CN102451012A

CN102451012A - 放射线照相装置和放射线照相系统

Info

Publication number: CN102451012A
Application number: CN2011103393422A
Authority: CN
Inventors: 三上勇志; 石井裕康
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2010-11-02
Filing date: 2011-11-01
Publication date: 2012-05-16
Also published as: JP2012095865A; US20120106705A1

Abstract

本发明公开了一种放射线照相装置和放射线照相系统。一种放射线照相装置，包括照射放射线的放射线源、第一栅格单元、栅格图案单元、放射学图像检测器和支撑单元。从放射线源照射的放射线穿透第一栅格单元。栅格图案单元包括周期形式，该周期形式具有与已经穿透第一栅格单元的放射线所形成的放射学图像的图案周期基本上一致的周期。放射学图像检测器检测由栅格图案单元遮蔽放射学图像所形成的遮蔽放射学图像。支撑单元支撑放射线源、第一栅格单元、栅格图案单元和放射学图像检测器。放射线源经由防振部件被附连到支撑单元。

Description

放射线照相装置和放射线照相系统

技术领域

本发明涉及放射线照相装置和放射线照相系统。

背景技术

因为X射线根据构成材料的元素的原子数目以及材料的密度和厚度而衰减，所以X射线被用作用于透视待诊断的被检体内部的探针。在医疗诊断、无损探伤等领域广泛普遍使用X射线的成像。

在一般的X射线成像系统中，将待诊断的被检体布置在照射X射线的X射线源与检测X射线的X射线图像检测器之间，并且捕捉待诊断的被检体的透射图像。在该情况下，从X射线源向X射线图像检测器照射的X射线根据到X射线图像检测器的路径上存在的材料特性(例如原子数、密度和厚度)的差异而经受数量衰减(吸收)，并且然后入射到X射线图像检测器的每个像素上。结果，X射线图像检测器检测并且捕捉待诊断的被检体的X射线吸收图像。作为X射线图像检测器，除了X射线增感屏和胶片以及可激励荧光体的组合之外，广泛使用平板检测器(FPD)。作为X射线成像系统中使用的X射线源，广泛使用提供有阳极旋转式X射线管的X射线源。(例如，JP-2010-044897)

然而，在材料由具有较小原子数目的元素构成的情况下，X射线吸收能力下降。因此，对于生物软组织或软材料，无法获取足以用于X射线吸收图像的图像的浓淡(衬度)。例如，构成身体关节的软骨部分和关节液主要由水组成。因此，由于其X射线吸收量的差异很小，所以难以获得浓淡差异。

关于上述问题，除了由于待诊断的被检体而导致的X射线的强度改变之外，近年来积极进行了对于基于由于待诊断的被检体而导致的X射线的相位改变(角度改变)来获得图像(下面称为相位衬度图像)的X射线相位成像的研究。通常，已知当X射线入射到被检体上时，X射线的相位而不是X射线的强度示出较高的交互。因此，在使用相位差的X射线相位成像中，即使对于具有低X射线吸收能力的弱吸收材料，也能够获得高衬度图像。作为X射线相位成像，近年来提出了一种X射线成像系统，该X射线成像系统使用具有两个透射衍射栅格(相位型栅格和吸收型栅格)的X射线Talbot干涉仪以及X射线图像检测器(例如，参考JP-A-2008-200360)。

X射线Talbot干涉仪包括：第一衍射栅格(相位型栅格或吸收型栅格)，该第一衍射栅格被布置在待诊断的被检体后侧；第二衍射栅格(吸收型栅格)，该第二衍射栅格以特定距离(Talbot干涉距离)被布置在下游，该特定距离是通过第一衍射栅格的栅格节距和X射线波长来确定的；以及X射线图像检测器，该X射线图像检测器被布置在第二衍射栅格后侧。Talbot干涉距离是已经穿透第一衍射栅格的X射线通过Talbot干涉效应形成自成像的距离。通过待诊断的被检体与X射线的交互(相位改变)调整自成像，待诊断的被检体被布置在X射线源与第一衍射栅格之间。

在X射线Talbot干涉仪中，检测通过在第一衍射栅格与第二衍射栅格的自成像之间的重叠(强度调整)所生成的莫尔条纹(Moiréfringe)，并且分析通过待诊断的被检体的莫尔条纹的变化，因此获取待诊断的被检体的相位信息。作为莫尔条纹的分析方法，已知一种条纹扫描方法。根据条纹扫描方法，当在下述方向上以通过相等地分割栅格节距所获得的扫描节距关于第一衍射栅格平移移动第二衍射栅格时执行多次成像，该方向基本上平行于第一衍射栅格的平面并且基本上垂直于第一衍射栅格的栅格方向(条带方向)，并且从在X射线图像检测器中获得的各个像素的改变获取从待诊断的被检体折射的X射线的角分布(相移的微分图像)。基于角分布，能够获取待诊断的被检体的相位衬度图像。

然而，穿透照相对象时所导致的X射线的衍射角很小，例如几μrad，并且由衍射角生成的莫尔条纹的强度调整信号的改变量以及通过利用条纹扫描方法检测调整的莫尔条纹所获得的信号的改变化也很小。当测量微小改变量时，第一衍射栅格与第二衍射栅格之间相对位置的偏离影响对照相对象的相位信息的检测准确性。

由于施加到第一衍射栅格和第二衍射栅格的振动而导致可以生成在第一衍射栅格与第二衍射栅格之间的相对位置的偏离。专利文献2公开了一种构造，在该构造中，由缓冲材料来吸收来自照相对象台的振动，并且由此阻止对第一衍射栅格和第二衍射栅格的振动传递。然而，除了照相对象台之外，例如，X射线源可以是振动源。在具有旋转阳极型X射线管的X射线源中，阳极高速旋转并且因此生成振动。然而，专利文献2没有考虑X射线源的振动以及由于该振动而导致的在第一衍射栅格与第二衍射栅格之间相对位置的偏离。

同时，专利文献1公开了一种具有旋转阳极型X射线管的X射线源以及容纳X射线源的外壳，在外壳中，X射线管经由防振部件被附连到外壳，并且由此抑制从X射线管生成的振动被传递到外壳。这里，X射线源通常被提供有用于冷却阳极的冷却器件。例如，使用有风扇的冷却器件。通常，冷却器件被附连到外壳，并且在外壳本身中生成与冷却器件的风扇相关联的振动。专利文献1中公开的X射线源不能抑制外壳本身中生成的振动，即，整个X射线源的振动。

当X射线源和第一衍射栅格由于X射线源的振动而在第二衍射栅格的平移移动方向(x方向)上相对偏离时，在第二衍射栅格的位置处，通过第一衍射栅格的自成像在平移移动方向上模糊。结果，通过扫描第二衍射栅格检测的强度调整信号改变的衬度下降，使得通过条纹扫描方法进行的相位检测准确性变差。

而且，第一衍射栅格和第二衍射栅格的适当栅格节距和栅格间隔与到焦点的距离(z方向)相关，并且通过下述等式(1)和(2)来确定。

此外，当X射线焦点与第一衍射栅格和第二衍射栅格在z方向上的间隔由于X射线源的振动而相对偏离时，在第二衍射栅格的位置处，第一衍射栅格的自成像的栅格节距和栅格间隔关于第二衍射栅格的栅格节距和栅格间隔而偏离，使得生成莫尔。这对于使通过照相对象的第一衍射栅格的自成像与相移分离变得困难，使得照相对象相位信息的检测准确性被降低。

而且，当第一衍射栅格和第二衍射栅格的梯度θx、θy和θz中的任何一个相对位置关系由于X射线源的振动而偏离时，在第二衍射栅格的位置处，第一衍射栅格的自成像的栅格节距关于第二衍射栅格的栅格间隔在x方向和y方向中的一个上偏离，使得生成莫尔。这对于使通过照相对象的第一衍射栅格的自成像与相移分离变得困难，使得照相对象相位信息的检测准确性被降低。

做出本发明以解决上述问题。本发明的目的在于，防止在通过诸如X射线的放射线执行相位成像时，放射学相位衬度图像的质量由于诸如X射线源的放射线源的振动而变差。

发明内容

[1].根据本发明的一方面的一种放射线照相装置，包括：

放射线源，所述放射线源照射放射线；

第一栅格单元，所述第一栅格单元使得从所述放射线源照射的所述放射线能够穿透所述第一栅格单元；

栅格图案单元，所述栅格图案单元包括周期性形式，所述周期性形式具有与已经穿透所述第一栅格单元的放射线所形成的放射学图像的图案周期基本上一致的周期；

放射学图像检测器，所述放射学图像检测器检测遮蔽放射学图像，所述遮蔽放射学图像通过用所述第二栅格遮蔽所述放射学图像来形成，以及

支撑单元，所述支撑单元支撑所述放射线源、所述第一栅格单元、所述栅格图案单元和所述放射学图像检测器，

其中，所述放射线源经由防振部件被附连到所述支撑单元。

[2].根据[1]所述的放射线照相装置，其中，所述栅格图案单元被定位在关于所述放射学图像的具有不同相位的多个相对位置处。

[3].根据[1]所述的放射线照相装置，其中，所述栅格图案单元是第二栅格单元，并且

进一步包括：扫描单元，所述扫描单元相对移动所述第一栅格单元和所述第二栅格单元中的一个，以便于将所述第二栅格单元定位在关于所述放射学图像的所述多个相对位置处。

[4].根据[1]所述的放射线照相装置，其中，所述放射学图像检测器包括转换层和电荷收集电极，所述转换层将所述放射线转换成电荷，所述电荷收集电极收集由所述转换层转换的电荷，对于每个像素，

所述电荷收集电极具有多个线性电极组，每个线性电极组具有与所述放射学图像的所述图案周期基本上一致的周期，

所述线性电极组被布置为使得其相位彼此不同，以及

所述栅格图案单元由所述线性电极组中的每一个形成。

[5].根据[1]至[4]中的一项所述的放射线照相装置，进一步包括第三栅格单元，所述第三栅格单元允许从所述放射线源照射的所述放射线关于区域选择性地通过，并且使通过的放射线照射所述第一栅格单元，以及

其中，所述第三栅格单元被支撑到所述支撑单元。

[6].根据[1]至[5]中的一项所述的放射线照相装置，其中，所述放射线源具有X射线管，所述X射线管使电子束与以预定速度旋转的旋转阳极碰撞，以生成X射线。

[7].根据[6]所述的放射线照相装置，其中，所述防振部件具有多个环形防振材料，

所述支撑单元具有多个环形保持部件，以及

所述放射线源的所述X射线管经由所述多个环形防振材料由所述多个保持部件来保持。

[8].根据[1]至[7]中的一项所述的放射线照相装置，其中，所述支撑单元具有臂、基台和防振部分，所述臂支撑所述放射线源、所述第一栅格单元、所述栅格图案单元和所述放射学图像检测器，所述基台支撑所述臂并且被安装在底部上，所述防振部分减少要传递到所述基台的振动。

[9].根据[8]所述的放射线照相装置，其中，所述防振部分具有插入在所述底部与所述基台之间的缓冲材料。

[10].根据[8]或[9]所述的放射线照相装置，其中，所述防振部分具有提供到所述基台的动态阻尼器。

[11].根据本发明的另一方面的一种放射线照相系统，包括：

根据[1]至[10]中的任何一项所述的放射线照相装置，以及

计算处理单元，所述计算处理单元从所述放射线照相装置的所述放射学图像检测器检测的图像来计算入射到所述放射学图像检测器上的放射线的折射角分布，并且基于所述折射角分布生成照相对象的相位衬度图像。

根据本发明，放射线源经由防振部件被附连到支撑单元。因此，能够防止放射线源的振动被传递到第一栅格、栅格图案和放射学图像检测器，从而改善所获得的放射学相位衬度图像的质量。

附图说明

图1是示出用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相系统的构造的示例的示图。

图2是图1的放射线照相系统的立体视图。

图3是图1的放射线照相系统的控制框图。

图4是示出图1的放射线照相系统的放射学图像检测器的构造的示图。

图5是图1的放射线照相系统的成像单元的立体视图。

图6是图1的放射线照相系统的成像单元的侧视图。

图7A至图7C是示出用于改变由于第一栅格与第二栅格的重叠所导致的莫尔条纹的周期的机构的示图。

图8是用于图示通过照相对象的放射线的折射的示图。

图9是用于图示条纹扫描方法的示图。

图10是示出根据条纹扫描的放射线图像检测器的像素信号的曲线图。

图11是示出其中支撑图1的放射线照相系统的放射线源的示例的示图。

图12是示出用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相系统的构造的另一示例的示图。

图13是示出图12的放射线照相系统的修改实施例的构造的示图。

图14是示出图12的放射线照相系统的修改实施例的构造的示图。

图15是示出用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相系统的另一示例的示图，其中示出本发明的放射线图像检测器的构造。

图16是示出用于图示本发明的说明性实施例的根据放射线照相系统的另一示例的生成放射线图像的计算单元的构造的框图。

图17是示出用于图示图16所示放射线照相系统的计算单元中的过程的放射线图像检测器的像素信号的曲线图。

具体实施方式

图1示出了用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相系统的构造的示例，图2是图1的放射线照相系统的立体视图，并且图3是图1的放射线照相系统的控制框图。

X射线成像系统70是当患者站立时执行对于照相对象(患者)H的成像的X射线诊断装置，并且包括X射线源11、成像单元12和控制台13，X射线源11用X射线照射照相对象H；成像单元12与X射线源11相对，检测从X射线源11穿透照相对象H的X射线，并且从而生成图像数据；控制台13基于操作员的操作来控制X射线源11的曝光操作和成像单元12的成像操作，计算由成像单元12获取的图像数据，并且从而生成相位衬度图像(phase contrast image)。

X射线源11包括X射线管、外壳18、准直器单元19以及冷却单元15(参考图11)，X射线管基于X射线源控制单元17的控制通过从高电压生成器16施加的高电压来生成X射线，外壳18具有在其中容纳了X射线管的基本上圆柱形状，准直器单元19具有可移动准直器19a，该可移动准直器19a限制辐射场从便于屏蔽X射线管18生成的X射线的一部分，该部分对照相对象H的检查区没有起作用。X射线管18是旋转阳极型X射线管，该旋转阳极型X射线管从用作电子发射源(阴极)的灯丝(未示出)发出电子束，并且使电子束与以预定速度旋转的旋转阳极18a碰撞，由此生成X射线。旋转阳极18a的电子束的碰撞部分是X射线焦点18b。此外，冷却单元15被附连到在其中容纳X射线管的外壳18，并且具有用于冷却X射线管的风扇(参考图11)。

成像单元12被提供有平板检测器(FPD)30以及第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32，平板检测器30包括半导体电路，第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32检测由于照相对象H而导致的X射线的相位改变(角度改变)并且执行相位成像。

FPD 30具有检测表面，该检测表面被布置为垂直于从X射线源11照射的X射线的光轴A。如下特别所述，第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32被布置在FPD 30和X射线源11之间。

而且，成像单元12被提供扫描机构33，该扫描机构33有在上下方向(x方向)上平移移动第二吸收型栅格32，并且从而改变第二吸收型栅格32与第一吸收型栅格31的相对位置关系。例如，通过诸如压电设备等致动器来构成扫描机构33。

控制台13被提供有控制设备20，包括CPU、ROM、RAM等等。控制设备20经由总线26与输入设备21、计算处理单元22、存储单元23、监视器24和接口(I/F)25相连接，操作员通过输入设备21输入成像指令及其指令内容，计算处理单元22计算由成像单元12获取的图像数据并且从而生成X射线图像，存储单元23存储X射线图像，监视器24显示X射线图像等，接口(I/F)25被连接到X射线成像系统70的各个单元。

作为输入设备21，例如可以使用开关、触摸板、鼠标、键盘等。通过操作输入设备21，输入诸如X射线管电压、X射线照射时间等放射线照相条件、成像计时等。监视器24包括液晶显示器等，并且在控制装置20的控制下显示诸如X射线成像条件的字母和X射线图像。

而且，在X射线成像系统70中，通过旋转臂71保持X射线源11和成像单元12。旋转臂71被可旋转地连接盗安装在底部上的基台72。

旋转臂71具有U形部分71a和连接到U形部分71a一端的线性部分71b，U形部分71a具有基本上的U形形状。U形部分71a的另一端安装有成像单元12。线性部分71b沿着其延伸方向形成有第一凹部73。X射线源11经由附连单元110被可滑动地安装在第一凹部73中。X射线源11和成像单元12彼此相对。通过沿着第一凹部73移动X射线源11，能够调节从X射线焦点18b到FPD 30的检测表面的距离。

此外，基台72形成有在上下方向上延伸的第二凹部74。旋转臂71适合于通过连接机构75沿着第二凹部74垂直移动，连接机构75被连接到U形部分71a和线性部分71b。而且，旋转臂71适合于通过连接机构75关于遵循y方向的旋转轴C旋转。当旋转臂71从图17中所示的立位成像状态关于旋转轴C顺时针旋转90度，并且将成像单元12布置在照相对象H卧在其上的床(未示出)的下面时，能够执行卧位成像。同时，旋转臂71不限于90度旋转，并且可以旋转预定角度，使得除了立位成像(水平方向)和卧位成像(垂直方向)之外，还可以在任何方向执行成像。

而且，缓冲材料77被提供在基台72与底部之间。作为缓冲材料，可以使用橡胶等。

由此，能够防止要从底部传递的振动的高频振动通过基台72和旋转臂71被传递到对成像单元12提供的第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32以及FPD 30。因此，能够防止第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的相对位置偏离，并且从而进一步改善放射学相位衬度相位的质量。

而且，提供了动态阻尼器76，该动态阻尼器76防止或减少要传递到基台72的振动。动态阻尼器76具有设计为改变弹性系数的阻尼器部分、设计为改变重量的重量部分、附连部分以及对阻尼器部分、重量部分和附连部分进行耦合的螺栓。当在基台72中生成振动时，动态阻尼器76的阻尼器部分弹性变形，并且经由阻尼器部分附连的重量部分发生振动。根据在基台72中生成的振动来适当地设置动态阻尼器76的阻尼器部分的弹性系数以及重量部分的重量，并且动态阻尼器76以关于基台72的振动相反的相位进行振动，使得防止或减少基台72的振动。同时，作为动态阻尼器76，可以使用在JP-A-2009-101060中公开的动态阻尼器。

由此，能够防止要从底部传递的振动的高频振动通过基台72和旋转臂71被传递到对城乡单元12提供的第一吸收型栅格31、第二吸收型栅格32以及FPD 30。因此，能够防止第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的相对位置偏离，并且从而进一步提高放射学相位衬度相位的质量。

在该说明性实施例中，X射线源11和成像单元12通过旋转臂71来保持。因此，能够容易并且准确地设置从X射线源11到成像单元12的距离。

在该说明性实施例中，将成像单元12被提供到U形部分71a，并且X射线源11被提供到线性部分71b。然而，如使用所谓C臂的X射线诊断装置，可以将成像单元12提供到C臂的一端，并且将X射线源11提供到C臂的另一端。

图3示出了包括在图1的放射线照相系统中的放射学图像检测器的构造。

用作放射学图像检测器的FPD 30包括图像接收单元41、扫描电路42、读出电路43和数据发射电路44，图像接收单元41具有多个像素40，该多个像素40将X射线转换成电荷并进行积累，并且在有源矩阵基板上在xy方向上被二维地布置；扫描电路42控制从成像接收单元41读出电荷的时序；读出电路43读出在各个像素40中积累的电荷并且将电荷转换成图像数据并且进行存储；数据发射电路44通过控制台13的I/F 25将图像数据发射到计算处理电路22。而且，扫描电路42和各个像素40在每一行中通过扫描线45连接，并且读出电路43和各个像素40在每一列中通过信号线46连接。

每个像素40可以被配置为直接转换型部件，该直接转换型部件利用由无定形硒等制成的转换层(未示出)来直接转换X射线，并且将转换的电荷积累在连接到转换层的下电极的电容器(未示出)中。将每个像素40与TFT开关(未示出)相连接，并且将TFT开关的栅电极连接到扫描线45，将源电极连接到电容器，并且将漏电极连接到信号线46。当TFT开关由来自扫描电路42的驱动脉冲导通时，积累在电容器中的电荷被读出到信号线46。

此外，每个像素可以被配置为间接转换型X射线检测部件，该间接转换型X射线检测部件利用由氧化钆(Gd2O3)、碘化铯(CsI)等制成的闪烁体(未示出)来将X射线转换为可见光，并且然后利用光电二极管(未示出)各转换的可见光转换成电荷并进行积累。而且，X射线图像检测器不限于基于TFT面板的FPD。例如，还可以使用基于诸如CCD传感器、CMOS传感器等固体成像设备的各种X射线图像检测器。

读出电路43包括未示出的积分放大电路、A/D转换器、校正电路和图像存储器。积分放大电路积分放大电路对从各个像素40输出的电荷进行积分并通过信号线46将各个像素40输出的电荷转换为电压信号(图像信号)，并且将电压信号输入到A/D转换器。A/D转换器将输入的图像信号转换为数字图像数据，并且将该数字图像信号输入到校正电路。校正电路对该图像数据进行偏移校正、增益校正和线性校正，并且在校正之后将图像数据存储在图像存储器中。而且，校正电路的校正处理可以包括X射线的曝光量和曝光分布(所谓的浓淡)的校正、取决于FPD 30的控制条件(驱动频率、读出周期等)的图案噪声(例如TFT开关的泄露信号)的校正等。

图5和图6示出了图1中所示的放射线照相系统的成像单元。

第一吸收型栅格31具有基板31a和布置在基板31a上的多个X射线屏蔽单元31b。类似地，第二吸收型栅格32具有基板32a和布置在基板32a上的多个X射线屏蔽单元32b。基板31a、32a由X射线所穿透的射线可透过的部件(诸如玻璃)构成。

X射线屏蔽单元31b、32b由线性部件构成，该线性部件在垂直于从X射线源11照射的X射线的光轴A的平面内的第一方向(在所示示例中，垂直于x方向和z方向的y方向)上延伸。作为各个X射线屏蔽单元31b、32b的材料，具有良好X射线吸收能力的材料是优选的。例如，诸如金、铂等重金属是优选的。可以通过金属电镀或沉积方法来形成X射线屏蔽单元31b、32b。

在垂直于第一方向的方向(x方向)上，X射线屏蔽单元31b以恒定节距p1并且以预定间隔d1被布置在垂直于X射线的光轴A的平面内。类似地，在垂直于一个方向的方向(x方向)上，X射线屏蔽单元32b以恒定节距p2并且以预定间隔d2被布置在垂直于X射线的光轴A的平面内。

因为第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32向入射X射线提供强度差而不是相位差，所以它们又称为幅度型栅格。而且，缝(间隔d1或d2的区域)不一定是空隙。例如，可以用诸如高分子或轻金属的X射线低吸收材料来填充空隙。

不论Talbot干涉效应如何，第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32都适合于对穿透缝的X射线进行几何成像。具体地，间隔d1、d2被设置为充分大于从X射线源11照射的X射线的峰值波长，使得包括在照射的X射线中的大部分X射线能够在保持线性的同时穿透缝，而不在缝中发生衍射。例如，当用钨制成旋转阳极18a并且管电压为50kV时，X射线的峰值波长大约为在该情况下，间隔d1、d2被设置为大约1至10μm时，大部分X射线被几何地投射到缝中，同时X射线不在其中发生衍射。

因为从X射线源11照射的X射线是使X射线焦点18b作为发射点的锥形束而不是平行光束，所以穿透第一吸收型栅格31并且被投射的投射图像(下面称为G1图像)与距X射线焦点18b的距离成比例地进行放大。将第二吸收型栅格32的栅格节距p2和间隔d2确定为使得缝与第二吸收型栅格32的位置处的G1图像的明亮部分的周期图案基本上一致。也就是说，当从X射线焦点18b到第一吸收型栅格31的距离是L1并且从第一吸收型栅格31到第二吸收型栅格32的距离是L2时，将栅格节距p2和间隔d2确定为满足以下等式(1)和(2)。

[等式1]

p_{2} = \frac{L_{1} + L_{2}}{L_{1}} p_{1} \cdot \cdot \cdot (1)

[等式2]

d_{2} = \frac{L_{1} + L_{2}}{L_{1}} d_{1} \cdot \cdot \cdot (2)

在Talbot干涉仪中，从第一吸收型栅格31到第二吸收型栅格32的距离L2被限制为通过由第一衍射栅格的栅格节距和X射线波长确定的Talbot干涉距离限制。然而，在本发明的X射线成像系统70中，因为第一吸收型栅格31在不使入射X射线发生衍射的情况下投射入射X射线，并且在第一吸收型栅格31的后部的所有位置处类似地获得第一吸收型栅格31的G1图像，所以能够与Talbot干涉距离无关地设置距离L2。

虽然成像单元12不构成Talbot干涉仪，如上所述，但是使用第一吸收型栅格31的栅格节距p1、第二吸收型栅格32的栅格节距p2、X射线波长(峰值波长)λ以及正整数m，通过以下等式(3)来表达如果在第一吸收型栅格31使X射线发生衍射时所获得的Talbot干涉距离Z。

[等式3]

Z = m \frac{p_{1} p_{2}}{λ} \cdot \cdot \cdot (3)

等式3指示从X射线源11照射的X射线是锥形束的Talbot干涉距离，并且在“Atsushi Momose，et al.，Japanese Journal of Applied Physics，Vol.47，No.10，2008，August，page 8077((Atsushi Momose等人在2008年8月的日本应用物理期刊Vol.47，No.10的第8077页)”中已知。

在X射线成像系统(70)中，当m＝1时各距离L2被设置为比最小Talbot干涉距离Z更短，从而使得成像单元12很薄。也就是说，由满足以下等式(4)的范围内的值来设置距离L2。

[等式4]

L_{2} < \frac{p_{1} p_{2}}{λ} \cdot \cdot \cdot (4)

此外，当从X射线源11照射的X射线可以被视作基本上平行的束时，通过以下等式(5)表达Talbot干涉距离Z，并且由满足以下等式(6)的范围内的值来设置距离L2。

[等式5]

Z = m \frac{{p_{1}}^{2}}{λ} \cdot \cdot \cdot (5)

[等式6]

L_{2} < \frac{{p_{1}}^{2}}{λ} \cdot \cdot \cdot (6)

为了生成具有高衬度的周期图案图像，优选的是，X射线屏蔽单元31b、32b屏蔽(吸收)X射线。即使使用具有良好X射线吸收能力的材料(金、铂等)，也有很多X射线穿透X射线屏蔽单元。因此，为了改善X射线的屏蔽能力，优选地分别使得X射线屏蔽单元31b、32b的厚度h1、h2尽可能厚。例如，当X射线管18的管电压是50kV时，优选屏蔽90％或更多的照射X射线。在该情况下，厚度h1、h2基于金(Au)优选地为30μm或更大。

同时，当X射线屏蔽单元31b、32b的厚度h1、h2被极度加厚时，倾斜入射的X射线难以通过缝。因此，所谓的渐晕发生，使得垂直于X射线屏蔽单元31b、32b的延伸方向的方向(x方向)的有效视场缩小。因此，从确保视场的观点来看，限定厚度h1、h2的上限。为了确保FPD 30的检测表面上x方向中有效视场的长度V，当从X射线焦点18b到FPD 30的检测表面的距离是L时，从图6中所示的几何关系，厚度h1、h2有必要被设置为满足以下等式(7)和(8)。

[等式7]

h_{1} \leq \frac{L}{V / 2} d_{1} \cdot \cdot \cdot (7)

[等式8]

h_{2} \leq \frac{L}{V / 2} d_{2} \cdot \cdot \cdot (8)

例如，当d1＝2.5μm、d2＝3.0μm并且L＝2m时，假设医院中的典型诊断，厚度h1应当是100μm或更小，并且厚度h2应当是120μm或更小，从而确保在x方向上10cm的长度作为有效视场的长度V。

在如上所述配置的第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32中，当没有放置照相对象H时，强度调整的图像由第一吸收型栅格31与第二吸收型栅格32的G1图像的重叠形成，并且由FPD 30捕捉。由于制造误差或布置误差而导致第二吸收型栅格32的位置处的G1图像的图案周期p1’与第二吸收型栅格32的实际栅格节距p2’(制造之后的实际节距)稍有不同。布置误差意味着，在x方向上的第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的实际节距随着其间的倾斜度、旋转和间隔相应地改变而改变。

由于G1图像的图案周期p1’与栅格节距p2’的轻微差异而导致图像衬度变为莫尔条纹。莫尔条纹的周期T由以下等式(9)表达。

[等式9]

T = \frac{{p 1}^{'} \times {p 2}^{'}}{| {p 1}^{'} - {p 2}^{'} |} \cdot \cdot \cdot (9)

当期望利用FPD 30检测莫尔条纹时，x方向上的像素40的布置节距P应当至少满足以下等式(10)，并且优选地满足以下等式(11)(n：正整数)。

[等式10]

P≠nT …(10)

[等式11]

P＜T …(11)

等式10意味着布置节距P不是莫尔周期T的整数倍。即使对于n≥2的情况，也基本上能够检测莫尔条纹。等式(11)意味着，布置节距P被设置为小于莫尔周期T。

因为FPD 30的像素40的布置节距P是在设计中确定(通常为大约100μm)并且难以改变，所以当期望调节布置节距P与莫尔周期T的量关系时，优选地调节第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的位置，并且改变G1图像的图案周期p1’和栅格节距p2’中的至少其中一个，从而改变莫尔周期T。

图7A至图7C示出了改变莫尔周期T的方法。

通过关于光轴A相对地旋转第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32中的一个，能够改变莫尔周期T。例如，提供了一种相对旋转机构50，该相对旋转机构50使第二吸收型栅格32关于光轴A相对于第一吸收型栅格31旋转。当相对旋转机构50使第二吸收型栅格32旋转了角度θ时，x方向上的实际栅格节距从“P2”改变为“p2’/cosθ”，使得莫尔周期T被改变(参考图7A)。

又如，通过关于垂直于光轴A并且遵循y方向的轴相对地倾斜第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32中的一个，能够改变莫尔周期T。例如，提供了一种相对倾斜机构51，该相对倾斜机构51关于垂直于光轴A并且遵循y方向的轴使第二吸收型栅格32相对于第一吸收型栅格31倾斜。当通过相对倾斜机构51使第二吸收型栅格32倾斜了角度α时，x方向上的实际栅格节距从“P2”改变为“p2’×cosθ”，使得莫尔周期T被改变(参考图7B)。

又如，通过沿着光轴A方向相对地移动第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32中的一个，能够改变莫尔周期T。例如，提供了一种相对移动机构52，该相对移动机构52沿着光轴A的方向相对于第一吸收型栅格31移动第二吸收型栅格32，以便于改变在第一吸收型栅格31与第二吸收型栅格32之间的距离L2。当相对移动机构52使第二吸收型栅格32沿着光轴A移动了移动量δ时，投射在第二吸收型栅格32的位置处的第一吸收型栅格31的G1图像的图案周期从“p1”改变为“p1’×(L1+L2+δ)/(L1+L2)”，使得莫尔周期T被改变(参考图7C)。

在X射线成像系统70中，因为成像单元12不是Talbot干涉仪并且可以自由设置距离L2，所以可以适当地采用用于改变距离L2的机构(诸如相对移动机构52)，并且从而改变莫尔周期T。可以通过诸如压电设备的致动器来配置用于改变莫尔周期T的第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的改变机构(相对旋转机构50、相对倾斜机构51和相对移动机构52)。

当照相对象H被布置在X射线源11与第一吸收型栅格31之间时，通过照相对象H来调整由FPD 30检测到的摩尔条纹。调整量与由于照相对象H的折射效应而偏离的X射线的角度成比例。因此，能够通过分析由FPD 30检测的摩尔条纹来生成照相对象H的相位衬度图像。

下面描述摩尔条纹的分析方法。

图8示出了与照相对象H在x方向上的相移分布相对应地折射的一个X射线。在图8中，省略了防散射栅格。

附图标记55指示当不存在照相对象H时直行的X射线的路径。沿着路径55行进的X射线通过第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32，并且然后入射到FPD 30上。附图标记56指示由于照相对象H而导致折射并偏离的X射线的路径。沿着路径56行进的X射线穿透第一吸收型栅格31，并且然后由第二吸收型栅格32屏蔽。

当通过n(x，z)指示照相对象H的折射系数分布并且用z指示X射线的行进方向时，通过以下等式(12)来表达照相对象H的相移分布Φ(x)。

[等式12]

Φ (x) = \frac{2 π}{λ} &Integral; [1 - n (x, z)] dz \cdot \cdot \cdot (12)

由于照相对象H处X射线的折射而导致从第一吸收型栅格31投射到第二吸收型栅格32的位置的G1图像在x方向上移位了与折射角

相对应的量。基于X射线的折射角

很小的事实，通过以下等式(13)来近似地表达位移量Δx。

[等式13]

这里，通过使用X射线的波长λ以及照相对象H的相移分布Φ(x)，通过等式(14)来表达折射角

[等式14]

这样，由于X射线在照相对象H的折射而导致的G1图像的位移量Δx与照相对象H的相移分布Φ(x)有关。而且，位移量Δx与从FPD 40的每个像素40输出的信号的相位差量ψ有关(当存在照相对象H时的每个像素40的信号的相位与并且当不存在照相对象H时的每个像素40的信号的相位的相位差量)，如以下等式(15)所表达的。

[等式15]

因此，当计算每个像素40的信号的相位差量ψ时，从等式(15)获得折射角

并且通过使用等式(14)来获得相移分布Φ(x)的微分。因此，通过关于x对该微分进行积分，能够生成照相对象H的相移分布Φ(x)，即照相对象H的相位衬度图像。在本说明性实施例的X射线成像系统70中，通过使用下述条纹扫描方法计算相位差量ψ。

在条纹扫描方法中，当第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32中的一个相对于另一个在x方向上逐步地平移移动时进行成像(也就是说，当改变两个栅格的栅格周期的相位时执行成像)。在该说明性实施例的X射线成像系统70中，扫描机构33移动第二吸收型栅格32。然而，第一吸收型栅格31可以被移动。当移动第二吸收型栅格32时，莫尔条纹移动。当平移距离(x方向上的移动量)达到第二吸收型栅格32的栅格周期的一个周期(栅格节距p2)时(即，当相位改变达到2π时)，莫尔条纹返回其原始位置。关于莫尔条纹的改变，当使第二吸收型栅格32关于栅格节距p2移动了1/n(n：整数)时，在FPD 30中捕捉条纹图像，并且各个像素40的信号从捕捉的条纹图像获得，并且在计算处理单元22中进行计算，使得获得每个像素40的信号的相位差量ψ。

图9绘图地示出了使第二吸收型栅格32移动了扫描节距(p2/M)，该扫描节距(p2/M)是通过使栅格节距p2除以M(M：整数2或更大)所获得的。

扫描机构33在k＝0，1，2，…，M-1的M个扫描位置的每一个处顺序地平移移动第二吸收型栅格32。在图9中，第二吸收型栅格32的初始位置是当没有照相对象H时的第二吸收型栅格32的位置处的G1图像的黑暗部分与X射线屏蔽单元32b基本上一致的位置(k＝0)。然而，初始位置可以是k＝0，1，2，…，M-1中的任何位置。

首先，在k＝0的位置，没有由于照相对象H而折射的X射线穿透第二吸收型栅格32。然后，当第二吸收型栅格32以k＝1，2，…，的顺序移动时，关于穿透第二吸收型栅格32的X射线，没有由于照相对象H而折射的X射线的分量减少，并且由于照相对象H而折射的X射线的分量增加。具体地，在k＝M/2的位置处，主要地，只有由于照相对象H而折射的X射线穿过第二吸收型栅格32。在超过k＝M/2的位置处，与上述不同，关于穿过第二吸收型栅格32的X射线，由于照相对象H而折射的X射线的分量减少，并且没有由于照相对象H而折射的X射线的分量增加。

在k＝0，1，2，…，M-1的每个位置处，当FPD 30执行成像时，针对各个像素40获得M个信号值。一下，描述了从M个信号值计算每个像素40的信号的相位差量ψ的方法。当用Ik(x)指示第二吸收型栅格32的位置k处的每个像素的信号值时，通过以下等式(16)表达Ik(x)。

[等式16]

这里，x是在x方向上的像素40的坐标，A0是入射X射线的强度，并且An是与像素40的信号值的衬度相对应的值(n是正整数)。而且，

指示作为像素40的坐标的函数的折射角φ。

当使用以下等式(17)时，通过以下等式(18)来表达折射角

[等式17]

Σ_{k = 0}^{M - 1} \exp (- 2 πi \frac{k}{M}) = 0 \cdot \cdot \cdot (17)

[等式18]

这里，arg[]是运算符号，该运算符号意味着参数的计算。所计算的参数与每个像素40的信号的相位差量ψ相对应。因此，根据从各个像素40获得的M个信号值，基于等式18来计算每个像素40的信号的相位差量ψ，并且获取折射角Φ(x)。

图10示出了根据条纹扫描而改变的放射学图像检测器的一个像素的信号。

从各个像素40获得的M个信号值关于第二吸收型栅格32的位置k以栅格节距p2的周期进行周期性改变。图10的虚线指示在不存在照相对象H时的信号值的改变，并且图10的实线指示在存在照相对象H时的信号值的改变。两个波形的相位差与每个像素40的信号的相位差量ψ相对应。

因为折射角是与微分相位值相对应的值，如等式(14)所示，所以通过沿着x轴对折射角

进行积分来获得相移分布Φ(x)。尽管上述解释中没有考虑到关于像素40的y方向的y坐标，也可以通过在y坐标运算相同的计算来获得相移分布Φ(x，y)。

通过计算处理单元22进行上述计算，且计算处理单元22将相位衬度图像存储在存储单元23中。

当操作员通过输入设备21输入成像指令以后，各个单元在控制装置20的控制下互相合作操作，因此自动进行相位衬度图像的条纹扫描和产生处理，最后在监视器24上显示照相对象的相位衬度图像。

图11示出了其中支撑图1的放射线照相系统的放射线源的示例。当X射线源11的外壳18被附连到附连单元110时，X射线源11被安装到旋转臂71的线性部分71b。附连单元110具有保持环支撑部分110a和多个保持环110b。保持环支撑部分110a具有第一L形轴部分和第二轴部分，第一L形轴部分使一端固定在凹部73中并且在y方向和z方向上延伸，第二轴部分被连接到第一轴部分的另一端并且在y方向和-y方向上对称地延伸。保持外壳18的保持环110b被附连到保持环支撑部分110a的第二轴部分的两端。保持环11b适用于保持环110b所附连到的保持环支撑部分110a的第二轴部分处打开和关闭，并且其中第二轴部分用作支撑点。因此，在其中容纳X射线管的外壳18(X射线源11)被可分离地安装到保持环110b。

保持环110b经由防振材料111来保持外壳18。也就是说，将在y方向上具有预定宽度的防振材料111被设置为在其周围方向上包围外壳18，并且保持环11b被设置为包围防振材料111。作为防振材料111，可以使用橡胶等。

这样，经由防振材料111保持X射线源11。因此，即使在X射线源11中与旋转阳极18a或冷却单元15的风扇的旋转相关联地生成振动时，也能够防止振动通过旋转臂71被传递到成像单元12的第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32以及FPD 30。因此，能够防止第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的相对位置偏离，并且从而提高放射学相位衬度图像的质量。而且，保持环11b在其整个周围保持在其中容纳X射线管的外壳18，使得能够可靠地固定X射线源11，并且从而抑制X射线源的振动。

而且，处X射线大多数在第一吸收型栅格31处并没有进行衍射，而是被几何地投射到第二吸收型栅格32。因此，照射的X射线没有必要具有高度的空间相关性，并且因此能够使用在医疗领域中使用的一般X射线源，如就像X射线源11。同时，因为能够任意地设置从第一吸收型栅格31到第二吸收型栅格32的距离L2，并且将距离L2设置为小于Talbot干涉仪的最小Talbot干涉距离，所以能够使成像单元12小型化。另外，在该说明性实施例的X射线成像系统70中，因为照射的X射线的实际整体波长分量都构成来自第一吸收型栅格31的投射图像(G1图像)，并且改善了莫尔条纹的衬度，所以能够改善相位衬度图像的检测灵敏度。

而且，在X射线成像系统70中，通过对于第一栅格的投射图像执行条纹扫描来计算折射角

因此，已经描述了第一栅格和第二栅格是吸收型栅格。然而，本发明不限于此。如上所述，即使当通过对于Talbot干涉图像执行条纹扫描来计算折射角

时，本发明也是实用的。因此，第一栅格不限于吸收型栅格，并且可以是相位型栅格。而且，通过第一栅格和第二栅格的X射线图像的重叠来形成莫尔条纹的分析方法不限于上述条纹扫描方法。例如，还可以采用使用莫尔条纹的各种方法，诸如“J.Opt.Soc.Am.Vol.72，No.1(1982)p.156”中已知的使用傅里叶变换/反向傅里叶变换/的方法。

此外，已经描述了X射线成像系统10将基于相移分布Φ的图像存储或显示为相位衬度图像。然而，如上所述，通过对从折射角

获得的相移分布Φ的微分进行积分来获得相位移动分布Φ，并且折射角以及相移分布Φ的微分还与通过照相对象的X射线的相位改变有关。因此，基于折射角

的图像以及基于相移分布Φ的微分的图像也被包括在相位衬度图像中。

图12示出了用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相系统的构造的另一示例。

图12中所示的乳房X放射线照相装置80是捕捉乳房B的X射线图像(相位衬度图像)的装置，乳房B是待诊断的对象。乳房X放射线照相装置80包括X射线源容纳单元82、成像台83以及压迫板84，X射线源容纳单元82被提供到到可旋转地连接基台85的臂部件81的一端，成像台83被提供到臂部件81的另一端，并且压迫板84适合于相对于成像台83垂直移动。

X射线源11被容纳在X射线源容纳单元82中，并且成像单元12被容纳在成像台83中。其外壳18在其整个周围由防振材料111包围的X射线源11被容纳在X射线源容纳单元82中。而且，具有用于冷却X射线管的风扇的冷却单元15被附连到外壳18。因此，即使在X射线源11中与旋转阳极18a或冷却单元15的风扇的旋转相关联地生成振动时，也能够防止振动通过臂部件81被传递到成像单元12的第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32以及FPD 30。而且，X射线源11和成像单元12彼此相对。压迫板84通过移动机构(未示出)来移动，从而压迫在成像台83与压迫板84之间的乳房B。在该压迫状态下，执行X射线成像。

如上述说明性实施例，在基台85与底部之间提供防止或减少从底部传递的振动的缓冲材料77。而且，防止或减少传递到基台85的振动的动态阻尼器76被提供到基台85。

而且，因为X射线源和成像单元12具有与上述说明性实施例相同的构造，所以用相同的附图标记来指示各个结构部件。因为其他构造和效果与上述说明性实施例相同，所以省略其描述。

图13示出了图12的放射线照相系统的修改实施例。

图13中所示的乳房X放射线照相装置90与乳房X放射线照相装置80的不同之处在于，第一吸收型栅格31被设置在X射线源11与压迫板84之间。第一吸收型栅格31被容纳在连接臂部件81的栅格容纳单元91中。成像单元92由FPD 30、第二吸收型栅格32和扫描机构33构成。

这样，即使将待诊断的被检体(乳房)B置于第一吸收型栅格31与第二吸收型栅格32之间时，在第二吸收型栅格32的位置处形成的第一吸收型栅格31的投射图像(G1图像)由于待诊断的被检体B而变形。因此，也是在该情况下，能够通过FPD 30来检测莫尔条纹，该莫尔条纹由于待诊断的被检体B而进行调整。也就是说，利用乳房X放射线照相装置90，也能够通过上述原理来获得待诊断的被检体B的相位衬度图像。

在乳房X放射线照相设备90中，因为使其放射线剂量已经由第一吸收型栅格31的屏蔽基本上减半的X射线照射待诊断的被检体B，所以与乳房X放射线照相装置80相比，能够使待诊断的被检体B的放射线曝光量减小大约一半。同时，如乳房X放射线照相装置90，其中待诊断的被检体被布置在第一吸收型栅格31与第二吸收型栅格32之间的构造可以适用于上述X射线成像系统70。

图14示出了图12的放射线照相系统的修改实施例。

图14的乳房X放射线照相装置100与乳房X放射线照相装置80的不同之处在于，准直器102a和多个缝103被容纳在不同于X射线源容纳单元82的准直器单元容纳单元102中。

在上述说明性实施例中，当将从X射线源11到FPD 30的距离被设置为与典型医院的成像室中设置的距离(1到2m)相同时，G1图像的模糊可能受到X射线焦点18b的焦距大小(一般大约是0.1mm到1mm)的影响，使得相位衬度图像的质量可能变差。因此，可以认为，针孔正好被提供在X射线焦点18b的后面，以有效减小焦距大小。然而，当针孔的开口面积缩小从而减小有效焦距大小时，X射线强度下降。在该说明性实施例中，为了解决该问题，多个缝103被布置在正好在X射线焦点18b后面。

多个缝103是与提供到成像单元12的第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32具有相同构造的吸收型栅格(即，第三吸收栅格)，并且具有在第一方向(在本说明性实施例中，y方向)上延伸的多个X射线屏蔽单元，该多个X射线屏蔽单元被周期性地布置在与第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的X射线屏蔽单元31b、32b相同的方向(在本说明性实施例中，x方向)上。多个缝103用于部分地屏蔽来自X射线源11的放射线，从而减小x方向上的有效焦距大小，并且在x方向上形成多个点光源(分散光源)。

当从多个缝103到第一吸收型栅格31的距离为L3时，有必要设置多个缝103的栅格节距p3，使得其满足以下等式(19)。

[等式19]

p_{3} = \frac{L_{3}}{L_{2}} p_{2} \cdot \cdot \cdot (19)

而且，在该说明性实施例中，因为多个缝103的位置实际上是X射线焦点位置，所以第二吸收型栅格32的栅格节距p2和间隔d2被确定为满足以下等式(20)和(21)。

[等式20]

p_{2} = \frac{L_{3} + L_{2}}{L_{3}} p_{1} \cdot \cdot \cdot (20)

[等式21]

d_{2} = \frac{L_{3} + L_{2}}{L_{3}} d_{1} \cdot \cdot \cdot (21)

而且，在该说明性实施例中，当期望确保在FPD 30的检测表面上的在x方向上的有效视场的长度V时，第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的X射线屏蔽单元31b、32b的厚度h1、h2被确定为满足以下等式(22)和(23)(当从多个缝103到FPD 30的检测表面的距离是L’时)。

[等式22]

h_{1} \leq \frac{L^{'}}{V / 2} d_{1} \cdot \cdot \cdot (22)

[等式23]

h_{2} \leq \frac{L^{'}}{V / 2} d_{2} \cdot \cdot \cdot (23)

等式(19)是几何条件，使得从由多个缝103、由第一吸收型栅格31分散形成的各个点光源发出的X射线的投射图像(G1图像)与第二吸收型栅格32的位置一致(重迭)。这样，在该说明性实施例中，基于通过多个缝103形成的点光源的G1图像重迭，使得能够在不降低X射线强度的情况下提高相位衬度图像的质量。

而且，在该说明性实施例中，连接到臂部件81的准直器单元容纳单元102在其中容纳多个缝103和准直器单元102a。通过独立于X射线源容纳单元82地提供准直器单元容纳单元102，旋转阳极18a和冷却单元15的风扇的振动不会被很好地传递到多个缝103。因此，能够防止通过多个缝103对相位衬度图像的质量改善效果降低。

同时，上述多个缝103可以适用于上述说明性实施例中的任何一个。

图15示出了用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相系统的另一示例，其中示出其放射学图像检测器的构造。

在X射线成像系统70中，独立于FPD 30来提供第二吸收型栅格32。然而，通过使用具有JP-A-2009-133823公开的构造的X射线图像检测器可以排除第二吸收型栅格。X射线图像检测器是包括转换层和电荷收集电极的直接转换型X射线图像检测器，转换层将X射线转换成电荷，电荷收集电极对由转换层所转换的电荷进行收集。每个像素120的电荷收集电极121由多个线性电极组122至127构成，使得其相位不同，每个组由以恒定周期布置并且彼此电连接的多个线性电极组成。

像素120在x方向和y方向上以恒定节距被二维地布置。每个像素120形成有电荷收集电极121，电荷收集电极121用于收集由转换层转换的电荷，转换层将X射线转换成电荷。电荷收集电极121具有第一至第六线性电极组122至127。各个线性电极组关于线性电极的布置周期的相位偏移了π/3。具体地，当第一线性电极组122的相位为0时，第二线性电极组123的相位为π/3，第三线性电极组124的相位为2π/3，第四线性电极组125的相位为π，第五线性电极组126的相位为4π/3，并且第六线性电极组127的相位为5π/3。

在第一至第六线性电极组122至127的每一个中，在x方向上以预定节距p₂周期性地布置在y方向上延伸的线性电极。基于由等式(7)表达的莫尔条纹的周期T，线性电极的布置节距p₂的实际节距p₂’(制造之后的实际节距)、电荷收集电极121的位置(X射线图像检测器的位置)处的G1图像的图案周期p₁’以及像素120在x方向上的布置节距P的关系必须满足等式(8)，并且优选地满足等式(9)，如X射线成像系统70的第二吸收型栅格32。

此外，每个像素120被提供有开关组128，用于读出由电荷收集电极121收集的电荷。开关组128由TFT开关组成，TFT开关的每一个分别被提供到第一至第六线性电极组121至126。在开关组128的控制下独立地读出由第一至第六线性电极组121至126收集的电荷，使得能够通过一次成像获取具有不同相位的六个条纹图像，并且基于六个条纹图像来生成相位衬度图像。

当将具有上述构造的X射线图像检测器应用于X射线成像系统70时，第二吸收型栅格32对于成像单元12来说并不是必要的。而且，因为能够通过一次成像获取具有多个相位分量的条纹图像，所以不需要用于条纹扫描的物理扫描，使得可以排除扫描机构33。因此，能够降低成本，并且使得成像单元更小。同时，关于电荷收集电极的构造，可以使用JP-A-2009-133823中公开的其他构造来替代上述构造。

图16是示出用于图示本发明的说明性实施例的根据放射线照相系统的另一示例来生成放射学图像的计算单元的构造的框图。

根据各个X射线成像系统，能够获取不容易表视的X射线弱吸收目标的高衬度图像(相位衬度图像)。此外，参考与相位衬度图像相对应的吸收图像有助于图像读出。例如，通过诸如加权、分级、频率处理等适当的处理使吸收图像与相位衬度图像叠加，并且由此用相位衬度图像的信息来补充不能通过吸收图像表示的部分是有效的。然而，当独立于相位衬度图像捕捉吸收图像时，在捕捉相位衬度图像与捕捉吸收图像之间的捕捉位置偏离，使得难以进行良好的叠加。此外，当成像次数增加时，待诊断的被检体的负担增加。此外，近年来，除了相位衬度图像和吸收图像之外，小角度散射图像受到关注。小角度散射图像可以表示由于照相对象组织中精细结构所导致的组织特性。例如，在癌症和循环系统疾病领域中，小角度散射图像期待作为用于新图像诊断的表现方法。

因此，本说明性实施例的X射线成像系统利用使得能够由为了相位衬度图像而获取的多个图像产生吸收图像和小角度散射图像的计算处理单元190。因为其他构造与上述X射线成像系统70相同，所以省略其描述。计算处理单元190具有相位衬度图像生成单元191、吸收图像生成单元192和小角度散射图像产生单元193。这些单元基于在k＝0，1，2，…，M-1的M个扫描位置获取的图像数据进行计算处理。其中，相位衬度图像生成单元191根据上述处理产生相位衬度图像。

吸收图像生成单元192关于k将为了每个像素获得的图像数据Ik(x，y)平均，如图17所示，因此计算平均值并将图像数据成像，从而产生吸收图像。此外，可关于k通过将图像数据Ik(x，y)平均来进行平均值的计算。但是，当M小的时候，误差增加。因此，将图像数据Ik(x，y)与正弦波拟合以后，可计算拟合正弦波的平均值。此外，当产生吸收图像时，本发明不限于使用平均值。例如，可使用通过关于k累加图像数据Ik(x，y)获得的累加值，因为它对应于平均值。

小角度散射图像生成单元193计算针对每个像素获得的图像数据Ik(x，y)的振幅值，并且由此对图像数据进行成像，从而生成小角度散射图像。而且，可以通过计算图像数据Ik(x，y)的最大值与最小值之间的差来计算振幅值。然而，当M很小时，误差增加。因此，在将图像数据Ik(x，y)与正弦波拟合之后，可以计算拟合正弦波的振幅值。另外，当生成小角度散射图像时，本发明不限于使用振幅值。例如，方差值、标准误差等可以被用作与关于平均值的非均匀性相对应的量。

根据本说明性实施例的X射线成像系统，从针对照相对象的相位衬度图像所获取的多个图像生成吸收图像或小角度散射图像。因此，在捕捉相位衬度图像与捕捉吸收图像之间的捕捉位置没有偏离，使得能够将相位衬度图像与吸收图像或小角度散射图像良好地叠加。而且，与其中独立执行成像以获取吸收图像和小角度散射图像的构造相比，可以减轻照相对象的负担。

如上所述，本申请公开了一种放射线照相装置，包括：放射线源，所述放射线源照射放射线；第一栅格，所述第一栅格使得从所述放射线源照射的所述放射线能够穿透所述第一栅格单元；栅格图案，所述栅格图案包括具有周期，所述周期与已经穿透所述第一栅格的放射线所形成的放射学图像的图案周期基本上一致；放射学图像检测器，所述放射学图像检测器检测栅格图案所遮蔽的放射学图像，以及支撑单元，所述支撑单元支撑所述放射线源、所述第一栅格、所述栅格图案和所述放射学图像检测器，其中，所述放射线源经由防振部件被附连到所述支撑单元。

而且，根据本说明书公开的放射线照相装置，栅格图案被定位在关于放射学图像的具有不同相位的多个相对位置。

而且，根据本说明书公开的放射线照相装置，所述栅格图案是第二栅格，并且放射线照相装置进一步包括扫描机构，所述扫描机构移动第一栅格和第二栅格中的一个，并且从而在关于放射学图像的多个相对位置处定位第二栅格。

而且，根据本说明书公开的放射线照相装置，放射学图像检测器包括转换层和电荷收集电极，转换层将放射线转换为电荷，电荷收集电极对由转换层所转换的电荷进行收集，对于每个像素，电荷收集电极具有多个线性电极组，每个线性电极组具有与放射学图像的图案周期基本上一致的周期，线性电极组被布置为使得其周期彼此不同，并且栅格图案由每个线性电极组构成。

而且，根据本说明书中公开的放射线照相装置，放射线照相装置进一步包括第三栅格，第三栅格使得从放射线源照射的放射线能够关于区域选择性地通过，并且使放射线照射第一栅格单元，并且第三栅格单元被支撑到支撑单元。

而且，根据本说明书公开的放射线照相装置，放射线源具有X射线管，X射线管使电子束与以预定速度旋转的旋转阳极碰撞，并且从而生成X射线。

而且，根据本说明书公开的放射线照相装置，防振部件具有多个环形防振材料，支撑单元具有多个环形保持部件，以及放射线源的X射线管经由多个防振材料由多个环形保持部件保持。

而且，根据本说明书公开的放射线照相装置，支撑单元具有臂、基台和防振部分，臂支撑放射线源、第一栅格、栅格图案和放射学图像检测器，基台支撑臂并且被安装在底部上，防振部分减少要传递到基台的振动。

而且，根据本说明书公开的放射线照相装置，防振部分具有插入在底部与基台之间的缓冲材料。

而且，根据本说明书公开的放射线照相装置，防振部分具有提供到基台的动态阻尼器。

而且，本说明书公开的一种放射线照相系统，包括关于上述装置中的任何一个的放射线照相装置和计算单元，该计算单元从放射线照相装置的放射学图像检测器检测到的图像计算入射到放射学图像检测器的放射线的折射角度分布，并且基于折射角度分布来生成照相对象的相位衬度图像。

Claims

1.一种放射线照相装置，包括：

放射线源，所述放射线源照射放射线；

第一栅格单元，从所述放射线源照射的所述放射线穿透所述第一栅格单元；

栅格图案单元，所述栅格图案单元包括周期形式，所述周期形式具有与已经穿透所述第一栅格单元的所述放射线所形成的放射学图像的图案周期基本上一致的周期；

放射学图像检测器，所述放射学图像检测器检测由所述栅格图案单元遮蔽所述放射学图像所形成的遮蔽放射学图像，以及

其中，所述放射线源经由防振部件被附连到所述支撑单元。

2.根据权利要求1所述的放射线照相装置，其中，所述栅格图案单元被定位在关于所述放射学图像的具有不同相位的多个相对位置处。

3.根据权利要求1所述的放射线照相装置，其中，所述栅格图案单元是第二栅格单元，并且

进一步包括：扫描单元，所述扫描单元相对地移动所述第一栅格单元和所述第二栅格单元中的一个，以便于将所述第二栅格单元定位在关于所述放射学图像的所述多个相对位置处。

4.根据权利要求1所述的放射线照相装置，其中，所述放射学图像检测器包括转换层和电荷收集电极，所述转换层将所述放射线转换成电荷，所述电荷收集电极对由所述转换层所转换的电荷进行收集，对于每个像素，

所述电荷收集电极具有多个线性电极组，所述线性电极组的每一个具有与所述放射学图像的所述图案周期基本上一致的周期，

所述线性电极组被布置为使得其相位彼此不同，并且

由所述线性电极组的每一个形成所述栅格图案单元。

5.根据权利要求1所述的放射线照相装置，进一步包括：第三栅格单元，所述第三栅格单元允许从所述放射线源照射的所述放射线关于区域选择性地通过，并且将通过的放射线照射到所述第一栅格单元，并且

其中，所述第三栅格单元被支撑到所述支撑单元。

6.根据权利要求1所述的放射线照相装置，其中，所述放射线源具有X射线管，所述X射线管使电子束与以预定速度旋转的旋转阳极碰撞，以生成X射线。

7.根据权利要求6所述的放射线照相装置，其中，所述防振部件具有多个环形防振材料，

所述支撑单元具有多个环形保持部件，并且

经由所述多个防振材料通过所述多个环形保持部件来保持所述放射线源的所述X射线管。

8.根据权利要求1所述的放射线照相装置，其中，所述支撑单元具有臂、基台和防振部分，所述臂支撑所述放射线源、所述第一栅格单元、所述栅格图案单元和所述放射学图像检测器，所述基台支撑所述臂并且被安装在底部上，所述防振部分减少要传递到所述基台的振动。

9.根据权利要求8所述的放射线照相装置，其中，所述防振部分具有插入在所述底部与所述基台之间的缓冲材料。

10.根据权利要求8所述的放射线照相装置，其中，所述防振部分具有被提供到所述基台的动态阻尼器。

11.一种放射线照相系统，包括：

根据权利要求1至10中的任何一项所述的放射线照相装置，以及

计算处理单元，所述计算处理单元根据由所述放射线照相装置的所述放射学图像检测器检测到的图像来计算入射到所述放射学图像检测器的放射线的折射角度分布，并且基于所述折射角度分布来生成照相对象的相位衬度图像。