(57)【要約】【課題】第１および第２の格子と放射線画像検出器とを備えた放射線画像撮影装置において、第１および第２の格子において格子に入射した放射線のケラレを低減し、また第１および第２の格子を透過した放射線に欠損を生じることなく放射線画像検出器によって検出し、より適切な位相コントラスト画像を取得する。【解決手段】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の周期パターン像が入射されて第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画像撮影装置において、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納まるように放射線画像検出器の検出面内方向の位置を調整する検出器位置調整機構を設ける。【選択図】図１０
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【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、格子構造が周期的に配置され、前記第１の周期パターン像が入射されて第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画像撮影装置であって、
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納まるように前記放射線画像検出器の検出面内方向の位置を調整する検出器位置調整機構を備えたことを特徴とする放射線画像撮影装置。
【請求項２】
前記放射線画像検出器が着脱可能に構成されたものであることを特徴とする請求項１記載の放射線画像撮影装置。
【請求項３】
前記放射線画像検出器の大きさの情報を取得する検出器情報取得部を備え、
前記検出器位置調整機構が、前記検出器情報取得部によって取得された情報に基づいて、前記放射線画像検出器の位置を調整するものであることを特徴とする請求項２記載の放射線画像撮影装置。
【請求項４】
前記第１および第２の格子が着脱可能に構成されたものであることを特徴とする請求項１から３いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項５】
前記第１および第２の格子の少なくとも一方の大きさの情報を取得する格子情報取得部を備え、
前記格子位置調整機構が、前記格子情報取得部によって取得された情報に基づいて、前記第１および第２の格子の位置を調整するものであることを特徴とする請求項４記載の放射線画像撮影装置。
【請求項６】
前記格子位置調整機構が、前記放射線の照射中心が前記第１および第２の格子の中央を略垂直に透過するように前記第１および第２の格子の位置を調整するものであることを特徴とする請求項５記載の放射線画像撮影装置。
【請求項７】
前記検出器位置調整機構が、前記第１および第２の格子を透過した放射線の前記放射線画像検出器上における照射範囲が前記放射線画像検出器の中央となるように前記放射線画像検出器の位置を調整するものであることを特徴とする請求項１から６いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項８】
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拡大撮影移動機構とを備え、
前記検出器位置調整機構が、前記拡大率取得部によって取得された拡大率に基づいて前記放射線画像検出器の位置を調整するものであることを特徴とする請求項１から７いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項９】
前記検出器位置調整機構が、撮影台上における被写体の位置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１記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１０】
前記検出器位置調整機構が、前記放射線画像検出器を移動させる検出器移動機構を備えたものであることを特徴とする請求項１から９いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１１】
前記検出器位置調整機構が、前記放射線画像検出器の位置を所定の位置に決定するような形状で形成された検出器位置調整部材を備えたものであることを特徴とする請求項１から９いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１２】
前記格子位置調整機構が、前記第１および第２の格子を移動させる格子移動機構を備えたものであることを特徴とする請求項５または６記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１３】
前記格子位置調整機構が、前記第１および第２の格子の位置を所定の位置に決定するような形状で形成された格子位置調整部材を備えたものであることを特徴とする請求項５または６記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１４】
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と、
該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の周期パターン像を表す放射線画像信号を用いて画像を生成する画像生成部とを備えたものであることを特徴とする請求項１から１４いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１５】
前記第１の格子と前記第２の格子とが、前記第１の格子によって形成される前記第１の周期パターン像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、
被写体への前記放射線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画像を生成する画像生成部を備えたものであることを特徴とする請求項１から１４いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１６】
前記画像生成部が、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画像を生成するものであることを特徴とする請求項１５記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１７】
被写体への前記放射線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に対してフーリエ変換処理を施し、該フーリエ変換処理の結果に基づいて位相コントラスト画像を生成する画像生成部を備えたものであることを特徴とする請求項１から１４いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１８】
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、格子構造が周期的に配置され、前記第１の周期パターン像が入射されて第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画像撮影装置を用いて放射線画像を取得する方法において、
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納まるように前記放射線画像検出器の検出面内方向の位置を検出器位置調整機構によって調整することを特徴とする放射線画像取得方法。
【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画像取得方法および放射線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】
Ｘ線位相イメージングとはＸ線の位相/屈折情報を利用した新しい画像化方法であり、従来のＸ線の吸収に基づく画像化方法では吸収差が小さく、全くといって良いほど画像のコントラスト差がつかずに画像化することが困難であった軟部組織を画像化可能である。
【０００７】
従来、これらの軟部画像化にはＭＲＩによる撮影が可能ではあったが撮影にかかる時間が数十分と長いこと、画像の分解能が１ｍｍ程度と低いこと、費用対効果により健康診断等での定期検診での実施が困難であることが問題であった。
【０００８】
また、Ｘ線位相イメージングにおいても今までは加速器を用いた大規模な放射光設備（例えば、兵庫県にあるSPring-8）等により位相の揃った単色のＸ線を発生することで撮影は可能であったが、設備が大規模すぎて一般の病院に使用できるレベルではないという問題を抱えていた。
【０００９】
また、Ｘ線位相イメージングは前述のようにＸ線吸収画像では画像化することが困難であった軟骨や軟部をＸ線で画像化することができる特徴を有する。したがって、変形性膝関節症、関節リウマチ、スポーツ障害、半月板損傷、腱損傷、靭帯損傷などの関節疾患や、乳がん腫瘤などの異常などといった多種多様な病気を迅速に簡便にＸ線により診断することができ、これからの高齢化社会における潜在患者の早期診断、早期治療や医療費の削減に貢献することが出来る方式である。
【００１０】
そして、上述したような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、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された複数の画像から、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。
【００１１】
ここで、被写体との相互作用によって生じるＸ線の波面の位相変化に伴うＸ線の屈折角度は、軟部組織に対してせいぜい数μradである。このような組織を識別可能とするような画像コントラストを与えるためには、この屈折によって発生する典型的には数μｍ程度のＸ線の位置ずれ量を計測する必要がある。しかし、放射線画像検出器の画素ピッチは、典型的には、数十μｍ〜数百μｍであるため、この位置ズレを直接計測することは非常に困難である。そこで、上述したＸ線位相画像撮影装置では、２つの格子のうち、一方の格子に対してもう一方の格子を格子の配列方向に相対移動させる毎に撮影を行い、２つの格子によって発生するモアレの変化を計測するように構成されている。すなわち、一般に縞走査法と呼ばれる方法を用いてモアレの位相ズレ量を解析し、上記のような僅かな屈折角度を計測している。しかし、モアレの位相ズレ量はやはり僅かであるから、このモアレ画像の僅かな変動は位相復元精度に多大な影響を及ぼすことになる。
【００１２】
一方、放射線画像検出器などを小型の筐体に収容した放射線画像撮影用カセッテも種々提案されている。この放射線画像撮影用カセッテは、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とともに、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。
【００１３】
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の格子ついても放射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。また、第１および第２の格子を着脱可能とすれば、Ｘ線位相画像と通常の吸収画像との両方を撮影可能な装置を構成することも可能である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１４】
【特許文献１】特開２００４−１４７９１７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】
【００１５】
ここで、第１および第２の格子は、放射線源から射出された放射線が略垂直に入射するように配置しなければ、放射線が格子に斜めに入射することになり、この斜入射によって格子のグリッドによる放射線のケラレが生じる。このような放射線のケラレが生じると、格子に放射線が垂直に入射したときよりも格子を透過する放射線の強度が低下してしまう。
【００１６】
そして、上述のＸ線位相画像撮影装置において、位相コントラスト画像は、Ｘ線が被写体を通した時のＸ線の波面の位相変化を、２つの格子によって発生するモアレ強度の変化を計測することで再構成される。しかし、上述したように格子を透過した時点での放射線の強度が低下すると上記モアレを撮影した画像のＳ／Ｎが劣化するため、位相コントラスト画像を再構成する際の演算誤差となり、位相コントラスト画像のコントラストや解像度の著しい低下を来す虞がある。
【００１７】
また、この放射線のケラレによる放射線の強度低下が位相コントラスト画像に及ぼす影響は、複数画像のわずかな強度変化から画像を演算によって再構成をするわけではない通常のＸ線の静止画や動画撮影の場合と比較して遙かに大きなものとなる。また、被写体に対してＸ線の入射角度を変えながら複数枚撮影を行った後、画像を再構成するＣＴ（Computed Tomography）やトモシンセシス等や、被写体に対してＸ線のエネルギーを変えながら複数枚撮影を行った後に画像を再構成するエネルギーサブトラクション等と比較してもその影響は大きい。
【００１８】
上述した位相コントラスト画像の撮影は、被写体で発生するＸ線の波面の位相変化による、放射線画像検出器上で数μｍ程度の僅かなＸ線の位置ずれをモアレ画像から計測するが、被写体の画像自体にはほとんど変化はない。一方、ＣＴやトモシンセシス等のＸ線の入射角度を変えて被写体の画像自体が大きく変わるが、このような複数の画像から再構成画像を演算するような他の撮影と比較しても位相コントラスト画像ではわずかな画像変化に対する影響は大きなものとなる。さらに同じＸ線の入射角度で異なる複数のエネルギーの被写体画像を撮影し、エネルギー吸収分布を再構成することで軟部組織と骨部組織などを分離するエネルギーサブトラクション画像でも撮影エネルギーが異なることで複数画像間の被写体のコントラストが大きく変わるため、エネルギーサブトラクション画像と比較しても位相コントラスト画像の方がわずかな画像変化に対する影響は大きなものとなる。
【００１９】
上記のような理由によって第１および第２の格子は、放射線源から射出された放射線が略垂直に入射するように配置することが好ましいが、このように配置された第１および第２の格子に対し、上述した種々の大きさの放射線画像撮影用カセッテが用いられた場合、放射線画像検出器の大きさに対して、格子の大きさは小さいものであるため、その大きさによっては第１および第２の格子を透過した放射線が検出器内に納まらなかったり、検出器の端の方によってしまうことがあり、適切な位相コントラスト画像を撮影できない問題がある。
【００２０】
また、放射線画像検出器の大きさが変わった場合だけでなく、２つの回折格子と放射線源が被写体の位置に応じて移動した場合にも同じ問題が生じ得る。
【００２１】
なお、特許文献１には、放射線源の移動に合わせて放射線画像検出器を移動させることが記載されているが、上述したような第１および第２の格子による放射線のケラレの問題や、大きさの異なるカセッテを利用することや、そのようなカセッテを用いた場合に、格子を透過した放射線が検出器内に納まらない場合があるという課題があることについては一切考慮されていない。
【００２２】
また、特許文献２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３つの方式を切り換えて撮影を行う装置において、２つの回折格子を離脱可能にすることにより、回折格子を使用しない屈折コントラスト方式と回折格子を使用するタルボ干渉計方式とを切り替えることが提案されているが、２つの回折格子を使用したときに、格子を透過した放射線が検出器内に納まらない場合があるという課題があることについては一切考慮されていない。
【００２３】
本発明は、上記事情に鑑み、第１および第２の格子において格子に入射した放射線のケラレを低減し、また第１および第２の格子を透過した放射線に欠損を生じさせることなく放射線画像検出器によって検出し、より適切な位相コントラスト画像を取得することができる放射線画像取得方法および放射線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】
【００２４】
本発明の放射線画像撮影装置は、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、格子構造が周期的に配置され、第１の周期パターン像が入射されて第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画像撮影装置であって、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納まるように放射線画像検出器の検出面内方向の位置を調整する検出器位置調整機構を備えたことを特徴とする。
【００２５】
また、上記本発明の放射線画像撮影装置においては、放射線画像検出器を着脱可能に構成することができる。
【００２６】
また、放射線画像検出器の大きさの情報を取得する検出器情報取得部を設け、検出器位置調整機構を、検出器情報取得部によって取得された情報に基づいて、放射線画像検出器の位置を調整するものとできる。
【００２７】
また、第１および第２の格子を着脱可能に構成することができる。
【００２８】
また、第１および第２の格子の少なくとも一方の大きさの情報を取得する格子情報取得部を設け、格子位置調整機構を、格子情報取得部によって取得された情報に基づいて、第１および第２の格子の位置を調整するものとできる。
【００２９】
また、格子位置調整機構を、放射線の照射中心が第１および第２の格子の中央を略垂直に透過するように第１および第２の格子の位置を調整するものとできる。
【００３０】
また、検出器位置調整機構を、第１および第２の格子を透過した放射線の放射線画像検出器上における照射範囲が放射線画像検出器の中央となるように放射線画像検出器の位置を調整するものとできる。
【００３１】
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拡大撮影移動機構とを設け、検出器位置調整機構を、拡大率取得部によって取得された拡大率に基づいて放射線画像検出器の位置を調整するものとできる。
【００３２】
また、検出器位置調整機構を、撮影台上における被写体の位置に応じて放射線画像検出器を移動させるものとできる。
【００３３】
また、検出器位置調整機構を、放射線画像検出器を移動させる検出器移動機構を備えたものとできる。
【００３４】
また、検出器位置調整機構を、放射線画像検出器の位置を所定の位置に決定するような形状で形成された検出器位置調整部材を備えたものとできる。
【００３５】
また、格子位置調整機構を、第１および第２の格子を移動させる格子移動機構を備えたものとできる。
【００３６】
また、格子位置調整機構を、第１および第２の格子の位置を所定の位置に決定するような形状で形成された格子位置調整部材を備えたものとできる。
【００３７】
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と、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の周期パターン像を表す放射線画像信号を用いて画像を生成する画像生成部とを設けることができる。
【００３８】
また、第１の格子と第２の格子とを、第１の格子によって形成される第１の周期パターン像の延伸方向と第２の格子の延伸方向とが相対的に傾くように配置し、被写体への放射線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画像を生成する画像生成部を設けることができる。
【００３９】
また、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画像を生成するものとできる。
【００４０】
また、被写体への放射線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に対してフーリエ変換処理を施し、そのフーリエ変換処理の結果に基づいて位相コントラスト画像を生成する画像生成部を設けることができる。
【００４１】
本発明の放射線画像取得方法は、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、格子構造が周期的に配置され、第１の周期パターン像が入射されて第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画像撮影装置を用いて放射線画像を取得する方法において、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納まるように放射線画像検出器の検出面内方向の位置を検出器位置調整機構によって調整することを特徴とする。
【発明の効果】
【００４２】
第１および第２の格子と放射線画像検出器とを備えた放射線画像撮影装置において、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納まるように放射線画像検出器の検出面内方向の位置を検出器位置調整機構によって調整するようにしたので、たとえば、放射線画像検出器の大きさが変わったり、第１および第２の格子の位置が変わったりしたとしても、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上における照射範囲を検出面内に納めることができるので、第１および第２の格子を放射線に欠損を生じさせることなく放射線画像検出器によって検出することができ、より適切な位相コントラスト画像を取得することができる。
【００４３】
また、第１および第２の格子を着脱可能なものとし、放射線の照射中心が第１および第２の格子の中央を略垂直に透過するように第１および第２の格子の位置を調整するようにしたので、たとえば、第１および第２の格子の大きさが変わったとしても、第１および第２の格子において、格子に入射した放射線のケラレを低減することができ、より適切な位相コントラスト画像を取得することができる。
【００４４】
また、第１および第２の格子を透過した放射線の放射線画像検出器上における照射範囲が放射線画像検出器の中央となるように放射線画像検出器の位置を調整するようにした場合には、放射線画像検出器の検出面のうち画像ムラが発生し難い範囲を使用することができるのでより画質を向上させることができる。
【００４５】
また、放射線画像検出器からの信号読出しの範囲を中央領域に限定し、信号の読出時間を短縮することも好ましい。この理由は、被検者によっては長時間じっとしていられないことがあり、この場合は特に、短時間で撮影を行わないと被写体の変位（体動）やふらつくことによる画像ブレが生じ易いためである。また、撮影中にこのような画像ブレが生じると、再構成された位相コントラスト画像におけるコントラストや解像度が低下を来たす虞があるが、この構成によれば、上述の画像ブレを低減でき、良好な位相コントラスト画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【００４６】
【図１】本発明の放射線画像撮影装置の第１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】カセッテ情報とカセッテユニットの移動量とを対応付けたテーブルの一例を示す図
【図８】本発明の放射線画像撮影装置の第１の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９】カセッテユニットとグリッドユニットの位置関係の一例を示す図
【図１０】カセッテユニットの移動の一例を示す図
【図１１】カセッテユニットの移動の一例を示す図
【図１２】カセッテユニットの移動の一例を示す図
【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】本発明の放射線画像撮影装置の第２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】図１６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１８】グリッド情報とグリッドユニットの移動量とを対応付けたテーブルの一例を示す図
【図１９】本発明の放射線画像撮影装置の第２の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２０】カセッテユニットとグリッドユニットの位置関係の一例を示す図
【図２１】グリッドユニットの移動の一例を示す図
【図２２】本発明の放射線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２３】カセッテ情報および拡大率とカセッテユニットの移動量とを対応付けたテーブルの一例を示す図
【図２４】乳房を撮影台の左側に寄せて配置して撮影を行う場合の一例を説明するための図
【図２５】乳房を撮影台の左側に寄せて配置して撮影を行う場合の一例を説明するための図
【図２６】乳房を撮影台の左側に寄せて配置して撮影を行う場合の一例を説明するための図
【図２７】乳房を撮影台の左側に寄せて配置して撮影を行う場合の一例を説明するための図
【図２８】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２９】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３０】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３１】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３２】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３３】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３４】図３３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３５】図３３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３６】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３７】図２６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３８】図２６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３９】図２６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４０】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４１】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】
【００４７】
以下、図面を参照して本発明の放射線画像撮影装置の第１の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、本発明の第１の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。
【００４８】
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。
【００４９】
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。
【００５０】
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２１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。
【００５１】
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。
【００５２】
グリッドユニット１６は、グリッドユニット１６を支持するグリッド支持部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。
【００５３】
なお、本実施形態においては、グリッドユニット１６の位置は、グリッド支持部１６ａによって固定されているものとし、後述する放射線源ユニット１５内の放射線源１から射出された放射線の照射中心が、グリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３の中央を略垂直に透過するような位置に固定されているものとする。
【００５４】
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。
【００５５】
なお、本実施形態においては、カセッテユニット１７をカセッテ支持部１７ａに対して取り付けたり、取り外したりできるようにして着脱可能な構成としたが、このような構成に限らず、たとえば、カセッテユニット１７をアーム部１３に取り付けた状態のままでカセッテユニット１７を放射線の光路上から待避可能な構成とし、カセッテユニット１７を放射線の光路上に設置させたり、待避させることによってカセッテユニット１７を着脱可能に構成するようにしてもよい。
【００５６】
そして、本実施形態においては、サイズなどが異なる複数種類のカセッテユニット１７が着脱可能に構成されているものとする。
【００５７】
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。
【００５８】
放射線画像検出器４は、２次元状に画素が配列され、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。なお、多数の線状電極が設けられ、その線状電極の延伸方向について線状の読取光により走査して画像信号が読み出される光読出方式の放射線画像検出器の場合、１画素の信号を読み出す各線状電極が画素行を構成し、読取光の読取ピッチが画素列を構成するものとする。
【００５９】
さらに、カセッテユニット１７が設置されるカセッテ支持部１７ａも、図１に示すＹ方向に伸縮可能に構成されるとともに、Ｘ方向に移動可能に構成されている。そして、アーム部１３内にはカセッテ移動機構６が設けられており、このカセッテ移動機構６が、コンピュータ３０からの制御信号に応じてカセッテ支持部１７ａをＹ方向に伸縮させるとともに、Ｘ方向に移動させるように構成されている。
【００６０】
すなわち、カセッテ移動機構６によってカセッテ支持部１７ａがＹ方向に伸縮するとともに、Ｘ方向に移動することによってカセッテユニット１７内に設けられた放射線画像検出器４がその検出面（Ｘ−Ｙ面）内方向について移動するように構成されている。なお、カセッテ移動機構６については、公知のアクチュエータによって構成することができる。
【００６１】
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。
【００６２】
また、アーム部１３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。
【００６３】
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２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。
【００６４】
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】
2012143550.tif 000003
【００６５】
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。
【００６６】
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（以下、自己像Ｇ１という）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。
【００６７】
第２の格子３は、第１の格子２により形成された自己像Ｇ１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。
【００６８】
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）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】
2012143550.tif 000004
【００６９】
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】
2012143550.tif 000005
【００７０】
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、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、Ｐ２＝Ｐ１を満たすように決定され、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、Ｐ２＝Ｐ１／２を満たすように決定される。
【００７１】
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。
【００７２】
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。
【００７３】
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】
2012143550.tif 000006
【００７４】
ただし、λは放射線の波長（通常は実効波長）、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。
【００７５】
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】
2012143550.tif 000007
【００７６】
ただし、λは放射線の波長（通常は実効波長）、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。
【００７７】
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】
2012143550.tif 000008
【００７８】
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。
【００７９】
なお、上式（４），（５），（６）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（７）、上式（５）に代えて下式（８）、上式（６）に代えて下式（９）となる。
【数７】
2012143550.tif 000009
【数８】
2012143550.tif 000010
【数９】
2012143550.tif 000011
【００８０】
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（１０）および次式（１１）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１０】
2012143550.tif 000012
【数１１】
2012143550.tif 000013
【００８１】
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。
【００８２】
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およびカセッテ情報取得部６２が構成されている。
【００８３】
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、カセッテ位置制御部６０ａを備えている。
【００８４】
カセッテ位置制御部６０ａは、カセッテ情報取得部６２において取得されたカセッテ情報に基づいて、アーム部１３内のカセッテ移動機構６に制御信号を出力し、カセッテ移動機構６によってカセッテユニット１７をＸ−Ｙ方向に移動させるものである。具体的には、カセッテ位置制御部６０ａには、図７に示すようなカセッテ情報とカセッテユニット１７のＸ−Ｙ方向の移動量とを対応付けたテーブルが予め設定されており、カセッテ位置制御部６０ａは、入力されたカセッテ情報に基づいて上記テーブルを参照することによって、そのカセッテ情報に対応する移動量を取得し、その移動量に応じた制御信号をカセッテ移動機構６に出力するものである。
【００８５】
本実施形態においては、第１および第２の格子２，３を透過した放射線がカセッテユニット１７内の放射線画像検出器４の中央に照射されるような移動量がテーブルに設定されているものとするが、必ずしもこれに限らず、第１および第２の格子２，３を透過した放射線がカセッテユニット１７内の放射線画像検出器４の検出面内に納まるような移動量であればよい。なお、この移動量は、カセッテユニット１７の予め設定されたデフォルトの位置からの移動量である。カセッテユニット１７の移動の具体例については後で述べる。
【００８６】
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。
【００８７】
カセッテ情報取得部６２は、撮影者によって入力部５０を用いて入力されたカセッテ情報を取得するものである。撮影者によって入力されるカセッテ情報は、カセッテユニット１７内の放射線画像検出器４のＸ方向およびＹ方向のサイズによって異なるものである。放射線画像検出器４のサイズとしては、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。
【００８８】
なお、本実施形態においてはカセッテ情報を設定入力するようにしたが、これに限らず、放射線画像検出器４のＸ方向およびＹ方向のサイズを直接設定入力してもよい。また、本実施形態においては、カセッテ情報を撮影者によって設定入力するようにしたが、これに限らず、カセッテユニット１７にカセッテ情報を予め記憶しておき、カセッテ情報取得部６２がこれを読み出してカセッテ情報を取得するようにしてもよい。
【００８９】
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。
【００９０】
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、上述したカセッテ情報などの入力を受け付けるものである。
【００９１】
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８に示すフローチャートを参照しながら説明する。
【００９２】
まず、乳房Ｂの大きさや撮影手技などに応じて、種々のサイズのグリッドユニット１６およびカセッテユニット１７の中から所望のカセッテユニット１７が撮影者によって選択され、その選択されたカセッテユニット１７がカセッテ支持部１７ａに設置される（Ｓ１０）。
【００９３】
次に、カセッテ支持部１７ａに設置されたカセッテユニット１７のカセッテ情報が撮影者によって入力部５０を用いて入力され、その入力されたカセッテ情報がカセッテ情報取得部６２によって取得される（Ｓ１２）。
【００９４】
そして、カセッテ情報取得部６２によって取得されたカセッテ情報がカセッテ位置制御部６０ａに出力され、カセッテ位置制御部６０ａは、入力されたカセッテ情報に基づいて、図７に示すテーブルを参照してカセッテユニット１７の移動量を取得し、その移動量に応じた制御信号をカセッテ移動機構６に出力する。カセッテ移動機構６は、入力された制御信号に応じてカセッテ支持部１７ａを移動させてカセッテユニット１７を移動させる（Ｓ１４）。具体的には、上述したようにグリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３を透過した放射線がカセッテユニット１７内の放射線画像検出器４の検出面内の中央に照射されるようにカセッテユニット１７を移動させる。
【００９５】
たとえば、前回の撮影において、図９に示すように、グリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３が、カセッテユニット１７内の放射線画像検出器４の検出面内の中央に位置するようにカセッテユニット１７が配置された状態から、今回の撮影において、図１０に点線で示すように、カセッテユニット１７が比較的大きいサイズに交換された場合には、グリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３が、カセッテユニット１７内の放射線画像検出器４の検出面内の中央に位置しないことになる。
【００９６】
そこで、図１０に示すように、カセッテ支持部１７ａをカセッテ移動機構６によって短くすることにより、放射線画像検出器４の位置が点線位置から実線位置となるようにカセッテユニット１７を移動させ、グリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３が、放射線画像検出器４の検出面内の中央に位置するようにする。これによりグリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３を透過した放射線をカセッテユニット１７内の放射線画像検出器４の検出面内の中央に入射させることができる。
【００９７】
次に、たとえば、図１０に示すカセッテユニット１７から、図１１に示すような長方形のサイズのカセッテユニット１７に交換され、第１および第２の格子２，３に対するカセッテユニット１７の位置が、図１１の点線で示す位置となった場合には、図１１に示すように、カセッテ支持部１７ａをカセッテ移動機構６によって長くすることにより、放射線画像検出器４の位置が点線位置から実線位置となるようにカセッテユニット１７を移動させ、グリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３が、放射線画像検出器４の検出面内の中央に位置するようにする。
【００９８】
次に、たとえば、図１１に示すカセッテユニット１７から、図１２に示すような比較的小さいサイズのカセッテユニット１７に交換され、第１および第２の格子２，３に対するカセッテユニット１７の位置が、図１２の点線で示す位置となった場合には、図１２に示すように、カセッテ支持部１７ａをカセッテ移動機構６によってさらに長くすることにより、放射線画像検出器４の位置が点線位置から実線位置となるようにカセッテユニット１７を移動させ、グリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３が、放射線画像検出器４の検出面内の中央に位置するようにする。
【００９９】
そして、上述したようなカセッテユニット１７の位置調整の後、位相コントラスト画像の撮影が開始される。具体的には、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）。
【０１００】
次に、撮影者によって入力部５０において位相コントラスト画像の撮影開始指示が入力され（Ｓ１８）、その撮影開始指示の入力に応じて撮影が開始される（Ｓ２０）。
【０１０１】
まず、放射線源１から放射線が射出され、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。
【０１０２】
これをタルボ効果と呼び、放射線の波面が第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）または上式（７）（１８０°の位相変調型格子の場合は上式（５）または上式（８）、強度変調型格子の場合は上式（６）または上式（９））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。
【０１０３】
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。
【０１０４】
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。
【０１０５】
図１３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。
【０１０６】
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（１２）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１２】
2012143550.tif 000014
【０１０７】
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（１３）で表される。
【数１３】
2012143550.tif 000015
【０１０８】
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（１４）で表される。
【数１４】
2012143550.tif 000016
【０１０９】
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（１５）のように関連している。
【数１５】
2012143550.tif 000017
【０１１０】
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（１５）から屈折角ψが求まり、上式（１４）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Ｂ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。
【０１１１】
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、すなわち第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３との間の位相変化が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。
【０１１２】
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。
【０１１３】
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。
【０１１４】
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。
【０１１５】
以下に、このＭ枚の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。
【０１１６】
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（１６）で表される。
【数１６】
2012143550.tif 000018
【０１１７】
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。
【０１１８】
次いで、次式（１７）の関係式を用いると、上記屈折角ψ（ｘ）は、式（１８）のように表される。
【数１７】
2012143550.tif 000019
【数１８】
2012143550.tif 000020
【０１１９】
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によって取得されたＭ個の縞画像信号から、式（１８）に基づいて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。
【０１２０】
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個の縞画像信号は、図１５に示すように、第２の格子３の位置ｋに対して周期的に変化する。図１５中の破線は被検体Ｂ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Ｂ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。
【０１２１】
そして、屈折角ψ（ｘ）は、上式（１４）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。
【０１２２】
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。
【０１２３】
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。
【０１２４】
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。
【０１２５】
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。
【０１２６】
そして、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画像は、モニタ４０に出力されて表示される。
【０１２７】
次に、本発明の放射線画像撮影装置の第２の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１６は、本発明の第２の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。
【０１２８】
第２の実施形態の乳房画像撮影表示システムは、第１の実施形態の乳房画像撮影表示システムにおいてカセッテユニット１７を移動可能に構成したのに対し、カセッテユニット１７の位置は固定とし、グリッドユニット１６と放射線源１とを移動可能に構成したものである。その他の構成は第１の実施形態と同様であるので、以下、第１の実施形態の乳房画像撮影表示システムと異なる構成についてのみ説明する。
【０１２９】
本実施形態におけるグリッドユニット１６は、グリッドユニット１６を支持するとともに、グリッドユニット１６が着脱可能であるグリッド支持部１６ａを介してアーム部１３に接続され、グリッド支持部１６ａは、サイズなどが異なる複数種類のグリッドユニット１６が着脱可能に構成されている。
【０１３０】
なお、本実施形態においては、グリッドユニット１６をグリッド支持部１６ａに対して取り付けたり、取り外したりできるようにして着脱可能な構成としたが、このような構成に限らず、たとえば、グリッドユニット１６をアーム部１３に取り付けた状態のままでグリッドユニット１６を放射線の光路上から待避可能な構成とし、グリッドユニット１６を放射線の光路上に設置させたり、待避させることによってグリッドユニット１６を着脱可能に構成するようにしてもよい。すなわち、ここでいう着脱可能な構成とは、取り付けと取り外しが可能な構成に限らず、上述したような待避可能な構成も含むものとする。
【０１３１】
そして、グリッドユニット１６が設置されるグリッド支持部１６ａは、図１６に示すＹ方向に伸縮可能に構成されるとともに、Ｘ方向に移動可能に構成されている。そして、アーム部１３内にはグリッド移動機構７が設けられており、このグリッド移動機構７が、コンピュータ３０からの制御信号に応じてグリッド支持部１６ａをＹ方向に伸縮させるとともに、Ｘ方向に移動させるように構成されている。
【０１３２】
すなわち、グリッド移動機構７によってグリッド支持部１６ａがＹ方向に伸縮するとともに、Ｘ方向に移動することによってグリッドユニット１６内に設けられた第１および第２の格子２，３がその格子面（Ｘ−Ｙ面）内方向について移動するように構成されている。なお、グリッド移動機構７については、公知のアクチュエータによって構成することができる。
【０１３３】
また、放射線源ユニット１５内には、グリッドユニット１６の移動に合わせて放射線源１を移動させる線源移動機構８が設けられている。具体的には、線源移動機構８は、グリッドユニット１６が移動した際、放射線源１から射出された放射線の照射中心がグリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３の中央を略垂直に透過するようにグリッドユニット１６の移動に合わせて放射線源１を移動させるものである。
【０１３４】
そして、第２の実施形態のコンピュータ３０内には、図１７に示すように、グリッド位置制御部６０ｂと、グリッド情報取得部６３とが設けられている。
【０１３５】
グリッド位置制御部６０ｂは、グリッド情報取得部６３において取得されたグリッド情報に基づいて、アーム部１３内のグリッド移動機構７に制御信号を出力し、グリッド移動機構７によってグリッドユニット１６をＸ−Ｙ方向に移動させるものである。具体的には、グリッド位置制御部６０ｂには、図１８に示すようなグリッド情報とグリッドユニット１６のＸ−Ｙ方向の移動量とを対応付けたテーブルが予め設定されており、グリッド位置制御部６０ｂは、入力されたグリッド情報に基づいて上記テーブルを参照することによって、そのグリッド情報に対応する移動量を取得し、その移動量に応じた制御信号をグリッド移動機構７に出力するものである。なお、この移動量は、グリッドユニット１６の予め設定されたデフォルトの位置からの移動量である。
【０１３６】
そして、本実施形態においては、グリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３を透過した放射線がカセッテユニット１７内の放射線画像検出器４の検出面の中央に照射されるようにグリッドユニット１６の移動量が予め設定されているものとする。
【０１３７】
グリッド情報取得部６３は、撮影者によって入力部５０を用いて入力されたグリッド情報を取得するものである。撮影者によって入力されるグリッド情報は、グリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３のＸ方向およびＹ方向のサイズによって異なるものである。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、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。なお、第１および第２の格子のサイズが異なる場合には、いずれか一方のサイズに基づいてグリッド情報が決定されるものとする。
【０１３８】
なお、本実施形態においてはグリッド情報を設定入力するようにしたが、これに限らず、第１および第２の格子２，３のＸ方向およびＹ方向のサイズを直接設定入力してもよい。また、本実施形態においては、グリッド情報を撮影者によって設定入力するようにしたが、これに限らず、グリッドユニット１６にグリッド情報を予め記憶しておき、グリッド情報取得部６３がこれを読み出してグリッド情報を取得するようにしてもよい。
【０１３９】
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１９に示すフローチャートを参照しながら説明する。
【０１４０】
まず、乳房Ｂの大きさや撮影手技などに応じて、種々のサイズのグリッドユニット１６の中から所望のグリッドユニット１６が撮影者によって選択され、その選択されたグリッドユニット１６がグリッド支持部１６ａに設置される（Ｓ３０）。
【０１４１】
次に、グリッド支持部１６ａに設置されたグリッドユニット１６のグリッド情報が撮影者によって入力部５０を用いて入力され、その入力されたグリッド情報がグリッド情報取得部６３によって取得される（Ｓ３２）。
【０１４２】
そして、グリッド情報取得部６３によって取得されたグリッド情報がグリッド位置制御部６０ｂに出力され、グリッド位置制御部６０ｂは、入力されたグリッド情報に基づいて、図１８に示すテーブルを参照してグリッドユニット１６の移動量を取得し、その移動量に応じた制御信号をグリッド移動機構７に出力する。グリッド移動機構７は、入力された制御信号に応じてグリッド支持部１６ａを移動させてグリッドユニット１６を移動させる（Ｓ３４）。具体的には、上述したようにグリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３を透過した放射線がカセッテユニット１７内の放射線画像検出器４の検出面内の中央に照射されるようにグリッドユニット１６を移動させる。
【０１４３】
たとえば、前回の撮影において、図２０に示すように、グリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３が、カセッテユニット１７内の放射線画像検出器４の検出面内の中央に位置するようにグリッドユニット１６（第１および第２の格子２，３）が配置された状態から、今回の撮影において、図２１に点線で示すように、グリッドユニット１６（第１および第２の格子２，３）が比較的大きいサイズに交換された場合には、グリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３が、カセッテユニット１７内の放射線画像検出器４の検出面内の中央に位置しないことになる。
【０１４４】
そこで、図２１に示すように、グリッド支持部１６ａをグリッド移動機構７によって短くすることにより、第１および第２の格子２，３の位置が点線位置から実線位置となるようにグリッドユニット１６を移動させ、グリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３が、放射線画像検出器４の検出面内の中央に位置するようにする。これによりグリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３においてケラレを発生することなく透過した放射線をカセッテユニット１７内の放射線画像検出器４の検出面内の中央に照射させることができる。
【０１４５】
なお、このとき放射線源ユニット１５内における放射線源１もグリッドユニット１６に移動に合わせてＹ方向に移動する。
【０１４６】
そして、上述したようなグリッドユニット１６の位置調整の後、位相コントラスト画像の撮影が開始される（Ｓ３８，Ｓ４０）。位相コントラスト画像の撮影の作用については、上記第１の実施形態と同様である。
【０１４７】
なお、上記第１の実施形態の乳房画像撮影表示システムにおいてはカセッテユニット１７を移動可能と構成し、上記第２の実施形態の乳房画像撮影システムにおいてはグリッドユニット１６を移動可能に構成するようにしたが、カセッテユニット１７とグリッドユニット１６との両方を移動可能に構成するようにしてもよく、この場合においても、グリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３を透過した放射線がカセッテユニット１７内の放射線画像検出器４の検出面内の中央に照射されるようにカセッテユニット１７とグリッドユニット１６とを相対的に移動させるようにすればよい。
【０１４８】
また、上記実施形態の乳房画像撮影表示システムの乳房画像撮影装置１０においては、カセッテユニット１７をＸ−Ｙ平面内において移動可能に構成したが、さらに、図２２に示す乳房画像撮影装置７０のように、カセッテ移動機構６によってカセッテ支持部１７ａを矢印Ａ方向（乳房Ｂから離接する方向）にも移動可能とし、これによりいわゆる拡大撮影が可能な構成としてもよい。
【０１４９】
このように拡大撮影を行う構成とした場合には、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上に照射される範囲が拡大率によって異なることになるので、カセッテ位置制御部６０ａには、図２３に示すように、カセッテ情報と拡大率とに対応する移動量が予め設定されているものとする。なお、ここでいう拡大率Ｍは、放射線源１の焦点と被写体との距離を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Ｍ＝ｂ／ａで表されるものである。そして、カセッテ位置制御部６０ａに設定される移動量は、グリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３を透過して拡大された放射線が、カセッテユニット１７内の放射線画像検出器４の検出面内に納まり、かつ検出面内の中央に照射されるような量に設定される。
【０１５０】
カセッテ位置制御部６０ａは、撮影者によって入力部５０を用いて入力された拡大率とカセッテ情報とに基づいて図２３に示すテーブルを参照して移動量を取得し、その移動量に応じた制御信号をカセッテ移動機構６に出力するものである。
【０１５１】
そして、カセッテ移動機構６は、入力された移動量に応じた制御信号に応じてカセッテユニット１７をＸ−Ｙ面内において移動させるとともに、撮影者によって設定入力された拡大率に応じてカセッテユニット１７をＺ方向（矢印Ａ方向）に移動させる。
【０１５２】
その他の構成および作用については、上記実施形態の乳房画像撮影装置１０と同様である。
【０１５３】
また、上記実施形態においては、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の検出面の略中央に照射されるようにグリッドユニット１６を移動させるようにしたが、これに限らず、たとえば、撮影台１４上における被写体の位置情報を取得し、その位置情報に基づいてグリッドユニット１６を移動させ、そのグリッドユニット１６の位置に基づいてカセッテユニット１７を移動させるようにしてもよい。なお、このときもグリッドユニット１６の移動に合わせて放射線源１についても、放射線源１から射出された放射線がグリッドユニット１６内の第１および第２の格子２，３の中央を略垂直に透過するように移動する。
【０１５４】
具体的には、乳房の撮影においては、たとえば、左右のいずれかの乳房から脇の下まで範囲の撮影を行いたい場合があり、その場合には、乳房Ｂは、図２４に示すように、撮影台１４もしくは圧迫板１８の中央に対して左側（もしくは右側）のいずれか一方に寄せた位置に設置される。
【０１５５】
したがって、その一方の側に寄せられた乳房から脇の下までの範囲を適切に撮影するため、乳房Ｂの設置位置の情報に基づいて、乳房Ｂが第１および第２の格子２，３を透過する放射線の照射範囲内にくるようにグリッドユニット１６（第１および第２の格子２，３）を図２４の点線の位置から実線の位置まで移動させるようにしてもよい。
【０１５６】
また、図２５に示すように、乳房Ｂが第１および第２の格子２，３を透過する放射線の照射範囲内の左右中央にくるようにグリッドユニット１６（第１および第２の格子２，３）を図２５の点線の位置から実線の位置まで移動させるとともに、カセッテユニット１７（放射線画像検出器４）についても、グリッドユニット１６（第１および第２の格子２，３）の左端（もしくは図示しないが右端）に合わせるように図２５の点線の位置から実線の位置まで移動させるようにしてもよい。
【０１５７】
また、図２６に示すように、乳房Ｂが第１および第２の格子２，３を透過する放射線の照射範囲内の左右中央にくるようにグリッドユニット１６（第１および第２の格子２，３）を図２６の点線の位置から実線の位置まで移動させるとともに、カセッテユニット１７（放射線画像検出器４）についても、グリッドユニット１６（第１および第２の格子２，３）の左右中央に位置するように図２６の点線の位置から実線の位置まで移動させるようにしてもよい。
【０１５８】
また、図２７に示すように、乳房Ｂが第１および第２の格子２，３を透過する放射線の照射範囲内の左右中央にくるようにグリッドユニット１６（第１および第２の格子２，３）を図２７の点線の位置から実線の位置まで移動させるとともに、カセッテユニット１７（放射線画像検出器４）についても、グリッドユニット１６（第１および第２の格子２，３）の左右上下の中央に位置するように図２７の点線の位置から実線の位置まで移動させるようにしてもよい。
【０１５９】
グリッドユニット１６とカセッテユニット１７との移動量については、被写体の位置情報と対応づけてテーブルなどによって予め設定しておくようにすればよい。また、被写体の位置情報については、撮影者が入力部５０を用いて入力するようにしてもよいし、センサなどを設けて自動的に検出するようにしてもよい。
【０１６０】
また、たとえば、乳房だけなく手などの被写体も撮影できる構成とする場合には、撮影台１４の中央に手が設置される場合と、撮影台１４の一辺側に沿って乳房が設置される場合とがあるが、このような場合においても、被写体の位置情報を取得し、その位置情報に基づいてグリッドユニット１６およびカセッテユニット１７を移動させるようにすればよい。
【０１６１】
なお、上述のように被写体の位置情報に基づいてグリッドユニット１６およびカセッテユニット１７を移動させる場合には、グリッドユニット１６およびカセッテユニット１７は必ずしも着脱可能にする必要はなく、固定のものを利用するようにしてもよい。
【０１６２】
また、上述した乳房撮影の場合のように、被写体を放射線画像検出器４の端の方に寄せて配置して撮影を行う場合、放射線画像検出器４からの信号読出しの範囲を放射線画像検出器の端から被写体が存在する撮影範囲までとすれば、被写体が中央に配置される場合と比較するとその信号読出しの時間が短くなるというメリットがある。
【０１６３】
また、上記実施形態においては、グリッドユニット１６とカセッテユニット１７との位置を調整する機構として、これらを移動させるグリッド移動機構７とカセッテ移動機構６とを設けるようにしたが、このような移動機構を設けるのではなく、グリッドユニット１６を所定の位置に位置決めするような形状の冶具をグリッドユニット１６のサイズ毎に形成し、この冶具をグリッド支持部１６ａに取り換えて設置することによって、各サイズのグリッドユニット１６が所望の位置に設置されるようにしてもよい。なお、この所望の位置とは、上述した実施形態の移動機構による移動後の位置と同じ位置である。
【０１６４】
また、カセッテユニット１７も同様に、移動機構を設けるのではなく、カセッテユニット１７を所定の位置に位置決めするような形状の冶具をカセッテユニット１７のサイズ毎に形成し、この冶具をカセッテ支持部１７ａに取り換えて設置することによって、各サイズのカセッテユニット１７が所望の位置に設置されるようにしてもよい。なお、この所望の位置とは、上述した実施形態の移動機構による移動後の位置と同じ位置である。
【０１６５】
また、上記実施形態の放射線画像撮影装置は、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。
【０１６６】
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た場合には、放射線の実効波長は、管電圧５０ｋＶにおいて約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程度とすれば大部分の放射線がスリットによって回折されずに幾何学的に投影される。
【０１６７】
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との関係は、上記第１の実施形態と同様である。
【０１６８】
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（１９）を満たす範囲の値に設定する。
【数１９】
2012143550.tif 000021
【０１６９】
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。
【０１７０】
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。
【０１７１】
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。
【０１７２】
なお、この様な構成を取ったとしても一般的な放射線撮影時の散乱線除去のための低密度のグリッドピッチである百数十〜数百μｍピッチと比較すると第１の格子２と第２の格子３のピッチは１μｍ〜１０μｍと非常に狭く、ケラレを生じることなく透過した放射線強度を低下させないためには放射線の照射中心が第１および第２の格子の中央を略垂直に透過するように第１および第２の格子２，３の位置を調整するようにすることが重要であり、本実施形態の放射線画像検出器４の検出面内方向の位置をカセッテ移動機構６によって調整することの効果は一般的な放射線撮影時の散乱除去のための低密度のグリッドと比較して非常に大きい。
【０１７３】
上述した位相コントラスト画像は、放射線の波面の被写体に対する相互作用による位相変化を２つの格子によって発生するモアレの強度変化を計測することで再構成されるが、上述したように格子を透過した時点での放射線の強度が低下すると上記モアレを撮影した画像のＳ／Ｎが劣化するため、モアレ画像の僅かな強度変化から位相コントラスト画像を再構成する際の演算誤差となり、位相コントラスト画像のコントラストや解像度の著しい低下を来たす虞がある。一方、僅かな強度変化から画像を演算によって再構成をするわけではない通常のＸ線の静止画や動画撮影に用いる散乱線防止グリッドの場合は、グリッドと放射線源や放射線検出器の相対的な位置ズレによる１つの画像のムラは、多くの場合において診断上許容できる程度である。これらと比較すると位相コントラスト画像では、格子のケラレが画像に及ぼす影響は遙かに大きなものとなる。
【０１７４】
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。
【０１７５】
具体的には、図２８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２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２８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２８に示すような関係となるようにする。
【０１７６】
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センサ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。
【０１７７】
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。
【０１７８】
具体的には、図２９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（２０）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２９においては、Ｍ＝５、ｎ＝１の場合を示している。
【数２０】
2012143550.tif 000022
【０１７９】
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２９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。
【０１８０】
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。
【０１８１】
なお、たとえば、Ｄｘ＝５０μｍ、Ｄｙ＝１０μｍ、Ｍ＝５とすれば、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。
【０１８２】
さらに、ここでは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ｎの値から除外するものとする。
【０１８３】
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。
【０１８４】
たとえば、上式（２０）でＰ１’＝５μｍ、Ｄ＝５０μｍ、ｎ＝１とすると、回転角θは約５．７°に設定される。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。
【０１８５】
具体的には、図３０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。
【０１８６】
そして、上式（２０）によって求められた回転角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。
【０１８７】
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。
【０１８８】
具体的には、図２９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３１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３１に示す第１〜第５読取ラインは、図２９に示す副画素サイズＤｙに相当する。
【０１８９】
また、図３１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３２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。
【０１９０】
そして、上記第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。
【０１９１】
また、上記説明では、図２８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。
【０１９２】
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。
【０１９３】
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（１８）における屈折角ψを求めることができる。そして、式（１４）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。
【０１９４】
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、このように第１の格子２と第２の格子３とを相対的に傾けた場合に限らず、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を生じさせ、該モアレが検出されている少なくとも１枚の画像（縞画像）を用いてもよい。
【０１９５】
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。
【０１９６】
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Ｇ１を検出するとともに、その自己像Ｇ１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Ｇ１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。
【０１９７】
図３３（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３３（Ｂ）は図３３（Ａ）に示す放射線画像検出器のＸＺ面断面図、図３３（Ｃ）は図３３（Ａ）に示す放射線画像検出器のＹＺ面断面図である。
【０１９８】
放射線画像検出器４００は、図３３（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。
【０１９９】
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。
【０２００】
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。
【０２０１】
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。
【０２０２】
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。
【０２０３】
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。
【０２０４】
そして、電荷蓄積層４３は、図３３（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。
【０２０５】
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は、上記実施形態の第２の格子３の条件と同様である。
【０２０６】
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。
【０２０７】
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開口を整列して形成し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。
【０２０８】
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。
【０２０９】
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２４（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。
【０２１０】
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。
【０２１１】
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。
【０２１２】
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３３（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。
【０２１３】
そして、図３３（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７００を備えている。線状読取光源７００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、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７００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７００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。
【０２１４】
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。
【０２１５】
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。
【０２１６】
まず、図３４（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Ｇ１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。
【０２１７】
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において電子−正孔対が発生し、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３４（Ｂ）参照）。
【０２１８】
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Ｇ１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。
【０２１９】
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Ｇ１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Ｂによる自己像Ｇ１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。
【０２２０】
そして、次に、図３５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７００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。
【０２２１】
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。
【０２２２】
そして、線状読取光源７００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。
【０２２３】
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。
【０２２４】
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。
【０２２５】
そして、５枚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。
【０２２６】
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３６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。
【０２２７】
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。
【０２２８】
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。
【０２２９】
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。
【０２３０】
まず、図３７（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Ｇ１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。
【０２３１】
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において電子−正孔対が発生し、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３７（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。
【０２３２】
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Ｇ１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Ｂによる自己像Ｇ１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。
【０２３３】
そして、図３８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７００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。
【０２３４】
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３９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。
【０２３５】
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の自己像Ｇ１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。
【０２３６】
なお、上記変形例の放射線画像検出器４００，５００は、上述した拡大撮影を行う乳房画像撮影装置７０においては使用することができない。
【０２３７】
また、上記実施形態は、本発明の放射線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。
【０２３８】
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や、断層画像を取得するトモシンセシス撮影装置などに適用することも可能である。
【０２３９】
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。
【０２４０】
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被写体の動き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。
【０２４１】
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カセッテ補正済縞画像から、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。
【０２４２】
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４０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。
【０２４３】
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。
【０２４４】
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、平均値に関連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。
【０２４５】
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。
【０２４６】
そこで、他の例として、図４１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４１（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４１（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。
【０２４７】
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４１（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４１（ｂ）には、図４１（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。
【０２４８】
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。
【０２４９】
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】
【０２５０】
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
７     グリッド移動機構
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   コンピュータ
４０   モニタ
５０   入力部
５０μｍ       略
６０   制御部
６０ａ カセッテ位置制御部
６０ｂ グリッド位置制御部
６１   位相コントラスト画像生成部
６２   カセッテ情報取得部
６３   グリッド情報取得部
７０   乳房画像撮影装置
【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】
2012143550.tif 000032
【図１１】
2012143550.tif 000033
【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１７】
2012143550.tif 000039
【図１８】
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【図１９】
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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３１】
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【図３２】
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【図３３】
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【図３４】
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【図３５】
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【図３６】
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【図３７】
2012143550.tif 000056
【図３８】
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【図３９】
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【図４０】
2012143550.tif 000059
【図４１】
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【図２８】
2012143550.tif 000061
【図２９】
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【図３０】
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