次元分布Ψ（ｘ，ｙ）をｘ軸に沿って積分することにより位相コントラスト画像を生成するようにしてもよい。
【０１１６】
屈折角の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）や位相ズレ量Ψ（ｘ，ｙ）は、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）の微分値に対応するものであるため位相微分像と呼ばれるが、この位相微分像を位相コントラスト画像として生成するようにしてもよい。
【０１１７】
以上のようにして位相コントラスト画像生成部６１において、複数の縞画像に基づいて位相コントラスト画像が生成される。
【０１１８】
また、上記実施形態においては、カセッテユニット１７を交換可能に構成するようにしたが、さらにグリッドユニット１６についても、被写体の種類や大きさ、撮影方法などに応じて交換可能に構成するようにしてもよい。第１の格子２および第２の格子３のサイズとしては、たとえば、たとえば、６インチ×６インチ、８インチ×８インチ、１０インチ×１０インチなどがあるがこれに限らない。
【０１１９】
そして、このようにグリッドユニット１６についても交換可能とした場合には、許容拡大率算出部６４は、設置されたグリッドユニット１６のサイズ情報に基づいて許容拡大率を算出するようにすればよい。具体的には、図１２に示すように、コンピュータ３７内に第１および第２の格子２，３のサイズ情報を取得するグリッドサイズ取得部６５をさらに設け、許容拡大率算出部６４が、このグリッドサイズ取得部６５によって取得された第１および第２の格子２，３のサイズ情報を用いて許容拡大率を算出するようにすればよい。なお、グリッドサイズ取得部６５は、入力部５０において撮影者によって入力され受け付けられた第１および第２の格子２，３のサイズ情報を取得するものとしてもよいし、各グリッドユニット１６にそれぞれが内蔵する第１および第２の格子２，３のサイズ情報を記憶しておき、グリッドサイズ取得部６５が、その記憶されたサイズ情報を読み出して取得するようにしてもよい。
【０１２０】
また、上記実施形態の変形例として、図１３に示すように、放射線源ユニット１５内に放射線源１から射出された放射線の照射範囲を制限する照射野絞り１５ａを設けるようにしてもよい。そして、このように照射野絞り１５ａを設けるようにした場合には、照射野絞り１５ａによって制限される放射線の照射範囲が、確実に放射線画像検出器４の検出面内に収まるように、上述した許容拡大率Ｍａｃ以下に設定された拡大率に基づいて、照射野絞り１５ａの許容照射野サイズを算出するようにしてもよい。
【０１２１】
具体的には、図１４に示すように、コンピュータ３８内に拡大率設定部６６と許容照射野サイズ算出部６７と照射野サイズ取得部６８とを設ける。拡大率設定部６６は、許容拡大率Ｍａｃ以下の範囲で拡大率Ｍを設定する。なお、この拡大率Ｍは、撮影者によって設定入力され、拡大率取得部６２によって取得されたものでもよいし、拡大率設定部６６において許容拡大率Ｍａｃ以下の範囲で自動的に設定するようにしてもよい。
【０１２２】
拡大率Ｍ＝ｂ／ａであるので、移動機構制御部６０ａは、たとえば、図１５に示すように、上記設定した拡大率Ｍおよび放射線源１の焦点と被写体との距離ａに基づいて、放射線源１の焦点と放射線画像検出器４の検出面との距離ｂをｂ１に設定する。
【０１２３】
そして、許容照射野サイズ算出部６６は、放射線画像検出器４のサイズＬ３、放射線源１の焦点と照射野絞りとの距離ｃから、下式に基づいて許容照射野サイズＬａｃを算出する。
【０１２４】
Ｌａｃ＝Ｌ３×ｃ／ｂ１
そして、撮影者によって設定入力された照射野絞りのサイズ情報を照射野サイズ取得部６７が取得し、制御部６０において、設定入力された照射野サイズＬ４と上述したようにして算出された許容照射野サイズＬａｃとを比較し、設定入力された照射野サイズが許容照射野サイズ以下である場合には、制御部６０は、設定入力された照射野サイズとなるように照射野絞り１５ａに制御信号を出力してその絞りを制御する。
【０１２５】
一方、撮影者によって設定入力された照射野サイズが許容照射野サイズよりも大きい場合には、制御部６０は、許容照射野サイズあるいは許容照射野サイズ以下となるように、照射野絞り１５ａの絞りを制限する。また、この場合、モニタ４０において、設定入力された照射野サイズが許容照射野サイズよりも大きいことを報知する警告メッセージを出力するとともに、モニタ４０において、許容照射野サイズを出力し、許容照射野サイズ以下の照射野サイズの再入力を促すメッセージを出力してもよい。そして、撮影者によって許容照射野サイズ以下の照射野サイズが再入力されることによって、制御部６０が再入力された照射野サイズに基づいて照射野絞り１５ａの絞りを制御してもよい。
【０１２６】
また、上記実施形態の変形例として、制御部６０が、カセッテサイズと第１および第２の格子２，３とに基づいて算出される許容拡大率Ｍａｃを第１の許容拡大率候補として取得するとともに、カセッテサイズと上記照射野サイズ取得部６７によって取得された照射野サイズとに基づいて第２の許容拡大率候補を算出するようにしてもよい。
【０１２７】
すなわち、照射野サイズＬ４と放射線画像検出器４のサイズＬ３との間には、ｃ／Ｌ４＝ｂ／Ｌ３の関係があるため、移動機構制御部６０ａは、たとえば、図１６に示すように、放射線源１の焦点と照射野絞り１５ａとの距離ｃに基づき、放射線源１の焦点と放射線画像検出器４の検出面との距離ｂをｂ２に設定する。そして、第２の許容拡大率候補Ｍａｃ’は、下式に基づいて算出される。
【０１２８】
Ｍａｃ’＝ｂ２／ａ＝（ｃ×Ｌ３）／（ａ×Ｌ４）
そして、制御部６０において、第１の許容拡大率候補Ｍａｃと第２の許容拡大率候補Ｍａｃ’とを比較し、大きい方の拡大率候補を最終的な許容拡大率として設定するようにしてもよい。許容拡大率を設定した後の作用については上記実施形態と同様である。
【０１２９】
なお、照射野サイズ取得部６７によって取得される照射野サイズについては、撮影者が入力部５０を用いて直接設定入力したものを取得するようにしてもよいし、その他にもモニタ４０に予め撮影された画像を表示し、その画像内において拡大撮影で画像化したい関心領域を設定することによってその関心領域に対応する照射野サイズを取得するようにしてもよい。なお、関心領域については撮影者が指定するようにしてもよいし、所定の条件に基づいて自動的に設定するようにしてもよい。また、関心領域と照射野サイズとの対応関係については予め設定されているものとする。また、上記の予め撮影された画像としては、たとえば、拡大撮影前に、低倍率もしくは広い視野で撮影された通常のマンモグラフィ画像などがある。
【０１３０】
また、上記実施形態の放射線位相画像撮影装置は、第１の格子２から第２の格子３までの距離Ｚ２がタルボ干渉距離となるようにしたが、これに限らず、第１の格子２が入射放射線を回折せずに投影させる構成とするようにしてもよい。このように構成すれば第１の格子２を通過して射影される投影像が、第１の格子２の後方の位置で相似的に得られるため、第１の格子２から第２の格子３までの距離Ｚ２を、タルボ干渉距離を無関係に設定することができる。
【０１３１】
具体的には、第１の格子２と第２の格子３とを、ともに吸収型（振幅変調型）格子として構成するとともに、タルボ干渉効果に関わらず、スリット部を通過した放射線を幾何学的に投影するように構成する。より詳細には、第１の格子２の間隔ｄ１と第２の格子３の間隔ｄ２とを、放射線源１から照射される放射線の実効波長より十分大きな値とすることで、照射放射線に含まれる大部分をスリット部で回折せずに、直進性を保ったまま通過するように構成することができる。たとえば、放射線源のターゲットとしてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、放射線の実効波長は約０．４Åである。この場合には、第１の格子２の間隔ｄ１と第２の格子３の間隔ｄ２を、１μｍ〜１０μｍ程度とすればスリット部で大部分の放射線が回折されずに幾何学的に投影される。
【０１３２】
なお、第１の格子２の格子ピッチＰ１と第２の格子３の格子ピッチＰ２との関係については、上記第１の実施形態と同様である。
【０１３３】
そして、上記のような構成の放射線位相画像撮影装置においては、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ２を、上式（６）においてｍ＝１とした場合の最小のタルボ干渉距離より短い値に設定することができる。すなわち、上記距離Ｚ２が、次式（１８）を満たす範囲の値に設定する。
【数１８】
2012135612.tif 000020
【０１３４】
なお、第１の格子２の部材２２と第２の格子３の部材３２とは、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、放射線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上述した放射線吸収に優れる材料（金、白金等）を用いたとしても、吸収されずに透過する放射線が少なからず存在する。このため、放射線の遮蔽性を高めるためには、部材２２，３２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。部材２２，３２による遮蔽は、照射放射線の９０％以上であることが好ましく、たとえば、放射線源１の管電圧が５０ｋＶの場合には、厚みｈ１，ｈ２は、金（Ａｕ）換算で１００μｍ以上であることが好ましい。
【０１３５】
ただし、上記実施形態と同様に、いわゆる放射線のケラレの問題があるため、第１の格子２の部材２２と第２の格子３の部材３２との厚さｈ１，ｈ２の制限がある。
【０１３６】
上記のような構成の放射線位相画像撮影装置によれば、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ２をタルボ干渉距離よりも短くすることができるので、一定のタルボ干渉距離を確保しなければならない上記実施形態の放射線位相画像撮影装置と比較すると、撮影装置をより薄型化することができる。
【０１３７】
また、上記実施形態においては、グリッドユニット１６内の走査機構５によって第２の格子３を並進移動させるとともに、複数回の撮影を行うことによって、位相コントラスト画像を生成するための複数の縞画像信号を取得するようにしたが、このように第２の格子を並進移動させることなく、一回の撮影によって複数の縞画像信号を取得する方法もある。
【０１３８】
具体的には、図１７に示すように、第１の格子２と第２の格子３とが、第１の格子２の自己像Ｇ１の延伸方向と第２の格子３の延伸方向とが相対的に傾くように配置されるようにする。そして、このように配置された第１の格子２と第３の格子３に対して、放射線画像検出器４によって検出される画像信号の各画素の主走査方向（図５のＸ方向）の主画素サイズＤｘと副走査方向の副画素サイズＤｙとが、図１７に示すような関係となるようにする。
【０１３９】
主画素サイズＤｘは、たとえば、放射線画像検出器として、多数の線状電極を有し、その線状電極の延伸方向に直交する方向に延設された線状読取光源によって走査されて画像信号が読み出される、いわゆる光読取方式の放射線画像検出器を用いた場合には、その放射線画像検出器の線状電極の配列ピッチによって決定されるものである。また、副画素サイズＤｙは、放射線画像検出器に照射される線状の読取光の線状電極の延伸方向についての幅によって決定されるものである。また、いわゆるＴＦＴ読取方式の放射線画像検出器やＣＭＯＳを用いた放射線画像検出器を用いた場合には、主画素サイズＤｘは、画像信号が読み出されるデータ電極の配列方向の画素回路の配列ピッチによって決定され、副画素サイズＤｙは、ゲート電圧が出力されるゲート電極の配列方向の画素回路の配列ピッチによって決定される。
【０１４０】
そして、位相コントラスト画像を生成するための縞画像の数をＭとすると、Ｍ個の副画素サイズＤｙが位相コントラスト画像の副走査方向の１つの画像解像度Ｄとなるように第１の格子２の自己像Ｇ１が第２の格子３に対して傾けられる。
【０１４１】
具体的には、図１８に示すように、第２の格子３のピッチおよび第１の格子２によって第２の格子３の位置に形成される第１の格子２の自己像Ｇ１のピッチをＰ１’、第２の格子３に対する第１の格子２の自己像Ｇ１のＸ−Ｙ面内の相対的な回転角をθ、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度をＤ（＝Ｄｙ×Ｍ）とすると、回転角θを下式（１９）を満たすように設定することによって、副走査方向の画像解像度Ｄの長さに対して、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３の位相がｎ周期分ずれることになる。なお、図１８においては、Ｍ＝５、ｎ＝１の場合を示している。
【数１９】
2012135612.tif 000021
【０１４２】
したがって、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度ＤをＭ分割したＤｘ×Ｄｙの各画素によって、第１の格子２の自己像Ｇ１のｎ周期分の強度変調をＭ分割した画像信号が検出できることになる。図１８に示す例では、ｎ＝１としているので、副走査方向の画像解像度Ｄの長さに対して、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３の位相が１周期分ずれることになる。もっとわかり易く言えば、第１の格子２の自己像Ｇ１の１周期分の第２の格子３を通過する範囲が、副走査方向の画像解像度Ｄの長さにわたって変化する。
【０１４３】
そして、Ｍ＝５としているので、Ｄｘ×Ｄｙの各画素によって第１の格子２の自己像Ｇ１の１周期の強度変調を５分割した画像信号が検出できることになり、すなわち、Ｄｘ×Ｄｙの各画素によって互いに異なる５つの縞画像の画像信号をそれぞれ検出することができることになる。
【０１４４】
なお、本実施形態においては、上述したとおり、Ｄｘ＝５０μｍ、Ｄｙ＝１０μｍ、Ｍ＝５としているので、位相コントラスト画像の主走査方向の画像解像度Ｄｘと副走査方向の画像解像度Ｄ＝Ｄｙ×Ｍが同じになるが、必ずしも主走査方向の画像解像度Ｄｘと副走査方向の画像解像度Ｄとを合わせる必要はなく、任意の主副比としてもよい。
【０１４５】
さらに、本実施形態においては、Ｍ＝５としているが、Ｍは３以上であればよく、５以外であってもよい。また、上記説明ではｎ＝１としたが、ｎは０以外の整数であれば１以外の整数でもよい。すなわち、ｎが負の整数の場合には上述した例に対して反対周りの回転となり、また、ｎを±１以外の整数としてｎ周期分の強度変調としてもよい。ただし、ｎがＭの倍数の場合は、１組のＭ個の副走査方向画素Ｄｙの間で第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３の位相が等しくなり、異なるＭ個の縞画像とならないため除外するものとする。
【０１４６】
また、第２の格子３に対する第１の格子２の自己像Ｇ１の回転角θの調整については、たとえば、放射線画像検出器４と第２の格子３の相対回転角を固定した後、第１の格子２を回転させることによって行うことができる。
【０１４７】
たとえば、上式（１９）でＰ１’＝５μｍ、Ｄ＝５０μｍ、ｎ＝１とすると、回転角θは約５．７°である。そして、第２の格子３に対する第１の格子２の自己像Ｇ１の実際の回転角θ’は、たとえば、第１の格子の自己像Ｇ１と第２の格子３によるモアレのピッチによって検出することができる。
【０１４８】
具体的には、図１９に示すように、実際の回転角をθ’、回転によって生じたＸ方向への見た目の自己像Ｇ１のピッチＰ’とすると、観測されるモアレのピッチＰｍは、
１／Ｐｍ＝｜１／Ｐ’−１／Ｐ１’｜
であるので、Ｐ’＝Ｐ１’／ｃｏｓθ’を上式に代入することによって実際の回転角θ’を求めることができる。なお、モアレのピッチＰｍについては、放射線画像検出器４によって検出された画像信号に基づいて求めるようにすればよい。
【０１４９】
そして、上式（１９）で定めた回転角θと実際の回転角θ’とを比較し、その差の分だけで自動または手動で第１の格子２の回転角を調整するようにすればよい。
【０１５０】
そして、上記のように構成された放射線位相画像撮影装置においては、放射線画像検出器４から読み出された１フレーム全体の画像信号が位相コントラスト画像生成部６１に記憶された後、その記憶された画像信号に基づいて、互いに異なる５つの縞画像の画像信号が取得される。
【０１５１】
具体的には、図１８に示すように、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度Ｄを５分割し、第１の格子２の自己像Ｇ１の１周期の強度変調を５分割した画像信号が検出できるように第１の格子２の自己像Ｇ１を第２の格子３に対して傾けるようにした場合には、図２０に示すように、第１読取ラインから読み出された画像信号が第１の縞画像信号Ｍ１として取得され、第２読取ラインから読み出された画像信号が第２の縞画像信号Ｍ２として取得され、第３読取ラインから読み出された画像信号が第３の縞画像信号Ｍ３として取得され、第４読取ラインから読み出された画像信号が第４の縞画像信号Ｍ４として取得され、第５読取ラインから読み出された画像信号が第５の縞画像信号Ｍ５として取得される。なお、図２０に示す第１〜第５読取ラインは、図１７に示す副画素サイズＤｙに相当する。
【０１５２】
また、図２０においては、Ｄｘ×（Ｄｙ×５）の読取範囲しか示していないが、その他の読取範囲についても、上記と同様にして第１〜第５の縞画像信号が取得される。すなわち、図２１に示すように、副走査方向について４画素間隔毎の画素行（読取ライン）からなる画素行群の画像信号が取得されて１フレームの１つの縞画像信号が取得される。より具体的には、第１読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第１の縞画像信号が取得され、第２読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第２の縞画像信号が取得され、第３読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第３の縞画像信号が取得され、第４読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第４の縞画像信号が取得され、第５読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第５の縞画像信号が取得される。
【０１５３】
上記のようにして互いに異なる第１〜第５の縞画像信号が取得され、この第１〜第５の縞画像信号に基づいて、位相コントラスト画像生成部６１において位相コントラスト画像が生成される。また、上記説明では、図１７に示すように、第１の格子２の自己像Ｇ１の延伸方向と第２の格子３の延伸方向とが相対的に傾くように配置された状態で撮影された１枚の画像から、互いに異なる画素行群の画像信号を取得することによって複数の縞画像信号を取得し、その複数の縞画像信号を用いて位相コントラスト画像を生成するようにしたが、上記のようにして撮影された１枚の画像に基づいて複数の縞画像信号を生成するのではなく、上記のようにして撮影した１枚の画像に対してフーリエ変換を施すことによっても位相コントラスト画像を生成することができ、このような方法を採用してもよい。
【０１５４】
具体的には、まず、第１の格子２の自己像Ｇ１の延伸方向と第２の格子３の延伸方向とが相対的に傾くように配置された状態で撮影された１枚の画像に対してフーリエ変換処理を施すことによって、その画像に含まれる被検体Ｂによる吸収情報と位相情報とを分離する。
【０１５５】
そして、周波数空間上において被検体Ｂによる位相情報の部分のみを抽出して周波数空間上の中心（原点）位置に移動した後、その抽出した位相情報に対して逆フーリエ変換処理を施し、各画素単位に対して、その結果の虚部を実部で除算したものの逆正接関数（arctan（虚部／実部））を演算することによって、式（１７）における屈折角ψを求めることができる。そして、式（１３）における位相シフト分布の微分量、すなわち、位相微分像を取得することができる。
【０１５６】
なお、上述のフーリエ変換を用いた位相コントラスト画像の生成方法では、第１の格子２の自己像Ｇ１の延伸方向と第２の格子３の延伸方向とが相対的に傾くように配置された状態で撮影された１枚の画像を用いることとしたが、これに限らず、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３の重ね合わせによってモアレが発生し、該モアレが検出されている少なくとも１枚の画像を用いてもよい。
【０１５７】
ここで、上述した光読取方式の放射線画像検出器の構成および作用について、以下に説明する。
【０１５８】
図２２（Ａ）は、光読取方式の放射線画像検出器４００の斜視図、図２２（Ｂ）は図２２（Ａ）に示す放射線画像検出器のＸＺ面断面図、図２２（Ｃ）は図２２（Ａ）に示す放射線画像検出器のＹＺ面断面図である。
【０１５９】
放射線画像検出器４００は、図２２（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、放射線を透過する第１の電極層４１、第１の電極層４１を透過した放射線の照射を受けることにより電荷を発生する記録用光導電層４２、記録用光導電層４２において発生した電荷のうち一方の極性の電荷に対しては絶縁体として作用し、且つ他方の極性の電荷に対しては導電体として作用する電荷蓄積層４３、読取光の照射を受けることにより電荷を発生する読取用光導電層４４、および第２の電極層４５をこの順に積層してなるものである。なお、上記各層は、ガラス基板４６上に第２の電極層４５から順に形成されている。
【０１６０】
第１の電極層４１としては、放射線を透過するものであればよく、たとえば、ネサ皮膜（ＳｎＯ2）、ＩＴＯ（Indium Tin Oxide）、ＩＺＯ（Indium Zinc Oxide）、アモルファス状光透過性酸化膜であるＩＤＩＸＯ（Idemitsu Indium X-metal Oxide ；出光興産（株））などを５０〜２００ｎｍ厚にして用いることができ、また、１００ｎｍ厚のＡｌやＡｕなども用いることもできる。
【０１６１】
記録用光導電層４２は、放射線の照射を受けることにより電荷を発生するものであればよく、放射線に対して比較的量子効率が高く、また暗抵抗が高いなどの点で優れているａ−Ｓｅを主成分とするものを使用する。厚さは１０μｍ以上１５００μｍ以下が適切である。また、特にマンモグラフィ用途である場合には、１５０μｍ以上２５０μｍ以下であることが好ましく、一般撮影用途である場合には、５００μｍ以上１２００μｍ以下であることが好ましい。
【０１６２】
電荷蓄積層４３は、蓄積したい極性の電荷に対して絶縁性の膜であれば良く、アクリル系有機樹脂、ポリイミド、ＢＣＢ、ＰＶＡ、アクリル、ポリエチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルイミド等のポリマーやＡｓ２Ｓ３、Ｓｂ２Ｓ３、ＺｎＳ等の硫化物、その他に酸化物、フッ化物より構成される。更には、蓄積したい極性の電荷に対して絶縁性であり、それと逆の極性の電荷に対しては導電性を有する方がより好ましく、移動度×寿命の積が、電荷の極性により３桁以上差がある物質が好ましい。
【０１６３】
好ましい化合物としては、Ａｓ２Ｓｅ３、Ａｓ２Ｓｅ３にＣｌ、Ｂｒ、Ｉを５００ｐｐｍから２００００ｐｐｍまでドープしたもの、Ａｓ２Ｓｅ３のＳｅをＴｅで５０％程度まで置換したＡｓ２（ＳｅｘＴｅ１−ｘ）３（０．５＜ｘ＜１）、Ａｓ２Ｓｅ３のＳｅをＳで５０％程度まで置換したもの、Ａｓ２Ｓｅ３からＡｓ濃度を±１５％程度変化させたＡｓｘＳｅｙ（ｘ＋ｙ＝１００、３４≦ｘ≦４６）、アモルファスＳｅ−Ｔｅ系でＴｅを５−３０ｗｔ％のもの等が挙げられる。
【０１６４】
この様なカルコゲナイド系元素を含む物質を用いる場合、電荷蓄積層の厚みは０．４μｍ以上３．０μｍ以下であること好ましく、より好ましくは０．５μｍ以上２．０μｍ以下である。この様な電荷蓄積層は、一度の製膜で形成しても良いし、複数回に分けて積層しても良い。
【０１６５】
なお、電荷蓄積層４３の材料としては、第１の電極層４１と第２の電極層４５との間に形成される電気力線が曲がらないようにするため、その誘電率が、記録用光導電層４２と読取用光導電層４４の誘電率の１／２倍以上２倍以下のものを用いることが望ましい。
【０１６６】
読取用光導電層４４としては、読取光の照射を受けることにより導電性を呈するものであればよく、たとえば、ａ−Ｓｅ、Ｓｅ−Ｔｅ、Ｓｅ−Ａｓ−Ｔｅ、無金属フタロシアニン、金属フタロシアニン、ＭｇＰｃ（Magnesium phtalocyanine），ＶｏＰｃ（phaseII of Vanadyl phthalocyanine）、ＣｕＰｃ（Cupper phtalocyanine）などのうち少なくとも１つを主成分とする光導電性物質が好適である。厚さは５〜２０μｍ程度が適切である。
【０１６７】
第２の電極層４５は、読取光を透過する複数の透明線状電極４５ａと読取光を遮光する複数の遮光線状電極４５ｂとを有するものである。透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとは、放射線画像検出器４００の画像形成領域の一方の端部から他方の端部まで連続して直線状に延びるものである。そして、透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとは、図２２（Ａ），（Ｂ）に示すように、所定の間隔を空けて交互に配列されている。
【０１６８】
透明線状電極４５ａは読取光を透過するとともに、導電性を有する材料から形成されている。たとえば、第１の電極層４１と同様に、ＩＴＯ、ＩＺＯやＩＤＩＸＯを用いることができる。そして、その厚さは１００〜２００ｎｍ程度である。
【０１６９】
遮光線状電極４５ｂは読取光を遮光するとともに、導電性を有する材料から形成されている。たとえば、上記の透明導電材料とカラーフィルターを組み合せて用いることができる。透明導電材料の厚さは１００〜２００ｎｍ程度である。
【０１７０】
そして、放射線画像検出器４００においては、後で詳述するが、隣接する透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとの１組を用いて画像信号が読み出される。すなわち、図２２（Ｂ）に示すように、１組の透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとによって１画素の画像信号が読み出されることになる。たとえば、１画素が略５０μｍとなるように透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとを配置することができる。
【０１７１】
そして、図２２（Ａ）に示すように、透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂの延伸方向に直交する方向（Ｘ方向）に延設された線状読取光源５００を備えている。線状読取光源５００は、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）やＬＤ（Laser Diode）などの光源と所定の光学系とから構成され、Ｙ方向について略１０μｍの幅の線状の読取光を放射線画像検出器４００に照射するように構成されている。そして、この線状読取光源５００は、所定の移動機構（図示省略）によってＹ方向について移動するものであり、この移動により線状読取光源５００から発せられた線状の読取光によって放射線画像検出器４００が走査されて画像信号が読み出される。
【０１７２】
次に、上記のように構成された放射線画像検出器４００の作用について説明する。
【０１７３】
まず、図２３（Ａ）に示すように高圧電源１００によって放射線画像検出器４００の第１の電極層４１に負の電圧を印加した状態において、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３との重ね合わせによって強度変調された放射線が、放射線画像検出器４００の第１の電極層４１側から照射される。
【０１７４】
そして、放射線画像検出器４００に照射された放射線は、第１の電極層４１を透過し、記録用光導電層４２に照射される。そして、その放射線の照射によって記録用光導電層４２において電荷対が発生し、そのうち正の電荷は第１の電極層４１に帯電した負の電荷と結合して消滅し、負の電荷は潜像電荷として電荷蓄積層４３に蓄積される（図２３（Ｂ）参照）。
【０１７５】
次に、図２４に示すように、第１の電極層４１が接地された状態において、線状読取光源５００から発せられた線状の読取光Ｌ１が第２の電極層４５側から照射される。読取光Ｌ１は透明線状電極４５ａを透過して読取用光導電層４４に照射され、その読取光Ｌ１の照射により読取用光導電層４４において発生した正の電荷が電荷蓄積層４３における潜像電荷と結合するとともに、負の電荷が、透明線状電極４５ａに接続されたチャージアンプ２００を介して遮光線状電極４５ｂに帯電した正の電荷と結合する。
【０１７６】
そして、読取用光導電層４４において発生した負の電荷と遮光線状電極４５ｂに帯電した正の電荷との結合によって、チャージアンプ２００に電流が流れ、この電流が積分されて画像信号として検出される。
【０１７７】
そして、線状読取光源５００が、副走査方向（Ｙ方向）に移動することによって線状の読取光Ｌ１によって放射線画像検出器４００が走査され、線状の読取光Ｌ１の照射された読取ライン毎に上述した作用によって画像信号が順次検出され、その検出された読取ライン毎の画像信号が位相コントラスト画像生成部６１に順次入力されて記憶される。
【０１７８】
そして、放射線画像検出器４００の全面が読取光Ｌ１に走査されて１フレーム全体の画像信号が位相コントラスト画像生成部６１に記憶される。
【０１７９】
また、上記実施形態は、本発明の放射線位相画像撮影装置を乳房画像撮影表示システムに適用した例を説明したが、これに限らず、本発明の放射線位相画像撮影装置は、被検者を立位状態で撮影する放射線画像撮影システムや、被検者を臥位状態で撮影する放射線画像撮影システムや、被検者を立位状態および臥位状態で撮影可能な放射線画像撮影システムや、長尺撮影を行う放射線画像システムなどにも適用可能である。
【０１８０】
さらに、本発明は、３次元画像を取得する放射線位相ＣＴ装置や、立体視が可能なステレオ画像を取得するステレオ撮影装置などに適用することも可能である。
【０１８１】
また、上記実施形態においては、位相コントラスト画像を取得することによりこれまで描出が難しかった画像を得ることができるが、従来のＸ線画像診断学は吸収画像に基づいているため、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と読影の助けになる。たとえば、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が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。
【０１８２】
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との間の撮影肢体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体の負担となる。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、たとえば、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。
【０１８３】
そこで、位相コントラスト画像を生成するために取得した複数枚の縞画像から、吸収画像を生成する吸収画像生成部や小角散乱画像を生成する小角散乱画像生成部をコンピュータ３０にさらに設けるようにしてもよい。
【０１８４】
吸収画像生成部は、画素毎に得られる画素信号Ｉｋ（ｘ，ｙ）を、図２９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ものである。なお、平均値の算出は、画素信号Ｉｋ（ｘ，ｙ）をｋについて単純に平均化することにより行ってもよいが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素信号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、正弦波に限らず、矩形波や三角波形状を用いるようにしてもよい。
【０１８５】
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、画素信号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。
【０１８６】
小角散乱画像生成部は、画素毎に得られる画素信号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、画素信号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ってもよいが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素信号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よい。また、小角散乱画像の生成には、振幅値に限られず、平均値に関係するばらつきに対応する量として、分散値や標準偏差などを用いることができる。
【０１８７】
また、位相コントラスト画像は、第１および第２の格子２，３の部材２２，３２の周期配列方向（Ｘ方向）のＸ線の屈折成分に基づくものとなり、部材２２，２３の延伸方向（Ｙ方向）の屈折成分は反映されない。すなわち、Ｘ方向に交差する方向（直交する場合はＹ方向）に沿った部位輪郭がＸ方向の屈折成分に基づく位相コントラスト画像として描出されるのであり、Ｘ方向に交差せずにＸ方向に沿っている部位輪郭はＸ方向の位相コントラスト画像として描出されない。すなわち、被検体Ｈとする部位の形状と向きによっては描出できない部位が存在する。例えば、膝等の関節軟骨の荷重面の方向を格子の面内方向であるＸＹ方向のうちＹ方向に合わせると、Ｙ方向にほぼ沿った荷重面（ＹＺ面）近傍の部位輪郭は十分に描出されるが、荷重面に交差しＸ方向にほぼ沿って延びる軟骨周辺組織（腱や靭帯など）については描出が不十分になると考えられる。被検体Ｂを動かすことにより、描出が不十分な部位を再度撮影することは可能ではあるが、被検体Ｂ及び術者の負担が増えることに加え、再度撮影した画像との位置再現性を担保することが難しいといった問題がある。
【０１８８】
そこで、他の例として、図３０に示すように、第１および第２の格子２，３の格子面の中心に直交する仮想線（Ｘ線の光軸Ａ）を中心として、第１および第２の格子２，３を、図３０（ａ）に示すような第１の向きから任意の角度で回転させて、図３０（ｂ）に示すような第２の向きとする回転機構１８０をグリッドユニット１６内に設け、第１の向きと第２の向きとのそれぞれにおいて位相コントラスト画像を生成するように構成することも好適である。
【０１８９】
こうすることで、上述した位置再現性の問題をなくせる。なお、図３０（ａ）には、第２の格子３の部材３２の延伸方向がＹ方向に沿う方向となるような第１および第２の格子２，３の第１の向きを示し、図３０（ｂ）には、図３０（ａ）の状態から９０度回転させ、第２の格子３の部材３２の延伸方向がＸ方向に沿う方向となるような第１および第２の格子２，３の第２の向きを示したが、第１の格子２と第２の格子３との間の傾き関係を維持した状態であれば、第１および第２の格子２，３の回転角度は任意である。また、第１の向きおよび第２の向きに加えて、第３の向き、第４の向きなど、２回以上の回転操作を行って、それぞれの向きでの位相コントラスト画像を生成するように構成してもよい。
【０１９０】
また、上述したように、１次元格子である第１および第２の格子２，３を回転させるのではなく、第１および第２の格子の２，３を、それぞれの部材２２，３２を２次元方向に延設した２次元格子の構成としてもよい。
【０１９１】
このように構成することにより、１次元格子を回転させる構成と比較すると、１度の撮影で第１の方向、第２の方向に対する位相コントラスト画像が得られるため、撮影間の被検体の体動や装置振動の影響がなく、第１および第２の方向の位相コントラスト画像間の位置再現性においてより良好である。また、回転機構を排除することで、装置の簡略化、コストダウンが可能である。
【符号の説明】
【０１９２】
１     放射線源
２     第１の格子
３     第２の格子
４     放射線画像検出器
５     走査機構
６     カセッテ移動機構
１０   乳房画像撮影装置
１３   アーム部
１４   撮影台
１５   放射線源ユニット
１６   グリッドユニット
１６ａ グリッド支持部
１７   カセッテユニット
１７ａ カセッテ支持部
１８   圧迫板
３０，３７，３８      コンピュータ
４０   モニタ
６０   制御部
６０ａ 移動機構制御部
６１   位相コントラスト画像生成部
６２   拡大率取得部
６３   カセッテサイズ取得部
６４   許容拡大率算出部
６５   グリッドサイズ取得部
６６    拡大率設定部
６７   許容照射野サイズ算出部
６８   照射野サイズ取得部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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