(57)【要約】【課題】Ｘ線等の放射線による位相イメージングにおいて、管電圧波形の波尾による影響をなくし、得られる放射線位相コントラスト画像の画質を高める。【解決手段】放射線画像検出装置は、第１の格子と、第１の格子を通過した放射線により形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する第２の格子と、入力された駆動信号に基づいて、放射線像と第２の格子との位相差が互いに異なる複数の相対位置に、第１の格子と第２の格子の少なくとも一方を他方に対して相対変位させる走査手段３３と、第２の格子３２によってマスキングされた放射線像を検出する放射線画像検出器３０とを備える。そして、走査手段３３により走査駆動された第１の格子又は第２の格子のいずれかの被駆動格子に対する振動を振動検出手段６２により検出し、この検出された振動を抑制するための振動を加振手段６３から被駆動格子に印加するようにした。【選択図】図１０
2012115621.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
第１の格子と、
前記第１の格子を通過した放射線により形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する第２の格子と、
入力された駆動信号に基づいて、前記放射線像と前記第２の格子との位相差が互いに異なる複数の相対位置に、前記第１の格子と前記第２の格子の少なくとも一方を他方に対して相対変位させる走査手段と、
前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、
前記走査手段により走査駆動された前記第１の格子又は前記第２の格子のいずれかの被駆動格子に対する振動を検出する振動検出手段と、
前記振動検出手段により検出された振動を抑制するための振動を前記被駆動格子に印加する加振手段と、
を備えた放射線画像検出装置。
【請求項２】
請求項１記載の放射線画像検出装置であって、
前記加振手段が、圧電素子を駆動源として用いたアクチュエータからなる放射線画像検出装置。
【請求項３】
請求項１記載の放射線画像検出装置であって、
前記加振手段が、前記走査手段により振動を発生させるものであり、
前記走査手段に前記振動を抑制するための振動を発生させる制振信号を出力する制振制御手段を更に備えた放射線画像検出装置。
【請求項４】
請求項１〜請求項３のいずれか１項記載の放射線画像検出装置であって、
前記振動を抑制するための振動が、前記振動検出手段により検出された振動とは逆位相の振動である放射線画像検出装置。
【請求項５】
請求項１〜請求項４のいずれか１項記載の放射線画像検出装置であって、
前記走査手段が、回転モータと、該回転モータの回転運動を前記被駆動格子の直進運動に変換する直動変換機構とを有する放射線画像検出装置。
【請求項６】
請求項１〜請求項４のいずれか１項記載の放射線画像検出装置であって、
前記走査手段が、リニアモータの直動運動を利用した直動機構を有する放射線画像検出装置。
【請求項７】
請求項１〜請求項６のいずれか１項記載の放射線画像検出装置であって、
前記走査手段の駆動源が超音波モータである放射線画像検出装置。
【請求項８】
請求項１〜請求項７のいずれか１項記載の放射線画像検出装置と、
前記放射線画像検出装置に放射線を照射する放射線源と、
を備える放射線撮影装置。
【請求項９】
請求項８記載の放射線撮影装置と、
前記放射線撮影装置の前記放射線画像検出器により検出された画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、
を備える放射線撮影システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線画像検出装置、放射線撮影装置、及び放射線撮影システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線は、物質を構成する元素の原子番号と、物質の密度及び厚さとに依存して減衰するといった特性を有することから、被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物質の特性（原子番号、密度、厚さ）の差異に応じた量の減衰（吸収）を受けた後、Ｘ線画像検出器の各画素に入射する。この結果、被写体のＸ線吸収像がＸ線画像検出器により検出され画像化される。Ｘ線画像検出器としては、Ｘ線増感紙とフイルムとの組み合わせや輝尽性蛍光体の他、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るため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収像としての十分な画像のコントラストが得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のＸ線の吸収量の差が少ないため、濃淡差が得られにくい。今までは、これらの軟部画像化にはＭＲＩ（Ｍagnetic Ｒesonance Ｉmaging）により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の定期検診での実施が困難であることの不利がある。
【０００５】
このような問題を背景に、近年、被写体によるＸ線の強度変化に代えて、被写体によるＸ線の位相変化（屈折角度変化）に基づいた画像（以下、位相コントラスト画像と称する）を得るＸ線位相イメージングの研究が盛んに行われている。一般に、Ｘ線が物体に入射したとき、Ｘ線の強度よりも位相の方が高い相互作用を示すことが知られている。このため、位相差を利用したＸ線位相イメージングでは、Ｘ線吸収能が低い弱吸収物体であっても高コントラストの画像を得ることができる。しかしＸ線位相イメージングに関しても、今までは加速器を用いた大規模な放射光設備（例えばSPring-8）等により波長と位相の揃った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。このような問題を解決するＸ線位相イメージングの一種として、近年、２枚の透過回折格子（位相型格子及び吸収型格子）とＸ線画像検出器とからなるＸ線タルボ干渉計を用いたＸ線撮影システムが考案されている（例えば、特許文献１参照）。
【０００６】
Ｘ線タルボ干渉計は、被写体の背後に第１の回折格子Ｇ１（位相型格子あるいは吸収型格子）を配置し、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長で決まる特定距離（タルボ干渉距離）だけ下流に第２の回折格子Ｇ２（吸収型格子）を配置し、その背後にＸ線画像検出器を配置することにより構成される。上記タルボ干渉距離とは、第１の回折格子Ｇ１を通過したＸ線が、タルボ干渉効果によって自己像を形成する距離であり、この自己像は、Ｘ線源と第１の回折格子との間に配置された被写体とＸ線との相互作用（位相変化）により変調を受ける。
【０００７】
Ｘ線タルボ干渉計では、第１の回折格子Ｇ１の自己像と第２の回折格子Ｇ２との重ね合わせにより生じるモアレ縞を検出し、被写体によるモアレ縞の変化を解析することによって被写体の位相情報を取得する。モアレ縞の解析方法としては、例えば、縞走査法が知られている。この縞走査法によると、第１の回折格子Ｇ１に対して第２の回折格子Ｇ２を、第１の回折格子Ｇ１の面にほぼ平行で、かつ第１の回折格子Ｇ１の格子方向（条帯方向）にほぼ垂直な方向に、格子ピッチを等分割した走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を行う。そして、Ｘ線画像検出器で得られる各画素の信号値の変化から、被写体で屈折したＸ線の角度分布（位相シフトの微分像）を取得する。この取得された角度分布に基づいて被写体の位相コントラスト画像を得ることができる。
【０００８】
このようにして、得られる位相コントラスト画像によれば、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コントラスト差がつかずに見えなかった組織（軟骨や軟部）が画像化可能となる。特にＸ線の吸収では軟骨と関節液の間では吸収差がほとんど得られなかったが、Ｘ線位相（屈折）イメージングでは明確にコントラストがついて画像化できる。これにより、高齢者の多く（推定3000万人）が潜在患者と考えられている変形性膝関節症、スポーツ障害等での半月板損傷などの関節疾患、リウマチ、アキレス腱損傷、椎間板ヘルニア、乳ガン腫瘤などの軟部組織を、迅速かつ簡便にＸ線により診断でき、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期待される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】特開２００８−２００３５９号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
上記のＸ線位相（屈折）イメージングは、第２の回折格子Ｇ２をステップ移動させながら複数回撮影し、各撮影画像から得られる画素毎の複数の強度値から各画素に入射するＸ線の位相を復元して位相コントラスト画像を形成するものである。
【００１１】
ところが、ステップ移動直後の第２の回折格子Ｇ２は振動しており、この振動が収まらないうちにＸ線を照射すると、撮影画像の各画素の強度値に変動を招く。被写体を透過することで生じる上記したＸ線の位相シフト量は僅かであり、このような強度値の僅かな変動も位相復元精度に多大な影響を及ぼす。そこで、特許文献１の構成においては、加速度センサ等で回折格子Ｇ１、Ｇ２の停止を検出し、回折格子Ｇ１、Ｇ２が停止しているときにＸ線を照射するようにしている。しかしながら、振動が自然と収束するまで待って撮影していては、複数回の撮影を完了するまでに時間がかかり、患者の体動によるブレの問題が生じる。特に、患者は病気/疾患のため長時間じっとしていられない状態であることが多く、できるだけ短時間で撮影を行いたい要求がある。
【００１２】
このように、位相コントラスト画像の取得時における回折格子の振動が及ぼす影響は、複数画像のわずかな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、ＣＴやトモシンセシス等の被写体に対してＸ線の入射角度を変えながら複数枚撮影を行った後、画像を再構成する場合と比較しても影響は大きい。それは位相コントラスト画像の撮影は被写体に対してＸ線の入射角度を変えずに格子を移動しながらＸ線の位相シフト/屈折率変化による１μｍ程度の僅かなＸ線の位置ずれをモアレとして撮影するが、被写体の画像自体には大きな変化はないためである。よって他のＣＴやトモシンセシス等の再構成を行う画像撮影と比較しても、わずかな画像変化に対する影響は大きくなる。
【００１３】
本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、Ｘ線等の放射線による位相イメージングにおいて、回折格子の振動による影響をなくし、得られる放射線位相コントラスト画像の画質を高めることを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
第１の格子と、
前記第１の格子を通過した放射線により形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する第２の格子と、
入力された駆動信号に基づいて、前記放射線像と前記第２の格子との位相差が互いに異なる複数の相対位置に、前記第１の格子と前記第２の格子の少なくとも一方を他方に対して相対変位させる走査手段と、
前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、
前記走査手段により走査駆動された前記第１の格子又は前記第２の格子のいずれかの被駆動格子に対する振動を検出する振動検出手段と、
前記振動検出手段により検出された振動とは逆位相の振動を前記被駆動格子に印加する加振手段と、
を備えた放射線画像検出装置。
【発明の効果】
【００１５】
本発明によれば、Ｘ線等の放射線による位相イメージングにおいて、走査手段による第１、第２の格子の相対移動後に、移動させた被駆動格子に生じる振動の逆位相の振動を、この被駆動格子に印加することで、被駆動格子の振動を速やかに収束させることができる。これにより、回折格子の振動による影響をなくし、得られる放射線位相コントラスト画像の画質を高めることができる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示す模式図である。
【図２】図１の放射線撮影システムの制御ブロック図である。
【図３】図１の放射線撮影システムの射線画像検出器の構成を示す模式図である。
【図４】図１の放射線撮影システムの撮影部の斜視図である。
【図５】図１の放射線撮影システムの撮影部の側面図である。
【図６】（Ａ），（Ｂ），（Ｃ）は第１及び第２の格子の重ね合わせによるモアレ縞の周期を変更するための機構を示す模式図である。
【図７】被写体による放射線の屈折を説明するための模式図である。
【図８】縞走査法を説明するための模式図である。
【図９】縞走査に伴う放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。
【図１０】被駆動格子の制振機構と撮影部の概略構成図である。
【図１１】振動検出部で検出した被駆動格子の振動波形と加振部による振動波形の一例を模式的に示すグラフである。
【図１２】被駆動格子の制振機構と撮影部の概略構成図である。
【図１３】被駆動格子の制振機構と撮影部の概略構成図である。
【図１４】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。
【図１５】図１４の放射線撮影システムの変形例の構成を示す模式図である。
【図１６】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。
【図１７】本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、放射線画像を生成する演算部の構成を示すブロック図である。
【図１８】図１７の放射線撮影システムの演算部における処理を説明するための放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
図１は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示し、図２は、図１の放射線撮影システムの制御ブロックを示す。
【００１８】
Ｘ線撮影システム１０は、被写体（患者）Ｈを立位状態で撮影するＸ線診断装置であって、被写体ＨにＸ線を放射するＸ線源１１と、Ｘ線源１１に対向配置され、Ｘ線源１１から被写体Ｈを透過したＸ線を検出して画像データを生成する撮影部１２と、操作者の操作に基づいてＸ線源１１の曝射動作や撮影部１２の撮影動作を制御するとともに、撮影部１２により取得された画像データを演算処理して位相コントラスト画像を生成するコンソール１３とに大別される。また、Ｘ線源１１と撮影部１２はＸ線撮影装置を構成する。
【００１９】
Ｘ線源１１は、天井から吊り下げられたＸ線源保持装置１４により上下方向（ｘ方向）に移動自在に保持されている。撮影部１２は、床上に設置された立位スタンド１５により上下方向に移動自在に保持されている。
【００２０】
Ｘ線源１１は、Ｘ線源制御部１７の制御に基づき、高電圧発生器１６から印加される高電圧に応じてＸ線を発生するＸ線管１８と、Ｘ線管１８から発せられたＸ線のうち、被写体Ｈの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限する可動式のコリメータ１９ａを備えたコリメータユニット１９と、後述する制振制御部６１、振動検出部６２、加振部６３から構成されている。Ｘ線管１８は、陽極回転型であり、電子放出源（陰極）としてのフィラメント（図示せず）から電子線を放出して、所定の速度で回転する回転陽極１８ａに衝突させることによりＸ線を発生する。この回転陽極１８ａの電子線の衝突部分がＸ線焦点１８ｂとなる。
【００２１】
Ｘ線源保持装置１４は、天井に設置された天井レール（図示せず）により水平方向（ｚ方向）に移動自在に構成された台車部１４ａと、上下方向に連結された複数の支柱部１４ｂとからなる。台車部１４ａには、支柱部１４ｂを伸縮させて、Ｘ線源１１の上下方向に関する位置を変更するモータ（図示せず）が設けられている。
【００２２】
立位スタンド１５は、床に設置された本体１５ａに、撮影部１２を保持する保持部１５ｂが上下方向に移動自在に取り付けられている。保持部１５ｂは、上下方向に離間して配置された２つのプーリ１５ｃの間に掛架された無端ベルト１５ｄに接続され、プーリ１５ｃを回転させるモータ（図示せず）により駆動される。このモータの駆動は、操作者の設定操作に基づき、後述するコンソール１３の制御装置２０により制御される。
【００２３】
また、立位スタンド１５には、プーリ１５ｃ又は無端ベルト１５ｄの移動量を計測することにより、撮影部１２の上下方向に関する位置を検出するポテンショメータ等の位置センサ（図示せず）が設けられている。この位置センサの検出値は、ケーブル等によりＸ線源保持装置１４に供給される。Ｘ線源保持装置１４は、供給された検出値に基づいて支柱部１４ｂを伸縮させ、撮影部１２の上下動に追従するようにＸ線源１１を移動させる。
【００２４】
コンソール１３には、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等からなる制御装置２０が設けられている。制御装置２０には、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置２１と、撮影部１２により取得された画像データを演算処理してＸ線画像を生成する演算処理部２２と、Ｘ線画像を記憶する記憶部２３と、Ｘ線画像等を表示するモニタ２４と、Ｘ線撮影システム１０の各部と接続されるインターフェース（Ｉ／Ｆ）２５とがバス２６を介して接続されている。
【００２５】
入力装置２１としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等を用いることが可能であり、入力装置２１の操作により、Ｘ線管電圧やＸ線照射時間等のＸ線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。モニタ２４は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置２０の制御により、Ｘ線撮影条件等の文字やＸ線画像を表示する。
【００２６】
撮影部１２には、半導体回路からなるフラットパネル検出器（ＦＰＤ）３０、被写体ＨによるＸ線の位相変化（角度変化）を検出し位相イメージングを行うための第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２が設けられている。
【００２７】
ＦＰＤ３０は、検出面がＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交するように配置されている。詳しくは後述するが、第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、ＦＰＤ３０とＸ線源１１との間に配置されている。
【００２８】
また、撮影部１２には、第２の吸収型格子３２を上下方向（ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の吸収型格子３１に対する第２の吸収型格子３２の相対位置関係を変化させる走査機構３３が設けられている。この走査機構３３は、例えば第２の吸収型格子（被駆動格子）３２を駆動することで、第１の吸収型格子３１との相対位置関係を変化させるものとする。また、第１の吸収型格子３１を駆動する構成であってもよい。走査機構３３は、例えば圧電素子を駆動源として構成したアクチュエータからなる。
【００２９】
図３は、図１の放射線撮影システムに含まれる放射線画像検出器の構成を示す。
【００３０】
放射線画像検出器としてのＦＰＤ３０は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素４０がアクティブマトリクス基板上にｘｙ方向に２次元配列されてなる受像部４１と、受像部４１からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路４２と、各画素４０に蓄積された電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して記憶する読み出し回路４３と、画像データをコンソール１３のＩ／Ｆ２５を介して演算処理部２２に送信するデータ送信回路４４とから構成されている。なお、走査回路４２と各画素４０とは、行毎に走査線４５によって接続されており、読み出し回路４３と各画素４０とは、列毎に信号線４６によって接続されている。
【００３１】
各画素４０は、アモルファスセレン等の変換層（図示せず）でＸ線を電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたキャパシタ（図示せず）に蓄積する直接変換型の素子として構成することができる。各画素４０には、ＴＦＴスイッチ（図示せず）が接続され、ＴＦＴスイッチのゲート電極が走査線４５、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線４６に接続される。ＴＦＴスイッチが走査回路４２からの駆動パルスによってＯＮ状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線４６に読み出される。
【００３２】
なお、各画素４０は、テルビウム賦活酸化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ2Ｓ:Ｔｂ）やタリウム賦活ヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｔｌ）等からなるシンチレータ（図示せず）でＸ線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード（図示せず）で電荷に変換して蓄積する間接変換型のＸ線検出素子として構成することも可能である。また、Ｘ線画像検出器としては、ＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤに限られず、ＣＣＤセンサやＣＭＯＳセンサ等の固体撮像素子をベースとした各種のＸ線画像検出器を用いることも可能である。
【００３３】
読み出し回路４３は、積分アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、補正回路、及び画像メモリ（いずれも図示せず）により構成されている。積分アンプ回路は、各画素４０から信号線４６を介して出力された電荷を積分して電圧信号（画像信号）に変換して、Ａ／Ｄ変換器に入力する。Ａ／Ｄ変換器は、入力された画像信号をデジタルの画像データに変換して補正回路に入力する。補正回路は、画像データに対して、オフセット補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正を行い、補正後の画像データを画像メモリに記憶させる。なお、補正回路による補正処理として、Ｘ線の露光量や露光分布（いわゆるシェーディング）の補正や、ＦＰＤ３０の制御条件（駆動周波数や読み出し期間）に依存するパターンノイズ（例えば、ＴＦＴスイッチのリーク信号）の補正等を含めてもよい。
【００３４】
図４及び図５は、図１の放射線撮影システムの撮影部を示す。
【００３５】
第１の吸収型格子３１は、基板３１ａと、この基板３１ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３１ｂとから構成されている。同様に、第２の吸収型格子３２は、基板３２ａと、この基板３２ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３２ｂとから構成されている。基板３１ａ，３１ｂは、いずれもＸ線を透過させるガラス等のＸ線透過性部材により形成されている。
【００３６】
Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、いずれもＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交する面内の一方向（図示の例では、ｘ方向及びｚ方向に直交するｙ方向）に延伸した線状の部材で構成される。各Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの材料としては、Ｘ線吸収性に優れるものが好ましく、例えば、金、白金等の重金属であることが好ましい。これらのＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、金属メッキ法や蒸着法によって形成することが可能である。
【００３７】
Ｘ線遮蔽部３１ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期ｐ１で、互いに所定の間隔ｄ１を空けて配列されている。同様に、Ｘ線遮蔽部３２ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期ｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２を空けて配列されている。このような第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、入射Ｘ線に位相差を与えるものでなく、強度差を与えるものであるため、振幅型格子とも称される。なお、スリット部（上記間隔ｄ１，ｄ２の領域）は空隙でなくてもよく、例えば、高分子や軽金属などのＸ線低吸収材で該空隙を充填してもよい。
【００３８】
第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、タルボ干渉効果の有無に係らず、スリット部を通過したＸ線を幾何学的に投影するように構成されている。具体的には、間隔ｄ１，ｄ２を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線のピーク波長より十分大きな値とすることで、照射Ｘ線に含まれる大部分のＸ線をスリット部で回折させずに、直進性を保ったまま通過するように構成する。例えば、前述の回転陽極１８ａとしてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、Ｘ線のピーク波長は、約０．４Åである。この場合には、間隔ｄ１，ｄ２を、１〜１０μｍ程度とすれば、スリット部で大部分のＸ線が回折されずに幾何学的に投影される。
【００３９】
Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点１８ｂを発光点としたコーンビームであるため、第１の吸収型格子３１を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像と称する）は、Ｘ線焦点１８ｂからの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、そのスリット部が、第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定されている。すなわち、Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子３１までの距離をＬ１、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離をＬ２とした場合に、格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、次式（１）及び（２）の関係を満たすように決定される。
【００４０】
【数１】
2012115621.tif 000003
【００４１】
【数２】
2012115621.tif 000004
【００４２】
第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ２は、タルボ干渉計では、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本Ｘ線撮影システム１０の撮影部１２では、第１の吸収型格子３１が入射Ｘ線を回折させずに投影させる構成であって、第１の吸収型格子３１のＧ１像が、第１の吸収型格子３１の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離Ｌ２を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。
【００４３】
上記のように撮影部１２は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第１の吸収型格子３１でＸ線を回折したと仮定した場合のタルボ干渉距離Ｚは、第１の吸収型格子３１の格子ピッチｐ１、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２、Ｘ線波長（ピーク波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、次式（３）で表される。
【００４４】
【数３】
2012115621.tif 000005
【００４５】
式（３）は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線がコーンビームである場合のタルボ干渉距離を表す式であり、「Atsushi Momose, et al., Japanese Journal of Applied Physics, Vol.47, No.10, 2008年10月, 8077頁」により知られている。
【００４６】
本Ｘ線撮影システム１０では、撮影部１２の薄型化を目的とし、上記距離Ｌ２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ干渉距離Ｚより短い値に設定する。すなわち、上記距離Ｌ２は、次式（４）を満たす範囲の値に設定される。
【００４７】
【数４】
2012115621.tif 000006
【００４８】
なお、Ｘ線源１１から照射されるＸ線が実質的に平行ビームとみなせる場合のタルボ干渉距離Ｚは次式（５）となり、上記距離Ｌ２を、次式（６）を満たす範囲の値に設定する。
【００４９】
【数５】
2012115621.tif 000007
【００５０】
【数６】
2012115621.tif 000008
【００５１】
Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、Ｘ線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上記したＸ線吸収性に優れる材料（金、白金等）を用いたとしても、吸収されずに透過するＸ線が少なからず存在する。このため、Ｘ線の遮蔽性を高めるためには、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂのそれぞれの厚みｈ１，ｈ２を、可能な限り厚くすることが好ましい。例えば、Ｘ線管１８の管電圧が５０ｋＶの場合に、照射Ｘ線の９０％以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、厚みｈ１，ｈ２は、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。
【００５２】
一方、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ１，ｈ２を厚くし過ぎると、斜めに入射するＸ線がスリット部を通過しにくくなり、いわゆるケラレが生じて、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向（条帯方向）に直交する方向（ｘ方向）の有効視野が狭くなるといった問題がある。このため、視野確保の観点から、厚みｈ１，ｈ２の上限を規定する。ＦＰＤ３０の検出面におけるｘ方向の有効視野の長さＶを確保するには、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離をＬとすると、厚みｈ１，ｈ２は、図５に示す幾何学的関係から、次式（７）及び（８）を満たすように設定する必要がある。
【００５３】
【数７】
2012115621.tif 000009
【００５４】
【数８】
2012115621.tif 000010
【００５５】
例えば、ｄ１＝２．５μｍ、ｄ２＝３．０μｍであり、通常の病院での検査を想定して、Ｌ＝２ｍとした場合には、ｘ方向の有効視野の長さＶとして１０ｃｍの長さを確保するには、厚みｈ１は１００μｍ以下、厚みｈ２は１２０μｍ以下とすればよい。
【００５６】
散乱除去格子３４のＸ線遮蔽部３４ａは、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交する面内の一方向（図示の例では、ｙ方向）に延伸した帯状の部材で構成される。Ｘ線遮蔽部３４ａの材料としては、Ｘ線吸収性に優れるものが好ましく、例えば、鉛や銅、タングステン等の金属箔が用いられる。Ｘ線遮蔽部３４ａは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に互いに間隔を空けて配列されている。Ｘ線透過部３４ｂは、隣り合うＸ線遮蔽部３４ａの間を充填するように設けられている。Ｘ線透過部３４ｂの材料としては、Ｘ線低吸収材が好ましく、例えば、高分子や軽金属等が用いられる。
【００５７】
以上のように構成された撮影部１２では、第１の吸収型格子３１のＧ１像と第２の吸収型格子３２との重ね合わせにより、強度変調された像が形成され、ＦＰＤ３０によって撮像される。第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像のパターン周期ｐ１’と、第２の吸収型格子３２の実質的な格子ピッチｐ２’（製造後の実質的なピッチ）とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じる。このうち、配置誤差とは、第１及び第２の吸収型格子３１，３２が、相対的に傾斜や回転、両者の間隔が変化することによりｘ方向への実質的なピッチが変化することを意味している。
【００５８】
Ｇ１像のパターン周期ｐ１’と格子ピッチｐ２’との微小な差異により、画像コントラストはモアレ縞となる。このモアレ縞の周期Ｔは、次式（９）で表される。
【００５９】
【数９】
2012115621.tif 000011
【００６０】
このモアレ縞をＦＰＤ３０で検出するには、画素４０のｘ方向に関する配列ピッチＰは、少なくとも次式（１０）を満たす必要があり、更には、次式（１１）を満たすことが好ましい（ここで、ｎは正の整数である）。
【００６１】
【数１０】
2012115621.tif 000012
【００６２】
【数１１】
2012115621.tif 000013
【００６３】
式（１０）は、配列ピッチＰがモアレ周期Ｔの整数倍でないことを意味しており、ｎ≧２の場合であっても原理的にモアレ縞を検出することが可能である。式（１１）は、配列ピッチＰをモアレ周期Ｔより小さくすることを意味している。
【００６４】
ＦＰＤ３０の画素４０の配列ピッチＰは、設計的に定められた値（一般的に１００μｍ程度）であり変更することが困難であるため、配列ピッチＰとモアレ周期Ｔとの大小関係を調整するには、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の位置調整を行い、Ｇ１像のパターン周期ｐ１’と格子ピッチｐ２’との少なくともいずれか一方を変更することによりモアレ周期Ｔを変更することが好ましい。
【００６５】
図６（Ａ），（Ｂ），（Ｃ）に、モアレ周期Ｔを変更する方法を示す。
【００６６】
モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａを中心として相対的に回転させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａを中心として相対的に回転させる相対回転機構５０を設ける。この相対回転機構５０により、第２の吸収型格子３２を角度θだけ回転させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ２’」→「ｐ２’／ｃｏｓθ」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（図６（Ａ））。
【００６７】
別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させる相対傾斜機構５１を設ける。この相対傾斜機構５１により、第２の吸収型格子３２を角度αだけ傾斜させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ２’」→「ｐ２’×ｃｏｓα」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（図６（Ｂ））。
【００６８】
更に別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間の距離Ｌ２を変更するように、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させる相対移動機構５２を設ける。この相対移動機構５２により、第２の吸収型格子３２を光軸Ａに移動量δだけ移動させると、第２の吸収型格子３２の位置に投影される第１の吸収型格子３１のＧ１像のパターン周期は、「ｐ１’」→「ｐ１’×（Ｌ１＋Ｌ２＋δ）／（Ｌ１＋Ｌ２）」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（図６（Ｃ））。
【００６９】
本Ｘ線撮影システム１０において、撮影部１２は、上述のようにタルボ干渉計ではなく、距離Ｌ２を自由に設定することができるため、相対移動機構５２のように距離Ｌ２の変更によりモアレ周期Ｔを変更する機構を、好適に採用することができる。モアレ周期Ｔを変更するための第１及び第２の吸収型格子３１，３２の上記変更機構（相対回転機構５０、相対傾斜機構５１、及び相対移動機構５２）は、圧電素子等のアクチュエータにより構成することが可能である。
【００７０】
Ｘ線源１１と第１の吸収型格子３１との間に被写体Ｈを配置した場合には、ＦＰＤ３０により検出されるモアレ縞は、被写体Ｈにより変調を受ける。この変調量は、被写体Ｈによる屈折効果によって偏向したＸ線の角度に比例する。したがって、ＦＰＤ３０で検出されたモアレ縞を解析することによって、被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。
【００７１】
次に、モアレ縞の解析方法について説明する。
【００７２】
図７は、被写体Ｈのｘ方向に関する位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折される１つのＸ線を示す。なお、散乱除去格子の図示は省略する。
【００７３】
符号５５は、被写体Ｈが存在しない場合に直進するＸ線の経路を示しており、この経路５５を進むＸ線は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を通過してＦＰＤ３０に入射する。符号５６は、被写体Ｈが存在する場合に、被写体Ｈにより屈折されて偏向したＸ線の経路を示している。この経路５６を進むＸ線は、第１の吸収型格子３１を通過した後、第２の吸収型格子３２より遮蔽される。
【００７４】
被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被写体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、ｚをＸ線の進む方向として、次式（１２）で表される。
【００７５】
【数１２】
2012115621.tif 000014
【００７６】
第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２の位置に投射されたＧ１像は、被写体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位することになる。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式（１３）で表される。
【００７７】
【数１３】
2012115621.tif 000015
【００７８】
ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、式（１４）で表される。
【００７９】
【数１４】
2012115621.tif 000016
【００８０】
このように、被写体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量Δｘは、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。そして、この変位量Δｘは、ＦＰＤ３０の各画素４０から出力される信号の位相ズレ量ψ（被写体Ｈがある場合とない場合とでの各画素４０の信号の位相のズレ量）に、次式（１５）のように関連している。
【００８１】
【数１５】
2012115621.tif 000017
【００８２】
したがって、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（１５）から屈折角φが求まり、式（１４）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まるから、これをｘについて積分することにより、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。本Ｘ線撮影システム１０では、上記位相ズレ量ψを、下記に示す縞走査法を用いて算出する。
【００８３】
縞走査法では、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方を他方に対して相対的にｘ方向にステップ的に並進移動させながら撮影を行う（すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う）。本Ｘ線撮影システム１０では、前述の走査機構３３により第２の吸収型格子３２を移動させているが、第１の吸収型格子３１を移動させてもよい。第２の吸収型格子３２の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子３２の格子周期の１周期（格子ピッチｐ２）に達すると（すなわち、位相変化が２πに達すると）、モアレ縞は元の位置に戻る。このようなモアレ縞の変化を、格子ピッチｐ２を整数分の１ずつ第２の吸収型格子３２を移動させながら、ＦＰＤ３０で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素４０の信号を取得し、演算処理部２２で演算処理することにより、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを得る。
【００８４】
図８は、格子ピッチｐ２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）ずつ第２の吸収型格子３２を移動させる様子を模式的に示す。
【００８５】
走査機構３３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に、第２の吸収型格子３２を順に並進移動させる。なお、同図では、第２の吸収型格子３２の初期位置を、被写体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子３２の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部３２ｂにほぼ一致する位置（ｋ＝０）としているが、この初期位置は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のうちいずれの位置としてもよい。
【００８６】
まず、ｋ＝０の位置では、主として、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の吸収型格子３２を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の吸収型格子３２を移動させていくと、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２では、主として、被写体Ｈにより屈折されたＸ線のみが第２の吸収型格子３２を通過する。ｋ＝Ｍ／２を超えると、逆に、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が増加する。
【００８７】
ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、ＦＰＤ３０により撮影を行うと、各画素４０について、Ｍ個の信号値が得られる。以下に、このＭ個の信号値から各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。第２の吸収型格子３２の位置ｋにおける各画素４０の信号値をＩｋ（ｘ）と標記すると、Ｉｋ（ｘ）は、次式（１６）で表される。
【００８８】
【数１６】
2012115621.tif 000018
【００８９】
ここで、ｘは、画素４０のｘ方向に関する座標であり、Ａ０は入射Ｘ線の強度であり、Ａｎは画素４０の信号値のコントラストに対応する値である（ここで、ｎは正の整数である）。また、φ（ｘ）は、上記屈折角φを画素４０の座標ｘの関数として表したものである。
【００９０】
次いで、次式（１７）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、次式（１８）のように表される。
【００９１】
【数１７】
2012115621.tif 000019
【００９２】
【数１８】
2012115621.tif 000020
【００９３】
ここで、ａｒｇ［  ］は、偏角の抽出を意味しており、各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素４０で得られたＭ個の信号値から、式（１８）に基づいて各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ（ｘ）が求められる。
【００９４】
図９は、縞走査に伴って変化する放射線画像検出器の一つの画素の信号を示す。
【００９５】
各画素４０で得られたＭ個の信号値は、第２の吸収型格子３２の位置ｋに対して、格子ピッチｐ２の周期で周期的に変化する。図９中の破線は、被写体Ｈが存在しない場合の信号値の変化を示しており、図９中の実線は、被写体Ｈが存在する場合の信号値の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。
【００９６】
そして、屈折角φ（ｘ）は、上記式（１４）で示したように微分位相値に対応する値であるため、屈折角φ（ｘ）をｘ軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）が得られる。なお、上記の説明では、画素４０のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標について同様の演算を行うことにより、ｘ方向及びｙ方向における２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）が得られる。
【００９７】
以上の演算は、演算処理部２２により行われ、演算処理部２２は、位相コントラスト画像を記憶部２３に記憶させる。
【００９８】
上記の縞走査、及び位相コントラスト画像の生成処理は、入力装置２１から操作者により撮影指示がなされた後、制御装置２０の制御に基づいて各部が連係動作し、自動的に行われ、最終的に被写体Ｈの位相コントラスト画像がモニタ２４に表示される。
【００９９】
次に、走査機構３３により移動された被駆動格子を制振制御することについて説明する。
図１０に被駆動格子の制振機構と撮影部の概略構成図を示した。制振機構は、走査機構３３により走査駆動された被駆動格子（ここでは一例として第２の吸収型格子３２）に対する振動を検出する振動検出部６２と、振動検出部６２により検出された振動とは逆位相の振動を第２の吸収型格子３２に印加する加振部６３を備える。
【０１００】
振動検出部６２は、加速度センサ、変位センサ、ひずみゲージ等、振動状態を検出できるものであればよく、圧電素子の正圧電効果を利用して、発生した振動を圧電素子により電圧信号に変換して検出する方式のものであってもよい。
【０１０１】
加振部６３は、圧電素子を用いて構成されたアクチュエータからなる。このアクチュエータは、圧電素子と電極板とを交互に積層して構成され、電極板から延設された端子を介して通電制御することにより、積層方法に伸縮変位する。具体的には、ピエゾ素子がジルコンチタン酸鉛系のセラミック片から構成され、ピエゾ素子と電極板とを交互に積層し、電気的並列・機械的直列な構造とすることにより、応答性を確保しつつ、大きな変位量と加振力を発生することができる。
【０１０２】
制振制御部６１は、走査機構３３により第２の吸収型格子３２を所望の位置に移動させた後、第２の吸収型格子３２の振動を振動検出部６２で検出する。そして、検出された振動パターンのフィードバック制御により、第２の吸収型格子３２に発生した振動を抑制する振動を印加するための制振信号を生成し、この制振信号を加振部６３に出力する。この第２の吸収型格子３２の振動を抑制するための振動は、検出された振動の逆位相の振動波形、或いは、検出された振動の微分及び/又は積分波形を元に演算した波形、格子の固有振動数と検出された振動を元に演算した波形などを用いることができる。また、振動検出から振動抑制するための振動を印加するまでの応答遅れを予測する演算を行うことで、より抑制精度の高い振動を与えることができる。
【０１０３】
図１１に振動検出部６２で検出した被駆動格子の振動波形と加振部６３による振動波形の一例を模式的に示した。加振部６３が発生する振動は、第２の吸収型格子３２の振動パターンとは逆位相であり、これにより第２の吸収型格子３２の振動を減衰できる。
【０１０４】
上記の制振制御によれば、走査機構３３が第１、第２の吸収型格子３１，３２の相対変位の駆動動作を行った直後の被駆動格子の振動をいち早く減衰させて、静止させることができる。このため、第１、第２の吸収型格子３１，３２の相対移動を完了した直ぐ後から、ＦＰＤ３０によるＸ線の検出を行っても、モアレが乱れることがないため、本来のモアレ縞を正確かつ安定して検出することができる。その結果、演算処理により得られる位相コントラスト画像は、位相復元精度が向上して、高いコントラスト、高い解像度で診断に適した画質となる。
【０１０５】
また、第１、第２の吸収型格子３１，３２の相対移動を完了した直後からＦＰＤ３０によるＸ線の検出が行えるため、必要最小限の待ち時間で次の移動先への相対移動を開始できる。このため、発生した振動が自然に収束することを待つことなく、複数回の撮影を短時間で完了でき、患者の体動によるブレの問題を最小限に抑えることができる。
【０１０６】
更に、本Ｘ線撮影システム１０は、第１の吸収型格子３１で殆どのＸ線を回折させずに、第２の吸収型格子３２に幾何学的に投影するため、照射Ｘ線には、高い空間的可干渉性は要求されず、Ｘ線源１１として医療分野で用いられている一般的なＸ線源を用いることができる。そして、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ２を任意の値とすることができ、該距離Ｌ２を、タルボ干渉計での最小のタルボ干渉距離より小さく設定することができるため、撮影部１２を小型化（薄型化）することができる。更に、本Ｘ線撮影システムでは、第１の吸収型格子３１からの投影像（Ｇ１像）には、照射Ｘ線のほぼすべての波長成分が寄与し、モアレ縞のコントラストが向上するため、位相コントラスト画像の検出感度を向上させることができる。
【０１０７】
なお、本Ｘ線撮影システム１０は、第１の格子の投影像に対して縞走査を行って屈折角φを演算するものであって、そのため、第１及び第２の格子がいずれも吸収型格子であるものとして説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。上述のとおり、タルボ干渉像に対して縞走査を行って屈折角φを演算する場合にも、本発明は有用である。よって、第１の格子は、吸収型格子に限らず位相型格子であってもよい。また、第１の格子のＸ線像と第２の格子との重ね合わせによって形成されるモアレ縞の解析方法は、前述した縞走査法に限られず、例えば「J. Opt. Soc. Am. Vol.72,No.1 (1982) p.156」により知られているフーリエ変換／フーリエ逆変換を用いた方法など、モアレ縞を利用した種々の方法も適用可能である。
【０１０８】
また、本Ｘ線撮影システム１０は、位相シフト分布Φを画像としたものを位相コントラスト画像として記憶ないし表示するものとして説明したが、上記のとおり、位相シフト分布Φは、屈折角φより求まる位相シフト分布Φの微分量を積分したものであって、屈折角φ及び位相シフト分布Φの微分量もまた被写体によるＸ線の位相変化に関連している。よって、屈折角φを画像としたもの、また、位相シフトΦの微分量を画像としたものも位相コントラスト画像に含まれる。
【０１０９】
また、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から位相微分像（位相シフト分布Φの微分量）を作成するようにしてもよい。この位相微分像は、検出系の位相ムラを反映している（モアレによる位相ズレ、グリッドの不均一性、線量検出器の屈折等が含まれている）。そして、被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から位相微分像を作成し、これからプレ撮影で得られた位相微分像を引くことで、測定系の位相ムラを補正した位相微分像を得ることができる。
【０１１０】
次に、走査機構３３により移動された被駆動格子を制振制御する他の構成例について説明する。
図１２に被駆動格子の制振機構と撮影部の概略構成図を示した。走査機構３３は、制振制御部６１が出力する回転駆動信号に基づいて回転駆動する回転モータ６５と、回転モータ６５の回転運動を第２の吸収型格子３２の直進運動に変換する直動変換機構６６からなる。直動変換機構６６は、ボールネジ・ナットを用いたネジ伝動機構である。直動変換機構６６は、回転モータ６５によって回転軸６７を回転駆動することで、第２の吸収型格子３２と共に回転軸６７の軸方向に移動する。
【０１１１】
振動検出部６２は、被駆動格子となる第２の吸収型格子３２に設けられ、発生する振動を検出する。また、加振部６３は、振動検出部６２により検出された振動を抑制するための振動を第２の吸収型格子３２に印加する。
【０１１２】
回転モータ６５としては、パルスモータ、サーボモータが利用できる。パルスモータを用いることで、ステップ移動量が僅かである低速駆動時であっても高いトルクが得られ、位置合わせ精度を向上できる。また、サーボモータを用いることで、高速高精度な位置合わせが可能となる。
【０１１３】
上記構成における加振部６３は、前述の圧電素子によるアクチュエータが利用でき、これ以外にも、直動変換機構６６とは別体に伝動機構を設け、この別体の伝動機構により振動を抑制するための振動を発生させる構成としてもよい。例えば、第２の吸収型格子３２を直動変換機構６６により移動させる構成に加え、図６（Ａ）に示す相対回転機構５０、図６（Ｂ）に示す相対傾斜機構５１、図６（Ｃ）に示す相対移動機構５２等の伝動機構を搭載して、第２の吸収型格子３２の移動に寄与していない伝動機構から振動を抑制するための振動を発生させる。
【０１１４】
また、直動変換機構６６により第２の吸収型格子３２を移動させた直後に、回転モータ６５を駆動して振動を抑制するための振動を発生させる構成としてもよい。即ち、制振制御部６１が、第２の吸収型格子３２の振動による移動方向とは逆方向へ駆動する駆動信号を直動変換機構６６に出力する。なお、この振動抑制を目的とする駆動信号は、発生した振動の振幅以下の微小な移動量に留めることで、振動の収束に寄与できる。
【０１１５】
上記構成の場合、新たに加振部を設ける必要がなくなり、構造を簡素化できる。
【０１１６】
次に、走査機構３３により移動された被駆動格子を制振制御する更に他の構成例について説明する。
図１３に被駆動格子の制振機構と撮影部の概略構成図を示した。本構成例の走査機構３３は、駆動源として直動型の超音波モータを使用している。超音波モータは、振動体として圧電セラミックを用いて電気エネルギを機械エネルギに変換し、第２の吸収型格子３２を移動させている。この超音波モータは、圧電セラミックスを超音波振動の発生のためだけに使用しており、超音波振動による摩擦力が物体の移動に寄与している。そのため、超音波モータを用いることで、小型の割に大きなトルクや推力が得ることができる。
【０１１７】
制振制御部６１は、第２の吸収型格子３２を所望の位置に移動させるための駆動信号と、振動検出部６２により検出した第２の吸収型格子３２の振動を抑制するための振動を発生させるための制振信号とを走査機構３３に出力する。
【０１１８】
走査機構３３は、駆動・制振信号を受けて超音波モータを駆動し、第２の吸収型格子３２を所望の位置まで移動させる。そして振動検出部６２は、移動後に生じる第２の吸収型格子３２の振動を検出して制振制御部６１に出力する。制振制御部６１は、入力された検出信号による振動を抑制するための振動を発生させる制振信号を走査機構３３に出力する。即ち、走査機構３３は加振部６３としても機能する。
【０１１９】
走査機構３３が、制振信号に基づく振動を抑制するための振動を発生すると、第２の吸収型格子３２の振動がいち早く減衰される。このため、前述同様に、第１、第２の吸収型格子３１，３２の相対移動を完了した直後からＦＰＤ３０によるＸ線の検出を行っても、モアレが乱れることがない。そのため、本来のモアレ縞を正確かつ安定して検出するでき、その結果、演算処理により得られる位相コントラスト画像は、位相復元精度が向上して、高いコントラスト、高い解像度で診断に適した画質となる。
【０１２０】
上記のように、走査機構３３の駆動源に超音波モータを使用することで、第２の吸収型格子３２を間接的機構を介さずにダイレクト駆動できるため、慣性の影響を受けにくく応答性に優れた構成にできる。また、ギアを使って減速する必要がないため減速機も不要となり、構成を簡略化できる。更に、無通電時に保持トルクを有するため、停止時には摩擦力によって停止状態を保持でき、無通電で制止状態を保持する消費電力や発熱の少ない構成にできる。しかも、超音波であるが故に、人間の耳には聞こえない周波数で駆動され、動作音の聞こえない静粛性に優れた構成にできる。
【０１２１】
これらの特徴は、位相（屈折）イメージングのグリッドの駆動においては都合がよく、高品質な位相コントラスト画像を患者に負担を強いることなく低コストで得ることができる。更に、これらの特徴に加えて、グリッド停止時の振動を抑制する駆動制御によって、グリッドが停止するまでの時間を短縮することが可能となり、画質を低下させることなく検査時間を短縮できる。
【０１２２】
なお、直動型の超音波モータに代えて、回転型の超音波モータによる回転運動を直線運動に変換して第２の吸収型格子３２を移動する構成や、電磁式のリニアモータによる直動機構としてもよい。その場合においても上記同様の制振効果が得られる。
【０１２３】
図１４は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。
【０１２４】
図１４に示すマンモグラフィ装置８０は、被検体として乳房ＢのＸ線画像（位相コントラスト画像）を撮影する装置である。マンモグラフィ装置８０は、基台（図示せず）に対して旋回可能に連結されたアーム部材８１の一端に配設されたＸ線源収納部８２と、アーム部材８１の他端に配設された撮影台８３と、撮影台８３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板８４とを備える。
【０１２５】
Ｘ線源収納部８２にはＸ線源１１が収納されており、撮影台８３には撮影部１２が収納されている。Ｘ線源１１と撮影部１２とは、互いに対向するように配置されている。圧迫板８４は、移動機構（図示せず）により移動し、撮影台８３との間で乳房Ｂを挟み込んで圧迫する。この圧迫状態で、上記したＸ線撮影が行われる。
【０１２６】
なお、Ｘ線源１１及び撮影部１２は、前述したＸ線撮影システム１０のものと同様の構成であるため、各構成要素には、Ｘ線撮影システム１０と同一の符号を付している。その他の構成及び作用については、前述したＸ線撮影システム１０と同様であるため説明は省略する。
【０１２７】
図１５は、図１４の放射線撮影システムの変形例を示す。
【０１２８】
図１５に示すマンモグラフィ装置９０は、第１の吸収型格子３１がＸ線源１１と圧迫板８４との間に配設されている点が前述したマンモグラフィ装置８０と異なる。第１の吸収型格子３１は、アーム部材８１に接続された格子収納部９１に収納されている。撮影部９２は、ＦＰＤ３０、第２の吸収型格子３２、走査機構３３により構成されている。
【０１２９】
このように、被検体（乳房）Ｂが第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に位置する場合であっても、第２の吸収型格子３２の位置に形成される第１の吸収型格子３１の投影像（Ｇ１像）が被検体Ｂにより変形する。したがって、この場合でも、被検体Ｂに起因して変調されたモアレ縞をＦＰＤ３０により検出することができる。すなわち、本マンモグラフィ装置９０でも前述した原理で被検体Ｂの位相コントラスト画像を得ることができる。
【０１３０】
そして、本マンモグラフィ装置９０では、第１の吸収型格子３１による遮蔽により、線量がほぼ半減したＸ線が被検体Ｂに照射されることになるため、被検体Ｂの被曝量を、前述したマンモグラフィ装置８０の場合の約半分に低減することができる。なお、本マンモグラフィ装置９０のように、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に被検体を配置することは、前述したＸ線撮影システム１０にも適用することが可能である。
【０１３１】
図１６は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。
【０１３２】
Ｘ線撮影システム１００は、Ｘ線源１０１のコリメータユニット１０２に、マルチスリット１０３を配設した点が、前述したＸ線撮影システム１０と異なる。その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。
【０１３３】
前述したＸ線撮影システム１０では、Ｘ線源１１からＦＰＤ３０までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離（１ｍ〜２ｍ）とした場合に、Ｘ線焦点１８ｂの焦点サイズ（一般的に０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度）によるＧ１像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、Ｘ線焦点１８ｂの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、Ｘ線強度が低下してしまう。本Ｘ線撮影システム１００においては、この課題を解決するために、Ｘ線焦点１８ｂの直後にマルチスリット１０３を配置する。
【０１３４】
マルチスリット１０３は、撮影部１２に設けられた第１及び第２の吸収型格子３１，３２と同様な構成の吸収型格子（第３の吸収型格子）であり、一方向（ｙ方向）に延伸した複数のＸ線遮蔽部が、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂと同一方向（ｘ方向）に周期的に配列されている。このマルチスリット１０３は、Ｘ線焦点１８ｂから放射される放射線を部分的に遮蔽することにより、ｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小して、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成することを目的としている。
【０１３５】
このマルチスリット１０３の格子ピッチｐ３は、マルチスリット１０３から第１の吸収型格子３１までの距離をＬ３として、次式（１９）を満たすように設定する必要がある。
【数１９】
2012115621.tif 000021
【０１３６】
上記式（１９）は、マルチスリット１０３により分散形成された各点光源から射出されたＸ線の第１の吸収型格子３１による投影像（Ｇ１像）が、第２の吸収型格子３２の位置で一致する（重なり合う）ための幾何学的な条件である。
【０１３７】
また、実質的にマルチスリット１０３の位置がＸ線焦点位置となるため、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、次式（２０）及び（２１）の関係を満たすように決定される。
【０１３８】
【数２０】
2012115621.tif 000022
【０１３９】
【数２１】
2012115621.tif 000023
【０１４０】
このように、本Ｘ線撮影システム１００では、マルチスリット１０３により形成される複数の点光源に基づくＧ１像が重ね合わせられることにより、Ｘ線強度を低下させずに、位相コントラスト画像の画質を向上させることができる。以上説明したマルチスリット１０３は、前述したいずれのＸ線撮影システムにおいても適用可能である。
【０１４１】
図１７は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。
【０１４２】
前述した各Ｘ線撮影システムによれば、これまで描出が難しかったＸ線弱吸収物体の高コントラストな画像（位相コントラスト画像）が得られるが、更に、位相コントラスト画像と対応して吸収画像が参照できることは読影の助けになる。例えば、吸収画像と位相コントラスト画像を重み付けや階調、周波数処理などの適当な処理によって重ね合わせることにより吸収画像で表現できなかった部分を位相コントラスト画像の情報で補うことは有効である。しかし、位相コントラスト画像とは別に吸収画像を撮影することは、位相コントラスト画像の撮影と吸収画像の撮影の間の撮影肢位のズレによって良好な重ね合わせを困難にするのに加え、撮影回数が増えることにより被検者の負担となる。また、近年、位相コントラスト画像や吸収画像の他に、小角散乱画像が注目されている。小角散乱画像は、被検体組織内部の微細構造に起因する組織性状を表現可能であり、例えば、ガンや循環器疾患といった分野での新しい画像診断のための表現方法として期待されている。
【０１４３】
そこで、本Ｘ線撮影システムは、位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から、吸収画像や小角散乱画像を生成することも可能とする演算処理部１９０を用いる。なお、その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。演算処理部１９０は、位相コントラスト画像生成部１９１、吸収画像生成部１９２、小角散乱画像生成部１９３が構成されている。これらは、いずれもｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置で得られる画像データに基づいて演算処理を行う。このうち、位相コントラスト画像生成部１９１は、前述の手順に従って位相コントラスト画像を生成する。
【０１４４】
吸収画像生成部１９２は、画素ごとに得られる画素データＩｋ（ｘ，ｙ）を、図１８に示すように、ｋについて平均化して平均値を算出して画像化することにより吸収画像を生成する。なお、平均値の算出は、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）をｋについて単純に平均化することにより行っても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の平均値を求めるようにしてもよい。また、吸収画像の生成には、平均値に限られず、平均値に対応する量であれば、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）をｋについて加算した加算値等を用いることが可能である。
【０１４５】
なお、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から、吸収像を作成するようにしてもよい。この吸収像は、検出系の透過率ムラを反映している（グリッドの透過率ムラ、線量検出器の吸収の影響等の情報が含まれている）。そこで、この画像から、検出系の透過率ムラを補正するための補正係数マップを作成することができる。被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から、吸収像を作成し、前述の補正係数を各画素にかけることで、検出系の透過率ムラを補正した、被写体の吸収像を得ることができる。
【０１４６】
小角散乱画像生成部１９３は、画素ごとに得られる画素データＩｋ（ｘ，ｙ）の振幅値を算出して画像化することにより小角散乱画像を生成する。なお、振幅値の算出は、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）の最大値と最小値との差を求めることによって行っても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の振幅値を求めるようにしても良い。また、小角散乱画像の生成には、振幅値に限られず、平均値を中心としたばらつきに対応する量として、分散値や標準偏差等を用いることが可能である。
【０１４７】
なお、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から、小角散乱画像を作成するようにしてもよい。この小角散乱画像は、検出系の振幅値ムラを反映している（グリッドのピッチ不均一性、開口率不均一性、グリッド間の相対位置ズレによる不均一性等の情報が含まれている）。そこで、この画像から、検出系の振幅値ムラを補正するための補正係数マップを作成することができる。被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から、小角散乱画像を作成し、前述の補正係数を各画素にかけることで、検出系の振幅値ムラを補正した、被写体の小角散乱画像を得ることができる。
【０１４８】
本Ｘ線撮影システムによれば、被写体の位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から吸収画像や小角散乱画像を生成するので、吸収画像や小角散乱画像の撮影の間の撮影肢位のズレが生じず、位相コントラスト画像と吸収画像や小角散乱画像との良好な重ね合わせが可能となるとともに、吸収画像や小角散乱画像のために別途撮影を行う場合に比べて被写体の負担を軽減することができる。
【０１４９】
以上、説明したように、本明細書には、第１の格子と、
前記第１の格子を通過した放射線により形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する第２の格子と、
入力された駆動信号に基づいて、前記放射線像と前記第２の格子との位相差が互いに異なる複数の相対位置に、前記第１の格子と前記第２の格子の少なくとも一方を他方に対して相対変位させる走査手段と、
前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、
前記走査手段により走査駆動された前記第１の格子又は前記第２の格子のいずれかの被駆動格子に対する振動を検出する振動検出手段と、
前記振動検出手段により検出された振動を抑制するための振動を前記被駆動格子に印加する加振手段と、
を備えた放射線画像検出装置が開示されている。
【０１５０】
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記加振手段が、圧電素子を駆動源として用いたアクチュエータからなる。
【０１５１】
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記加振手段が、前記走査手段により振動を発生させるものであり、
前記走査手段に前記振動を抑制するための振動を発生させる制振信号を出力する制振制御手段を更に備える。
【０１５２】
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記振動を抑制するための振動が、前記振動検出手段により検出された振動とは逆位相の振動である。
【０１５３】
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記走査手段が、回転モータと、該回転モータの回転運動を前記被駆動格子の直進運動に変換する直動変換機構とを有する。
【０１５４】
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記走査手段が、リニアモータの直動運動を利用した直動機構を有する。
【０１５５】
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記走査手段の駆動源が超音波モータである。
【０１５６】
また、本明細書には、上記いずれかの放射線画像検出装置と、
前記放射線画像検出装置に放射線を照射する放射線源と、
を備える放射線撮影装置が開示されている。
【０１５７】
また、本明細書には、上記放射線撮影装置と、
前記放射線撮影装置の前記放射線画像検出器により検出された画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、
を備える放射性撮影システムが開示されている。
【符号の説明】
【０１５８】
１０  Ｘ線撮影システム
１１  Ｘ線源（放射線源）
１２  撮影部
１３  コンソール
１７  Ｘ線源制御部（放射線源制御手段）
３０  ＦＰＤ（放射線画像検出器）
３１  第１の吸収型格子（第１の格子）
３２  第２の吸収型格子（第２の格子）
３３  走査機構（走査手段）
６１  制振制御部（制振制御手段）
６２  振動検出部（振動検出手段）
６３  加振部（加振手段）
６５  回転モータ
６６  直動機構
Ａ  光軸
【図１】
2012115621.tif 000024
【図２】
2012115621.tif 000025
【図３】
2012115621.tif 000026
【図４】
2012115621.tif 000027
【図５】
2012115621.tif 000028
【図６】
2012115621.tif 000029
【図７】
2012115621.tif 000030
【図８】
2012115621.tif 000031
【図９】
2012115621.tif 000032
【図１０】
2012115621.tif 000033
【図１１】
2012115621.tif 000034
【図１２】
2012115621.tif 000035
【図１３】
2012115621.tif 000036
【図１４】
2012115621.tif 000037
【図１５】
2012115621.tif 000038
【図１６】
2012115621.tif 000039
【図１７】
2012115621.tif 000040
【図１８】
2012115621.tif 000041