(57)【要約】【課題】種々の拡大率で拡大撮影を行う放射線位相画像撮影装置において、それぞれの拡大率の拡大撮影に適したキャリブレーションを行う。【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、被写体を配置していない状態で放射線画像検出器によって検出された第２の周期パターン像に基づくキャリブレーションデータであって、拡大率に応じたキャリブレーションデータを取得するキャリブレーションデータ取得部６３と、キャリブレーションデータ取得部よって取得されたキャリブレーションデータと被写体を配置した状態で放射線画像検出器によって検出された第２の周期パターン像とに基づいて位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部６１とを設ける。【選択図】図６
2012110472.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、前記放射線画像検出器を被写体に対して相対的に離接する方向に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を用いて前記被写体の位相コントラスト画像を取得する放射線位相画像取得方法において、
前記拡大撮影における拡大率の入力を受け付け、
前記被写体を配置していない状態で前記放射線画像検出器によって検出された前記第２の周期パターン像に基づくキャリブレーションデータであって、前記受け付けた拡大率に応じたキャリブレーションデータを取得し、
該取得したキャリブレーションデータと前記被写体を配置した状態で前記放射線画像検出器によって検出された前記第２の周期パターン像とに基づいて前記位相コントラスト画像を取得することを特徴とする放射線位相画像取得方法。
【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を備えた放射線位相画像撮影装置において、
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と、
該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被写体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、
前記被写体を配置していない状態で前記放射線画像検出器によって検出された前記第２の周期パターン像に基づくキャリブレーションデータであって、前記拡大率取得部によって取得された拡大率に応じたキャリブレーションデータを取得するキャリブレーションデータ取得部と、
該キャリブレーションデータ取得部よって取得されたキャリブレーションデータと前記被写体を配置した状態で前記放射線画像検出器によって検出された前記第２の周期パターン像とに基づいて位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部と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】
前記キャリブレーションデータ取得部が、複数の前記拡大率に応じたキャリブレーションデータが予め設定された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】
前記キャリブレーションデータ取得部が、前記放射線画像検出器が前記拡大率に応じた距離だけ前記移動機構によって移動した後に、前記拡大率に応じた前記キャリブレーションデータを取得する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５】
前記第１の格子または前記第２の格子の位置ずれを検出する位置ずれ検出部を備え、
前記キャリブレーションデータ取得部が、該位置ずれ検出部によって前記第１または第２の格子の位置ずれが検出されたときに前記キャリブレーションデータを取得するものであることを特徴とする請求項２から４記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項６】
前記キャリブレーションデータが、前記拡大率取得部によって取得された拡大率に対応する前記放射線画像検出器の感度補正データによって補正されたものであることを特徴とする請求項２から５いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項７】
前記キャリブレーションデータが、前記放射線画像検出器のオフセット補正データによって補正されたものであることを特徴とする請求項２から６いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
【請求項８】
前記第１の格子および第２の格子の少なくとも一方の格子を、該一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構を備え、
前記位相コントラスト画像生成部が、前記走査機構による移動にともなって前記一方の格子の各位置について前記放射線画像検出器によって検出された複数の前記第２の周期パターン像に基づいて前記位相コントラスト画像を生成する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の格子と前記第２の格子とが、前記第１の格子の延伸方向と前記第２の格子の延伸方向とが相対的に傾くように配置されたものであり、
前記位相コントラスト画像生成部が、前記放射線の一回のみの前記被写体への照射により前記放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号を用いて前記位相コントラスト画像を生成する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１０】
前記位相コントラスト画像生成部が、前記放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号に基づいて、互いに異なる画素行の群から読み出された放射線画像信号を互いに異なる縞画像の放射線画像信号として取得し、該取得した複数の縞画像の放射線画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成するものであることを特徴とする請求項９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取得方法および放射線位相画像撮影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取得方法および放射線位相画像撮影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（蓄積性蛍光体）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、従来、被写体と放射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放射線画像を放射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。たとえば、特許文献１には、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切替が可能な撮影装置において、被写体台を上下させることによって、種々の拡大率での拡大撮影を行うことが提案されている。
【０００８】
ここで、上述したＸ線位相画像撮影装置においては、放射線源から射出された放射線の放射線画像検出器上における線量分布の補正が行われたり、位相コントラスト画像を生成する際には、被写体を配置しないで撮影したキャリブレーションデータを用いて演算処理が行われたりする。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】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】
しかしながら、たとえば、放射線の線量分布の補正については、種々の拡大率の拡大撮影においてそれぞれ異なる線量分布となるので、一律に同じ補正データを用いて補正を行ったのでは、適切な補正を行うことができない問題がある。
【００１１】
また、拡大撮影の拡大率によって放射線画像検出器の位置が変更されるため、放射線画像検出器の各画素が検出する格子の範囲も変更されることになり、画素毎の位相オフセットや位相感度が変動することになる。
【００１２】
したがって、一律に同じキャリブレーションデータを用いて位相コントラスト画像の生成を行ったのでは、拡大率によっては適切な位相コントラスト画像を生成することができない問題がある。
【００１３】
なお、特許文献１には、上述したような問題点は指摘されておらず、その解決策についても何の提案もなされていない。
【００１４】
本発明は、上記事情に鑑み、種々の拡大率で拡大撮影を行う放射線位相画像撮影装置において、それぞれの拡大率の拡大撮影に適したキャリブレーションを行うことができる放射線位相画像取得方法および放射線位相画像撮影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】
【００１５】
本発明の放射線位相画像取得方法は、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、放射線画像検出器を被写体に対して相対的に離接する方向に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を用いて被写体の位相コントラスト画像を取得する放射線位相画像取得方法において、拡大撮影における拡大率の入力を受け付け、被写体を配置していない状態で放射線画像検出器によって検出された第２の周期パターン像に基づくキャリブレーションデータであって、上記受け付けた拡大率に応じたキャリブレーションデータを取得し、その取得したキャリブレーションデータと被写体を配置した状態で放射線画像検出器によって検出された第２の周期パターン像とに基づいて位相コントラスト画像を取得することを特徴とする。
【００１６】
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を備えた放射線位相画像撮影装置において、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と、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被写体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、被写体を配置していない状態で放射線画像検出器によって検出された第２の周期パターン像に基づくキャリブレーションデータであって、拡大率取得部によって取得された拡大率に応じたキャリブレーションデータを取得するキャリブレーションデータ取得部と、キャリブレーションデータ取得部よって取得されたキャリブレーションデータと被写体を配置した状態で放射線画像検出器によって検出された第２の周期パターン像とに基づいて位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部とを備えたことを特徴とする。
【００１７】
また、本発明の放射線位相画像撮影装置においては、キャリブレーションデータ取得部を、複数の拡大率に応じたキャリブレーションデータが予め設定されたものとできる。
【００１８】
また、キャリブレーションデータ取得部を、放射線画像検出器が拡大率に応じた距離だけ移動機構によって移動した後に、拡大率に応じたキャリブレーションデータを取得するものとできる。
【００１９】
また、第１の格子または第２の格子の位置ずれを検出する位置ずれ検出部を設け、キャリブレーションデータ取得部を、位置ずれ検出部によって第１または第２の格子の位置ずれが検出されたときにキャリブレーションデータを取得するものとできる。
【００２０】
また、キャリブレーションデータを、拡大率取得部によって取得された拡大率に対応する放射線画像検出器の感度補正データによって補正されたものとできる。
【００２１】
また、キャリブレーションデータを、放射線画像検出器のオフセット補正データによって補正されたものとできる。
【００２２】
また、第１の格子および第２の格子の少なくとも一方の格子を、その一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構を設け、位相コントラスト画像生成部を、走査機構による移動にともなって一方の格子の各位置について放射線画像検出器によって検出された複数の第２の周期パターン像に基づいて位相コントラスト画像を生成するものとできる。
【００２３】
また、第１の格子と第２の格子とを、第１の格子の延伸方向と第２の格子の延伸方向とが相対的に傾くように配置し、位相コントラスト画像生成部を、放射線の一回のみの被写体への照射により放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号を用いて位相コントラスト画像を生成するものとできる。
【００２４】
また、位相コントラスト画像生成部を、放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号に基づいて、互いに異なる画素行の群から読み出された放射線画像信号を互いに異なる縞画像の放射線画像信号として取得し、その取得した複数の縞画像の放射線画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成するものとできる。
【発明の効果】
【００２５】
本発明の放射線位相画像取得方法および放射線位相画像撮影装置によれば、拡大撮影における拡大率の入力を受け付け、被写体を配置していない状態で放射線画像検出器によって検出された第２の周期パターン像に基づくキャリブレーションデータであって、上記受け付けた拡大率に応じたキャリブレーションデータを取得し、その取得したキャリブレーションデータと被写体を配置した状態で放射線画像検出器によって検出された第２の周期パターン像とに基づいて位相コントラスト画像を取得するようにしたので、放射線画像検出器における線量分布や位相オフセットや位相感度が拡大撮影によって変化したとしても、その拡大撮影に応じた適切なキャリブレーションを行うことができ、適切な位相コントラスト画像を取得することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【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】各拡大率とその拡大率に応じたキャリブレーションデータとを対応づけたテーブルの一例を示す図
【図８】放射線画像検出器のオフセット補正データの一例を示す模式図
【図９】放射線画像検出器の感度補正データの一例を示す模式図
【図１０】感度補正用画像Ｄｘと感度補正前のキャリブレーション用縞画像データＤｇと感度補正後のキャリブレーションデータＤｐとの関係を示す図
【図１１】第２の格子３の各位置において撮影したキャリブレーション用縞画像に対して、オフセット補正および感度補正を施したキャリブレーションデータＤｐ（ｋ＝０〜Ｍ−１）の一例を示す模式図
【図１２】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１３】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１４】第２の格子の並進移動について説明するための図
【図１５】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１６】本発明の放射線位相画像撮影装置のその他の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、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】第２の格子の機能を有する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】第２の格子の機能を有する放射線画像検出器のその他の例を示す図
【図２６】図２５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２７】図２５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２８】図２２に示す放射線画像検出器における電荷蓄積層のその他の形状を示す図
【図２９】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３０】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】
【００２７】
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。
【００２８】
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。
【００２９】
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。
【００３０】
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ｍ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２１に組み込まれたアームコントローラ３１により制御される。
【００３１】
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と検出器ユニット１７とが撮影台１４からこの順に配置されている。
【００３２】
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。
【００３３】
検出器ユニット１７は、検出器ユニット１７を支持するとともに、検出器ユニット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）に移動させる検出器移動機構６が設けられている。検出器移動機構６は、拡大撮影における拡大率に応じた距離だけ検出器ユニット１７を移動させるものであり、アームコントローラ３１によって制御される。検出器移動機構６の制御方法については、後で詳述する。なお、本実施形態における拡大率とは、放射線源１の焦点と乳房ｍとの距離をａ、放射線源１の焦点と放射線画像検出器４の検出面との距離をｂとしたときｂ／ａで表される。
【００３４】
検出器ユニット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３３とが備えられている。また、図示省略したが、検出器ユニット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。
【００３５】
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。
【００３６】
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３２が収納されている。放射線源コントローラ３２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、時間、管電圧等）を制御するものである。
【００３７】
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３４により制御される。
【００３８】
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ｍ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。
【００３９】
放射線源１は、乳房ｍ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】
2012110472.tif 000003
【００４０】
なお、Ｐ２は第２の格子３のピッチ、Ｚ１は、図３に示すように、放射線源１の焦点（マルチスリットを用いる場合はマルチスリットの位置）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。
【００４１】
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〜数μｍ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１０μｍ程度になる。
【００４２】
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１０μｍ程度になる。
【００４３】
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とした場合、第２の格子ピッチＰ２および間隔ｄ２は、次式（２）および次式（３）の関係を満たすように決定される。
【数２】
2012110472.tif 000004
【数３】
2012110472.tif 000005
【００４４】
なお、放射線源１から照射される放射線が平行ビームである場合には、Ｐ２＝Ｐ１，ｄ２＝ｄ１を満たすように決定される。
【００４５】
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。
【００４６】
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。
【００４７】
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】
2012110472.tif 000006
ただし、λは放射線の波長（通常はピーク波長）、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。
【００４８】
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、または、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５】
2012110472.tif 000007
ただし、λは放射線の波長（通常はピーク波長）、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。
【００４９】
なお、上式（４），（５）は、放射線源１により照射される放射線がコーンビームである場合であり、放射線が平行ビームである場合には、上式（４）に代えて下式（６）、上式（５）に代えて下式（７）となる。
【数６】
2012110472.tif 000008
【数７】
2012110472.tif 000009
【００５０】
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の上限を規定する必要がある。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（８）および次式（９）を満たすように設定する必要がある。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８】
2012110472.tif 000010
【数９】
2012110472.tif 000011
【００５１】
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。
【００５２】
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、およびキャリブレーションデータ取得部６３が構成されている。
【００５３】
制御部６０は、各種のコントローラ３１〜３４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、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に示す検出器移動機構６を制御するものである。制御部６０の具体的な制御方法については後で詳述する。
【００５４】
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。
【００５５】
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、これをキャリブレーションデータ取得部６３に出力するものである。
【００５６】
キャリブレーションデータ取得部６３は、拡大率取得部６２において取得された拡大率に応じたキャリブレーションデータを取得するものである。具体的には、キャリブレーションデータ取得部６３には、図７に示すように、複数の拡大率Ｍ１，Ｍ２，Ｍ３，・・・とその複数の拡大率の拡大撮影によって予め取得されたキャリブレーションデータＤ１，Ｄ２，Ｄ３，・・・とが対応づけられて保存されており、入力された拡大率に応じたキャリブレーションデータを取得して位相コントラスト画像生成部６１に出力するものである。
【００５７】
ここで、本実施形態におけるキャリブレーションデータについて説明する。本実施形態におけるキャリブレーションデータは、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際に位相オフセットと位相感度を補正するために用いられるデータであって、被写体ｍを設置していない状態で第１の格子２および第２の格子３を通過した放射線を第２の格子３の各位置について放射線画像検出器４によって検出したものである。
【００５８】
具体的には、キャリブレーションデータは、後述する位相コントラスト画像の撮影のときと同様に、第１の格子２に対して第２の格子３をＸ方向（第２の格子３の部材３２の延伸方向に直交する方向）についてその配列ピッチＰ２の整数分の１ずつ並進移動させ、第２の格子３の各位置において、第１の格子２および第２の格子３によって形成されたキャリブレーション用縞画像を放射線画像検出器４によって検出することによって撮影される。
【００５９】
そして、本実施形態においては、上述したようにして撮影した複数のキャリブレーション用縞画像に対して、放射線画像検出器４のオフセット補正と感度補正を施したものをキャリブレーションデータとして取得する。
【００６０】
放射線画像検出器４のオフセット補正データＯｄａｔａは、放射線画像検出器４に放射線を照射していない状態で放射線画像検出器４から出力されたオフセット補正用画像に基づいて生成されるものである。図８は、オフセット補正データＯｄａｔａの一例を模式的に示したものである。なお、オフセット補正データＯｄａｔａは、ランダムノイズを低減させるために、複数のオフセット補正用画像を画素毎に平均化して取得することが望ましい。
【００６１】
また、放射線画像検出器４の感度補正データＳｄａｔａは、放射線画像検出器４に対して被写体と第１および第２の格子２，３とを通過していない一様な放射線を照射することによって放射線画像検出器４から出力された感度補正用画像Ｄｘに基づいて生成されるものである。なお、感度補正データＳｄａｔａは、感度補正用画像Ｄｘに対して上述したオフセット補正データＯｄａｔａを用いてオフセットを施したものに基づいて生成される。具体的には、下式によって算出される。
Ｓｄａｔａ＝Ｃ／average[Ｄｘ−Ｏｄａｔａ]
ただし、Ｃは規格化係数
【００６２】
感度補正データＳｄａｔａは、ランダムノイズを低減するために、上式のようにオフセット補正を施した複数の感度補正用画像Ｄｘを画素毎に平均化したものとすることが望ましい。図９は、感度補正用画像Ｄｘに基づいて生成された感度補正データＳｄａｔａの一例を模式的に示したものである。
【００６３】
そして、下式を演算することによってキャリブレーション用縞画像データＤｇに対して放射線画像検出器４のオフセット補正および感度補正を施したキャリブレーションデータＤｐ（ｋ＝０〜Ｍ−１）が取得される。
Ｄｐ（ｋ＝０〜Ｍ−１）＝（Ｄｇ（ｋ＝０〜Ｍ−１）−Ｏｄａｔａ）×Ｓｄａｔａ
【００６４】
図１０は、上述した感度補正用画像Ｄｘと感度補正前のキャリブレーション用縞画像データＤｇとキャリブレーションデータＤｐとの関係を示すものであり、図１１は、第２の格子３の位置ｋ＝０〜Ｍ−１について撮影したキャリブレーション用縞画像に対して、オフセット補正および感度補正を施したキャリブレーションデータＤｐ（ｋ＝０〜Ｍ−１）の一例を模式的に示したものである。
【００６５】
そして、上述したキャリブレーションデータＤｐは、各拡大率に応じた放射線画像検出器４の位置毎に撮影されて取得され、キャリブレーションデータ取得部６３において各拡大率と対応けられて予め保存されている。すなわち、各拡大率に対して、それぞれＭ枚のキャリブレーションデータＤｐが保存されている。なお、キャリブレーションデータＤｐを取得する際に用いられる感度補正データＳｄａｔａも拡大率によって異なることになるので、各拡大率毎に取得されるものとする。
【００６６】
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。
【００６７】
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、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。
【００６８】
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１２に示すフォローチャートを参照しながら説明する。
【００６９】
まず、撮影台１４の上に患者の乳房ｍが設置され、圧迫板１８により乳房ｍが所定の圧力によって圧迫される（Ｓ１０）。
【００７０】
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（Ｓ１２）。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。
【００７１】
そして、制御部６０は、入力された拡大率に応じた拡大撮影が行われるように制御部６０がアームコントローラ３１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３１によって検出器移動機構６が駆動制御され、検出器移動機構６によって検出器ユニット１７が上下方向に移動する（Ｓ１４）。すなわち、検出器移動機構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検出器ユニット１７をＺ方向に移動させる。
【００７２】
一方、拡大率取得部６２によって取得された拡大率は、キャリブレーションデータ取得部６３にも出力され、キャリブレーションデータ取得部６３は、入力された拡大率に応じたキャリブレーションデータＤｐ（ｋ＝０〜Ｍ−１）を読み出して位相コントラスト画像生成部６１に出力する（Ｓ１６）。
【００７３】
そして、上記のようにして拡大率に応じた位置に検出器ユニット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（Ｓ１８）。
【００７４】
具体的には、まず、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ｍ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。
【００７５】
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）または上式（６）（１８０°の位相変調型格子や強度変調型格子の場合は上式（５）または上式（７））で与えられる距離において第１の格子２の自己像を形成する一方、被検体である乳房ｍ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の自己像はそれに従って変形している。
【００７６】
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。
【００７７】
そして、位相コントラスト画像生成部６１は、上述したオフセット補正および感度補正を用いて、入力された画像信号に対してオフセット補正および感度補正を施し、その補正の施された画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成する。
【００７８】
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。
【００７９】
図１３は、被検体ｍ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ｍ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ｍが存在する場合に、被検体ｍ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。
【００８０】
被検体ｍの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体ｍ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（１０）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１０】
2012110472.tif 000012
【００８１】
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ｍ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（１１）で表される。
【数１１】
2012110472.tif 000013
【００８２】
ここで、屈折角ψは、放射線の波長λと被検体ｍの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、次式（１２）で表される。
【数１２】
2012110472.tif 000014
【００８３】
このように、被検体ｍでの放射線の屈折による自己像Ｇ１の変位量Δｘは、被検体ｍ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ｍ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（１３）のように関連している。
【数１３】
2012110472.tif 000015
【００８４】
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（１３）から屈折角ψが求まり、上式（１２）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ｍの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被検体ｍ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。
【００８５】
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。
【００８６】
図１４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ｍ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。
【００８７】
まず、ｋ＝０の位置では、主として、被検体ｍ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ｍ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ｍ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ｍ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ｍ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ｍにより屈折されなかった放射線の成分が増加する。
【００８８】
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。
【００８９】
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。
【００９０】
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（１４）で表される。
【数１４】
2012110472.tif 000016
【００９１】
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。
【００９２】
次いで、次式（１５）の関係式を用いると、上記屈折角ψ（ｘ）は、式（１６）のように表される。
【数１５】
2012110472.tif 000017
【数１６】
2012110472.tif 000018
【００９３】
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（１６）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。
【００９４】
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個の画素信号は、図１５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ｍが存在しない場合の画素信号の変化を示しており、実線は、被検体ｍが存在する場合の画素信号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。
【００９５】
すなわち、上述した撮影によって取得されたＭ枚の縞画像信号の各画素信号と、キャリブレーションデータ取得部６３において取得されたＭ枚のキャリブレーションデータの各画素信号との差分である位相ズレ量Ψが算出され、この位相ずれ量Ψに基づいて屈折角ψ（ｘ）が算出される。
【００９６】
そして、屈折角ψ（ｘ）は、上式（１２）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。
【００９７】
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。
【００９８】
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。
【００９９】
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。
【０１００】
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（Ｓ２０）。
【０１０１】
なお、上記実施形態の乳房画像撮影システムにおいては、検出器ユニット１７を交換可能な構成としてもよい。その場合には、設置される検出器ユニット１７によって放射線画像検出器４のオフセット補正データと感度補正データとが異なることになるので、図７に示すような拡大率とキャリブレーションデータとを対応付けたテーブルを検出器ユニット１７毎に設けるようにしてもよい。
【０１０２】
そして、設置された検出器ユニット１７の情報を取得し、その情報と設定入力された拡大率とに基づいてキャリブレーションデータを取得するようにすればよい。検出器ユニット１７の情報については、撮影者が入力部５０を用いて入力してもよいし、各検出器ユニット１７に予め記憶させておき、その記憶された情報を読み出して取得するようにしてもよい。
【０１０３】
また、上記実施形態の乳房画像撮影システムにおいては、各拡大率に応じたキャリブレーションデータを予め保存するようにしたが、必ずしも予め保存しなくてもよく、撮影者によって拡大率が設定入力され、その拡大率に応じた位置に検出器ユニット１７が移動した後、乳房ｍが設置される前に第１および第２の格子２，３に向けて放射線を照射することによってキャリブレーションデータの撮影を行うようにしてもよい。すなわち、撮影者によって拡大率が設定される度に、キャリブレーションデータの撮影を行うようにしてもよい。このキャリブレーションの撮影については、制御部６０が、拡大率取得部６２によって取得された拡大率が変更されたことを検出し、その検出に応じて自動的にキャリブレーションデータの撮影を行うようにすることもできる。この場合、たとえば、拡大率が変更された際、制御部６０がキャリブレーションデータの再撮影を行うことを促すメッセージをモニタ４０に表示し、その表示を見た観察者がキャリブレーションデータの撮影指示を入力することによって制御部６０が自動的にキャリブレーションの撮影を開始するようにすればよい。
【０１０４】
また、上記実施形態の乳房画像撮影システムにおいて、図１６に示すように、グリッドユニット１６内の第１の格子２または第２の格子３の位置ずれを検出する位置ずれ検出部２ａ，３ａをグリッドユニット１６内に設け、この位置ずれ検出部２ａ，３ａによって検出された位置ずれ量が所定の閾値未満の場合には、予め保存されたキャリブレーションデータを用い、位置ずれ量が所定の閾値以上になったときのみキャリブレーションデータの再撮影を行ってキャリブレーションデータを再取得するようにしてもよい。位置ずれ検出部２ａ，３ａとしては、たとえば光学センサや加速度センサなどを用いて構成するようにすればよい。また、プレ曝射を行って第１および第２の格子２，３の位置ずれによって発生するモアレを放射線画像検出器４によって検出することによって第１および第２の格子２，３の位置ずれを検出するようにしてもよい。
【０１０５】
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の後方の全て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。
【０１０６】
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、タルボ干渉効果の有無に関わらず、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ピーク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、放射線のピーク波長は約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。
【０１０７】
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との関係と、第１の格子２の間隔ｄ１と第２の格子３の間隔ｄ２との関係とについては、上記第１の実施形態と同様である。
【０１０８】
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（５）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（１７）を満たす範囲の値に設定する。
【数１７】
2012110472.tif 000019
【０１０９】
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３０μｍ以上であることが好ましい。
【０１１０】
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。
【０１１１】
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。
【０１１２】
また、上記実施形態の乳房画像撮影システムは、拡大撮影の際、放射線源の位置を変えずに検出器ユニット１７のみを移動させるものであるが、上記のように第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、タルボ干渉効果の有無に関わらず、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の場合には、検出器ユニット１７の移動に合わせて放射線源ユニット１５も同じ方向に移動させるようにしてもよい。
【０１１３】
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。
【０１１４】
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１７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。
【０１１５】
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、線状読取光源によって放射線画像検出器に照射される線状の読取光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。
【０１１６】
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が第２の格子３に対して傾けられる。
【０１１７】
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ｐ、第２の格子３に対する第１の格子２の自己像の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（１８）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１８】
2012110472.tif 000020
【０１１８】
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。
【０１１９】
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。
【０１２０】
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。
【０１２１】
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。
【０１２２】
また、第２の格子３に対する第１の格子２の自己像の回転角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。
【０１２３】
たとえば、上式（１８）でｐ＝５μｍ、Ｄ＝５０μｍ、ｎ＝１とすると、理論上の回転角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の自己像の実際の回転角θ’は、たとえば、第１の格子の自己像と第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。
【０１２４】
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／Ｐ｜
であるので、Ｐ’＝Ｐ／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。
【０１２５】
そして、理論上の回転角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。
【０１２６】
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。
【０１２７】
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１８に示す副画素サイズＤｙに相当する。
【０１２８】
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。
【０１２９】
なお、キャリブレーションデータについても、上記の本撮影と同様にして１回の撮影によって５枚のキャリブレーションデータが取得される。
【０１３０】
そして、上記第１〜第５の縞画像信号と５枚のキャリブレーションデータとに基づいて、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。
【０１３１】
また、上記説明では、図１７に示すように、第１の格子２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。
【０１３２】
具体的には、まず、第１の格子２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ｍによる吸収情報と位相情報とを分離する。
【０１３３】
そして、周波数空間上において被検体ｍ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、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位相シフト分布Φ（ｘ,y）を算出することができる。そして、この位相シフト分布Φ（ｘ,y）を微分することによって位相微分像を取得することができる。
【０１３４】
また、上記実施形態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２つの格子を用いるようにしたが、第２の格子３の機能を放射線画像検出器にもたせることによって第２の格子３を用いないようにすることができる。以下、第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器の構成について説明する。
【０１３５】
第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器は、放射線が第１の格子２を通過することによって第１の格子２によって形成された第１の格子２の自己像を検出するとともに、その自己像に応じた電荷信号を後述する格子状に分割された電荷蓄積層に蓄積することによって自己像に強度変調を施して縞画像を生成し、その生成した縞画像を画像信号として出力するものである。
【０１３６】
図２２（Ａ）は、第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器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。
【０１３７】
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。
【０１３８】
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。
【０１３９】
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。
【０１４０】
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。
【０１４１】
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。
【０１４２】
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。
【０１４３】
そして、電荷蓄積層４３は、図２２（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、第２の電極層４５の透明線状電極４５ａおよび遮光線状電極４５ｂの延伸方向に平行となるように線状に分割されている。
【０１４４】
また、電荷蓄積層４３は、透明線状電極４５ａもしくは遮光線状電極４５ｂの配列ピッチよりも細かいピッチで分割されるが、その配列ピッチＰ２と間隔ｄ２は、上記実施形態の第２の格子３の条件と同様である。
【０１４５】
また、電荷蓄積層４３は、積層方向（Ｚ方向）について２μｍ以下の厚さで形成される。
【０１４６】
そして、電荷蓄積層４３は、たとえば、上述したような材料と金属板に穴を空けたメタルマスクやファイバーなどによって形成されたマスクとを用いて抵抗加熱蒸着によって形成することができる。また、フォトリソグラフィを用いて形成するようにしてもよい。
【０１４７】
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。
【０１４８】
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。
【０１４９】
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。
【０１５０】
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。
【０１５１】
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。
【０１５２】
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、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）によって透明線状電極４５ａおよび遮光線状電極４５ｂの延伸方向（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。
【０１５３】
なお、タルボ干渉計として機能させるための第１の格子２と放射線画像検出器４００との距離の条件については、放射線画像検出器４００が第２の格子３として機能するものであるので、第１の格子２と第２の格子３との距離の条件と同様である。
【０１５４】
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。
【０１５５】
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、タルボ効果によって形成された第１の格子２の自己像を担持した放射線が、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。
【０１５６】
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）。
【０１５７】
ここで、電荷蓄積層４３は、上述したような配列ピッチで線状に分割されているので、記録用光導電層４２において第１の格子２の自己像に応じて発生した電荷のうちその直下に電荷蓄積層４３が存在する電荷のみが電荷蓄積層４３によってトラップされて蓄積され、それ以外の電荷については線状の電荷蓄積層４３の間（以下、非電荷蓄積領域という）を通過し、読取用光導電層４４を通過した後、透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとに流れ出してしまう。
【０１５８】
このように記録用光導電層４２において発生した電荷のうち、その直下に線状の電荷蓄積層４３が存在する電荷のみを蓄積することによって、第１の格子２の自己像は電荷蓄積層４３の線状のパターンとの重ね合わせにより強度変調を受け、被検体ｍによる自己像の波面の歪みを反映した縞画像の画像信号が電荷蓄積層４３に蓄積されることになる。すなわち、電荷蓄積層４３は、上記実施形態の第２の格子３と同等の機能を果たすことになる。
【０１５９】
そして、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。
【０１６０】
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。
【０１６１】
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。
【０１６２】
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。
【０１６３】
そして、上記実施形態の放射線位相画像撮影装置において第２の格子３を第２の格子に対して相対的に並進運動させたように、上述した第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器４００を並進運動させることによって複数の縞画像が取得される。
【０１６４】
なお、キャリブレーションデータについても、第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器４００を並進運動させることによって取得される。
【０１６５】
そして、５枚の縞画像信号と５枚のキャリブレーションデータとに基づいて、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。
【０１６６】
また、上述した第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器４００おいては、電極間に、記録用光導電層４２、電荷蓄積層４３および読取用光導電層４４の３層を設ける構成としたが、必ずしもこの層構成である必要はなく、たとえば、図２５に示すように、読取用光導電層４４を設けることなく、第２の電極層の透明線状電極４５ａおよび遮光線状電極４５ｂ上に直接接触するように線状の電荷蓄積層４３を設け、その電荷蓄積層４３の上に記録用光導電層４２を設けるようにしてもよい。なお、この記録用光導電層４２は、読取用光導電層としても機能するものである。
【０１６７】
この放射線画像検出器５００の構造は、読取用光導電層４４なしに第２の電極層４５に直接電荷蓄積層４３を設ける構造であり、線状の電荷蓄積層４３の形成を容易にする。すなわち、この線状の電荷蓄積層４３は、蒸着で形成することができる。この蒸着工程において、選択的に線状パターンを形成するためにメタルマスクなどを用いるが、読取用光導電層４４の上に線状の電荷蓄積層４３を設ける構成では、読取用光導電層４４の蒸着後のメタルマスクをセットする工程のため、読取用光導電層４４の蒸着工程と記録用光導電層４２の蒸着工程の間で大気中操作により、読取用光導電層４４に劣化や、光導電層間に異物が混入して品質の劣化をもたらす虞がある。上述した読取用光導電層４４を設けない構造とすることで、光導電層の蒸着後の大気中操作を減らすことができるため、上述の品質劣化の懸念を低減することができる。
【０１６８】
記録用光導電層４２および電荷蓄積層４３の材料については、上述した放射線画像検出器４００と同様である。また、電荷蓄積層４３の線状構成についても、上述した放射線画像検出器と同様である。
【０１６９】
以下に、この放射線画像検出器５００の放射線画像の記録と読み出しの作用について説明する。
【０１７０】
まず、図２６（Ａ）に示すように高圧電源１００によって放射線画像検出器５００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の自己像を担持した放射線が、放射線画像検出器４の第１の電極層４１側から照射される。
【０１７１】
そして、放射線画像検出器４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２６（Ｂ）参照）。なお、第２の電極層４５に接した線状の電荷蓄積層４３は絶縁性の膜であるから、この電荷蓄積層４３に到達した電荷はそこに捕えられ、第２の電極層４５へ行くことができず、蓄積されて留まる。
【０１７２】
ここでも、上述した放射線画像検出器４００と同様に、記録用光導電層４２において発生した電荷のうち、その直下に線状の電荷蓄積層４３が存在する電荷のみを蓄積することによって、第１の格子２の自己像は電荷蓄積層４３の線状のパターンとの重ね合わせにより強度変調を受け、被検体ｍによる自己像の波面の歪みを反映した縞画像の画像信号が電荷蓄積層４３に蓄積されることになる。
【０１７３】
そして、図２７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を透過して電荷蓄積層４３近傍の記録用光導電層４２に照射され、その読取光Ｌ１の照射により発生した正の電荷が線状の電荷蓄積層４３へ引き寄せられて再結合する。そして、もう一方の負の電荷は、透明線状電極４５ａへ引き寄せられ、透明線状電極４５ａに帯電した正の電荷および透明線状電極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。これによりチャージアンプ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。
【０１７４】
また、上述した放射線画像検出器４００，５００においては、電荷蓄積層４３を、完全に線状に分離して形成するようにしたが、これに限らず、たとえば、図２８に示す放射線画像検出器６００のように、平板形状の上に線状のパターンを形成することによって格子状の電荷蓄積層４３を形成するようにしてもよい。
【０１７５】
また、上記実施形態の変形例において、一回の撮影によって複数の縞画像を取得するために第１の格子２を第２の格子３に対して傾けて配置したのと同様に、第１の格子２を放射線画像検出器４００，５００の線状の電荷蓄積層４３に対して傾けて配置するようにしてもよい。
【０１７６】
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。
【０１７７】
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。
【０１７８】
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。
【０１７９】
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。
【０１８０】
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。
【０１８１】
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。
【０１８２】
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。
【０１８３】
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、分散値や標準偏差などを用いることができる。
【０１８４】
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、ＸＹ面である格子面を介して、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Ｈ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Ｈ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。
【０１８５】
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。
【０１８６】
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。
【０１８７】
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。
【０１８８】
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】
【０１８９】
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     検出器移動機構
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
１７   検出器ユニット
１８   圧迫板
３０   コンピュータ
３１   アームコントローラ
４０   モニタ
６０   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   キャリブレーションデータ取得部
【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２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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