CN102525504A

CN102525504A - 放射线拍摄设备以及放射线拍摄系统

Info

Publication number: CN102525504A
Application number: CN201110391175.6A
Authority: CN
Inventors: 岩切直人; 佐藤优
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2010-12-07
Filing date: 2011-11-30
Publication date: 2012-07-04
Also published as: US20120140884A1; JP2012120653A

Abstract

本发明涉及放射线拍摄设备以及放射线拍摄系统。放射线拍摄设备用于获得放射线相衬图像，该放射线拍摄设备包括：辐射源、第一光栅、第二光栅、扫描单元以及放射线图像检测器。辐射源包括辐射管、驱动电源单元以及辐射源控制单元。从辐射管照射的辐射被控制为使得在停止通过驱动电源单元将电力馈送给辐射管之后的剩余输出基本上变为零，并且扫描单元在照射到第一光栅的辐射被辐射源控制单元有效地遮断之后执行相对移位操作。

Description

放射线拍摄设备以及放射线拍摄系统

技术领域

本发明涉及一种放射线拍摄设备以及放射线拍摄系统。

背景技术

由于X射线根据构成材料的元素的原子序数(atomic number)以及材料的密度和厚度而衰减，因此，它被用作探针来看穿拍摄对象的内部。利用X射线的成像被广泛应用于医疗诊断、非破坏性检查等等。

在通常的X射线成像系统中，拍摄对象布置在照射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，并且捕获拍摄对象的透射图像。在该情况下，从X射线源朝向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性质(例如，原子序数、密度以及厚度)差异而衰减(吸收)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获到拍摄对象的X射线吸收图像。作为X射线图像检测器，除了X射线增感屏和膜以及光敏磷的组合之外，还广泛地使用了才用半导体电路的平板检测器。

然而，构成材料的元素的原子序数越小，X射线吸收能力就越小。因此，对于软生物组织或者软材料，不能获取X射线吸收图像足够的图像对比度。例如，构成身体关节的软骨和关节液的大部分由水构成。因此，由于其X射线吸收量的差异很小，因此，难以获得阴影差异。到目前为止，只能通过使用MRI(磁共振成像)来对软组织进行成像。然而，这需要花费数十分钟来进行成像并且图像的分辨率很低，例如为大约1mm。因此，由于不经济而导致难以在诸如医疗体检的常规物理检查中使用MRI。

关于上述问题，替代拍摄对象的X射线的强度变化，近年来已经积极地进行了基于拍摄对象的X射线的相位变化(折射角变化)来获得图像(以下称为相衬图像)的X射线相位成像的研究。通常来讲，我们已知的是，当X射线入射到物体上时，X射线的相位，而不是X射线的强度，表现出来更高的相互作用。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对比度图像。到目前为止，在X射线相位成像中，已经能够通过利用使用加速器的大规模同步设备(例如Spring-8)等生成具有一定波长和相位的X射线来进行成像。然而，由于该设备巨大，因此，不能够在通常的医院中使用。作为解决以上问题的X射线相位成像，已经提出了一种X射线成像系统，其使用具有两个透射衍射光栅(相位型光栅和吸收型光栅)的X射线Talbot干涉仪以及X射线图像检测器(例如，参考JP-2008-200359-A)。

X射线Talbot干涉仪包括：第一衍射光栅G1(相位型光栅或者吸收型光栅)，其布置在拍摄对象的后侧；第二衍射光栅G2(吸收型光栅)，其布置在下游由第一衍射光栅的光栅节距和X射线波长决定的特定距离(Talbot干涉距离)处；以及X射线图像检测器，其布置在第二衍射光栅的后侧。Talbot干涉距离是已经通过第一衍射光栅G1的X射线由于Talbot干涉效应而形成自身图像的距离。通过布置在X射线源和第一衍射光栅之间的拍摄对象与X射线的相互作用(相位变化)来调制这种自身图像。

在X射线Talbot干涉仪中，检测由第二衍射光栅G2与第一衍射光栅G1的自身图像之间的重叠所生成的莫尔条纹并且对拍摄对象的莫尔条纹的变化进行分析，从而获取拍摄对象的相位信息。作为莫尔条纹的分析方法，例如已知条纹扫描方法。根据条纹扫描方法，在第二衍射光栅G2相对于第一衍射光栅G1在基本上平行于第一衍射光栅G1的平面并且基本上垂直于第一衍射光栅G1的光栅方向(条带方向)的方向上以通过等分光栅节距而获得的扫描节距进行平移的同时进行多次成像。然后，从在X射线图像检测器中获得的各像素的信号值的变化中获取拍摄对象处折射的X射线的角分布(相移的微分图像)。基于所获取的角分布，能够获得拍摄对象的相衬图像。

根据如上所述获得的相衬图像，能够捕获根据基于X射线吸收的传统成像方法由于吸收差异太小并且因此几乎没有对比度差异而不能成像的组织(软骨，软部分)的图像。特别地，虽然根据X射线吸收方法在软骨和关节液之间几乎没有获得吸收差异，但是根据X射线相位(折射)成像获得了清楚的对比度，从而能够捕获其图像。从而，能够快速并且容易地通过X射线来诊断认为大多数老年人(大约三千万人)都具有的膝关节骨性关节炎、由于运动失常导致的诸如半月板损伤的关节疾病、风湿、跟腱损伤、椎间盘突出以及诸如胸肿瘤块的软组织。因此，期待的是，能够有助于潜在患者的早期诊断和早期治疗并且减少治疗成本。

X射线相位(折射)成像是在逐步移动第二衍射光栅G2的同时进行多次成像并且根据从各捕获的图像获得的各像素的多个强度值获取入射到各像素上的X射线的相位，从而形成相衬图像。

因此，根据JP-2008-200359-A的X射线成像系统，当停止每次成像的X射线的照射时，对X射线管的电力供应停止。然而，由于在X射线系统中存在下次发生的时间常数，所以即使在电力供应停止之后，电力也会持续地供应一段时间，从而不能够立即停止X射线。也就是，在X射线管的输出中，在一段时间内存在剩余输出(也被称为波尾)。

当流到X射线管的管电流是I而管电压是V时，X射线管的表观电阻表示为R＝V/I。而且，当X射线管的电容是C_Tube[pF]，X射线线缆的电容是C_line[pF/m]，且线缆长度是L时，能够通过C＝C_Tube+C_line×L获得X射线系统的电容C。在该情况下，能够通过τ＝RC获得X射线系统的时间常数τ。

例如，为了获得软组织的对比度，当管电压被设置为50kV并且管电流被设置为50mA时，电阻R是1×10⁶。而且，当X射线管的电容C_tube是大约500至1500pF，典型的为500pF时，X射线管的电容C_line是大约100至200pF，典型的为150pF/m，并且线缆长度被设置为20m，X射线系统的电容C为3500pF。因此，时间常数τ为3.5毫秒并且当波尾的时间被设置为时间常数τ的三至五倍时波尾的时间为大约几十毫秒，这作为X射线的充分衰减时间。

当执行X射线相位(折射)成像的多次成像时，因为患者由于疾病而不能够长时间地保持静止，因此应该在短时间内进行成像。因此，为了以每秒2至30次成像的速率进行成像，需要的是，X射线的照射时间应该为20毫秒或更短。在该情况下，即使当照射时间是20毫秒或者更短时，如果波尾存在数十毫秒，波尾的时间与整个照射时间的比率也是不可忽略的。当在生成波尾的X射线的时间区中驱动第二衍射光栅G2时，第二衍射光栅G2的移动改变了第一衍射光栅G1与第二衍射光栅G2之间的距离，从而莫尔条纹发生变化。莫尔条纹的变化按照相位差/折射率差叠加在原始莫尔条纹的图案上，从而当在执行成像之后重构相位差/折射率差的图像时引起计算误差。

因此，当生成相衬图像时，对比度或者分辨率降低，并且生成了其中莫尔条纹的变化不能够完美移除的伪像，造成诊断能力显著地劣化。而且，如果直到波尾自然地收敛才执行成像，则要花费很多时间来完成多次成像，从而也引起了由于患者的移动而导致的晃动。而且，关于第二衍射光栅G2的移动，由于第二衍射光栅G2的移动速度在上升时过度响应，因此，移动速度并不是恒定速度。如果在移动速度过度时生成了波尾的X射线，那么对应影响的分量也叠加在图像上，从而不能够获得稳定的莫尔条纹的图案。另外，由于当X射线穿透拍摄对象时引起的相移/折射率的变化而导致的X射线的位置偏差是很小的，例如大约为1μm并且强度值的极小变化也很大程度上影响了相位恢复精度。

而且，即使与在改变拍摄对象上的X射线的入射角的同时执行其中拍摄对象的图像很大地改变的多个成像并且然后重构图像的诸如CT或者断层合成这样的技术相比，以上影响也是非常大的。原因如下。在相衬图像中，在平移第二光栅而没有改变拍摄对象上的X射线的入射角的同时，捕获由于X射线的相移/折射率变化引起的例如大约为1μm的X射线的略微位置偏差作为拍摄对象图像上的莫尔叠加。然而，拍摄对象的图像本身几乎没有改变，从而根据图像之间的略微图像变化重构了相衬图像。因此，即使与例如根据其中由于X射线的入射角改变而导致拍摄对象的图像显著改变的多个图像计算重构图像的CT或者断层合成的执行重构的图像捕获相比，略微的图像改变对于相衬图像的影响也很高。而且，在根据同一X射线入射角的不同能量的拍摄对象图像重构能量吸收分布并且因此分离软组织、骨组织等等的能量减影成像技术中，在能量减影图像中，成像能量是不同的，从而在各个图像之间，拍摄对象对比度发生了很大的改变。因此，相衬图像很大程度上受到伴随着波尾的X射线生成过程中的第二衍射光栅的移动的略微图像改变的变化的影响。

发明内容

提出本发明就是为了解决上述问题。本发明的目的在于在通过诸如X射线这样的辐射进行相位成像时消除管电压波形的波尾的影响并且因此改进放射线相衬图像的质量。

一种用于获取放射线相衬图像的放射线拍摄设备，所述放射线拍摄设备包括：

辐射源，所述辐射源包括：辐射管、包括高压发生器并且将电力馈送到所述辐射管以驱动所述辐射源的驱动电源单元、以及控制所述驱动电源单元的辐射源控制单元；

第一光栅，来自所述辐射源的辐射照射到所述第一光栅；

第二光栅，所述第二光栅具有与由通过所述第一光栅的辐射形成的放射线图像的图案周期基本一致的周期；

扫描单元，所述扫描单元执行将所述放射线图像和所述第二光栅相对移位到所述放射线图像和所述第二光栅之间的相位差彼此不同的多个相对位置的相对移位操作；以及

放射线图像检测器，所述放射线图像检测器检测由所述第二光栅掩蔽的放射线图像，

其中，从所述辐射管照射的辐射是这样的辐射，即，所述辐射被控制为使得在停止通过所述驱动电源单元将电力馈送给所述辐射管之后的剩余输出基本上变为零，并且

其中，所述扫描单元在照射到所述第一光栅的辐射被所述辐射源控制单元有效地遮断之后执行所述相对移位操作。

根据本发明，能够去除当通过诸如X射线这样的辐射执行相位成像时的管电压波形的波尾的影响并且因此改进放射线相衬图像的质量。

附图说明

图1是示出用于例示本发明的示例性实施方式的放射线拍摄系统的构造的示例的视图。

图2是图1的放射线拍摄系统的控制框图。

图3是示出图1的放射线拍摄系统的放射线图像检测器的构造的视图。

图4是图1的放射线拍摄系统的成像单元的立体图。

图5是图1的放射线拍摄系统的成像单元的侧视图。

图6A、6B及6C是示出用于改变由于第一光栅和第二光栅的重叠而导致的莫尔条纹的周期的机构的视图。

图7用于例示拍摄对象的辐射的折射的视图。

图8是用于示出条纹扫描方法的视图。

图9是示出根据条纹扫描的放射线图像检测器的像素信号的图。

图10是X射线管驱动电源单元和X射线管的连接电路图。

图11示出了施加到X射线源的管电压的波形和扫描机构对光栅的移动量的关系。

图12示出了根据修改实施方式1的放射线拍摄系统的控制框图。

图13是X射线管驱动电源单元和三极X射线管的连接电路图。

图14是根据修改实施方式2的X射线管驱动电源单元和X射线管的连接电路图。

图15是根据修改实施方式3的X射线管驱动电源单元和X射线管的连接电路图。

图16是示出用于例示本发明的示例性实施方式的放射线拍摄系统的构造的另一示例的视图。

图17是示出图16的放射线拍摄系统的修改实施方式的构造的视图。

图18是示出用于例示本发明的示例性实施方式的放射线拍摄系统的构造的另一示例的视图。

图19是示出根据用于例示本发明的示例性实施方式的放射线拍摄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20是示出用于例示图19中所示的放射线拍摄系统的计算单元中的处理的放射线图像检测器的像素信号的图。

具体实施方式

图1示出了用于例示本发明的示例性实施方式的放射线拍摄系统的构造的示例，而图2示出图1的放射线拍摄系统的控制框图。

X射线成像系统10是当拍摄对象(患者)H站立时对拍摄对象(患者)H进行成像的X射线诊断设备，并且包括：X射线源11，其对拍摄对象H进行X辐射；成像单元12，其与X射线源11相对，检测从X射线源11穿透拍摄对象H的X射线并且因此生成图像数据；以及控制台13，其基于操作者的操作来控制X射线源11的曝光(exposing)操作和成像单元12的成像操作，计算成像单元12所获取的图像数据并且因此来生成相衬图像。同时，X射线源11和成像单元12构成X射线成像设备。

X射线源11被保持为其能够通过从天花板悬下的X射线源保持装置14在上下方向(X方向)上移动。成像单元12被保持为其能够通过安装在底部的直立座15在上下方向上移动。

X射线源11包括：响应于从包括高压发生器的X射线管驱动电源单元16基于X射线源控制单元17的控制而施加的高电压的驱动电压和驱动电流来生成X射线的X射线管18；以及准直器单元19，其具有可移动准直器19a，该可移动准直器19a限制照射场以遮挡从X射线管18生成的X射线的对于拍摄对象H的检查区域没有贡献的那部分。X射线管18是旋转阳极型，其从用作电子发射源(阴极)的丝极(未示出)发射电子束并且使电子束与正在以预定速度旋转的旋转阳极18a碰撞，从而生成X射线。旋转阳极18a的电子束的碰撞部分是X射线焦点18b。

X射线源控制单元17控制X射线管驱动电源单元16的管电压和管电流并且增加施加到X射线管18的管电压，这将在下面进行详细的描述。而且，X射线源控制单元减少X射线的照射时间以恒定地保持成像单元12中的曝光量。

X射线源保持装置14包括：滑架单元14a，其适于通过安装在天花板上的天花板轨道(未示出)在水平方向(z方向)上移动；以及多个支柱单元14b，其在上下方向上连接。滑架单元14a设置有电机(未示出)，该电机伸展和收缩支柱单元14b以在上下方向上改变X射线源的位置。

直立座15包括：主体15a，其安装在底部上；和保持单元15b，其保持成像单元12并且附接到主体15a以在上下方向上移动。保持单元15b连接到在上下方向上隔开的两个滑轮16c之间延伸的环形带15d，并且由旋转滑轮15c的电机(未示出)驱动。基于操作者的设置操作，通过控制台13(将在以后描述)的控制装置20来控制电机的驱动。

而且，直立座15设置有诸如电位器的位置传感器(未示出)，该位置传感器测量滑轮15c或者环形带15d的移动量并且因此检测成像单元12在上下方向上的位置。位置传感器的检测值通过线缆等被提供给X射线源保持装置14。X射线源保持装置14基于检测值伸展和收缩支柱14b，并且因此移动X射线源11以跟随成像单元12的竖直移动。

控制台13设置有包括CPU、ROM、RAM等的控制装置20。控制装置20经由总线26与下述装置连接：输入装置21，操作者利用输入装置21来输入成像指示及其指示内容；计算处理单元22，其计算成像单元12所获取的图像数据并且因此生成X射线图像；存储单元23，其存储X射线图像；监视器24，其显示X射线图像等；以及接口(I/F)25，其连接到X射线成像系统10的各单元。

作为输入装置，例如可以使用开关、触摸板、鼠标、键盘等等。通过操作输入装置21，输入诸如X射线管电压、X射线照射时间等等的放射线拍摄条件、成像定时等等。监视器24由液晶显示器等构成并且在控制装置20的控制下显示诸如放射线拍摄条件的文字和X射线图像。

成像单元12具有：平板检测器(FPD)30，其具有半导体电路；以及第一吸收型光栅31和第二吸收型光栅32，其检测拍摄对象H导致的X射线的相位变化(角度变化)并且进行相位成像。

FPD 30具有检测表面，该检测表明被布置为与从X射线源11照射的X射线的光轴A正交。如以下特别描述的，第一和第二吸收型光栅31、32布置在FPD30与X射线源11之间。

而且，成像单元12设置有扫描机构33，该扫描机构33在上下方向(x方向)上平移第二吸收型光栅32并且因此改变第二吸收型光栅32与第一吸收型光栅31的相对位置关系。扫描机构33例如由诸如压电装置的致动器构成。

图3示出了包括在图1的放射线拍摄系统中的放射线图像检测器的构造。

用作放射线图像检测器的FPD 30包括：图像接收单元41，其具有将X射线转换并且积聚为电荷的多个像素40并且被二维地在xy方向上布置在有源矩阵基板上；扫描电路42，其控制从图像接收单元41读出电荷的定时；读出电路43，其读出积聚在各像素40中的电荷并且将这些电荷转换和存储到图像数据中；以及数据发送电路44，其通过控制台13的I/F 25将图像数据发送到计算处理单元22。而且，扫描单元42和各像素40在每行上通过扫描线45连接并且读出电路43和各像素40在每列上通过信号线46连接。

每个像素40都可以被构造为直接转换类型元件，该直接转换类型元件利用由非晶硒等等执行的转换层(未示出)将X射线转换为电荷并且将转换后的电荷积聚在连接到转换层的下电极的电容器(未示出)中。每个像素40都与TFT开关(未示出)连接并且TFT开关的栅极连接到扫描线45，源极连接到电容器而漏极连接到信号线46。当TFT开关由于来自扫描电路42的驱动脉冲而导通时，积聚在电容器中的电荷被读出到信号线46。

同时，每个像素40也可以被构造为间接转换类型X射线检测元件，该间接转换类型X射线检测元件利用由铽掺杂硫氧化钆(Gd₂O₂S:Tb)、铊掺杂碘化铯(CsI:Tl)等制成的闪烁体(未示出)将X射线转换成可见光。而且，X射线图像检测器不限于基于TFT面板的FPD。例如，也可以使用基于诸如CCD传感器、CMOS传感器等等的固态成像装置的各种X射线图像检测器。

读出电路43包括积分放大器电路、A/D转换器、校正电路以及图像存储器，它们均未示出。积分放大器电路将从各像素40通过信号线46输出的电荷积分并且转换为电压信号(图像信号)并且将其输入到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其输入到校正电路。校正电路对图像数据执行偏移(offset)校正、增益校正以及线性校正，并且将校正后的图像数据存储在图像存储器中。同时，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(所谓的遮挡)的校正、根据FPD30的控制条件(驱动频率、读出时段等等)的图案噪声(例如，TFT开关的泄漏信号)的校正等等。

图4和图5示出了图1的放射线拍摄系统的成像单元。

第一吸收型光栅31具有基板31a和布置在基板31a上的多个X射线遮挡单元31b。类似地，第二吸收型光栅32具有基板32a和布置在基板32a上的多个X射线遮挡单元32b。基板31a、32a由诸如玻璃的X射线可穿过的透射构件构成。

X射线遮挡单元31b、32b由在与从X射线源11照射的X射线的光轴A正交的面内一个方向(在示出的示例中，与x和z方向正交的y方向)上延伸的线性构件构成。作为各X射线遮挡单元31b、32b的材料，具有优异的X射线吸收能力的材料是优选的。例如，诸如金、铂等的重金属是优选的。X射线遮挡单元31b、32b能够通过镀金属或者沉积方法来形成。

X射线遮挡单元31b以恒定节距p₁和在与所述一个方向正交的方向(x方向)上以预定间隔d₁布置在与X射线的光轴A正交的面内。类似地，X射线遮挡单元32b以恒定节距p₂和在与所述一个方向正交的方向(x方向)上以预定间隔d₂布置在与X射线的光轴A正交的平面上。由于第一和第二吸收型光栅31、32为入射的X射线提供了强度差而不是相位差，因此，它们也称为放大型光栅。同时，狭缝(间隔区域d₁或者d₂)可以不是空隙。例如，该空隙可以被填充有诸如高分子或者轻金属的X射线低吸收材料。

第一和第二吸收型光栅31、32适于几何地投射已经通过狭缝的X射线，而与Talbot干涉效应无关。具体地，间隔d₁、d₂被设置为比从X射线源11照射的X射线的峰值波长明显更大，从而照射的X射线中包括的大多数X射线都能够通过狭缝同时保持其线性，而没有在狭缝中发生衍射。例如，当旋转阳极18a由钨制成并且管电压为50kV时，X射线的峰值波长为大约

在该情况下，当间隔d₁、d₂被设置为大约1至10μm时，大多数X射线被几何地投射在狭缝中而没有发生衍射。

因为从X射线源11照射的X射线是以X射线焦点18b作为发射点的锥形光束而不是平行光束，所以已经通过第一吸收型光栅31并且被投射的投射图像(以下称为G1图像)被与离X射线焦点18b的距离成比例地放大。第二吸收型光栅32的光栅节距p2和间隔d2被确定为使狭缝与在第二吸收型光栅32的位置处的G1图像的明亮部分的周期性图案一致。即，当从X射线焦点18b到第一吸收型光栅31的距离为L₁并且从第一吸收型光栅31到第二吸收型光栅32的距离为L₂时，光栅节距p₂和间隔d₂被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，从第一吸收型光栅31到第二吸收型光栅32的距离L₂被由第一衍射光栅的光栅节距和X射线波长决定的Talbot干涉距离所约束。然而，在该示例性实施方式的X射线成像系统10的成像单元12中，由于第一吸收型光栅31将入射的X射线在没有进行衍射的情况下投射并且在第一吸收型光栅31的后部的所有位置处类似地获得第一吸收型光栅31的G1图像，因此，能够与Talbot干涉距离无关地设置距离L₂。

尽管成像单元12没有构成Talbot干涉仪，如上所述，但是使用第一吸收型光栅31的光栅节距p₁、第二吸收型光栅32的光栅节距p₂、X射线波长(峰值波长)λ以及正整数m通过下面的等式(3)来表示在第一吸收型光栅31折射了X射线的情况下所获得的Talbot干涉距离Z。

[等式3]

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

等式(3)表示当从X射线源11照射的X射线是锥形光束时的Talbot干涉距离，并且在Atsushi Momose等人(Japanese Journal of Applied Physics，Vol.47，No.10，2008，八月，第8077页)中进行了描述。

在X射线成像系统10中，距离L₂被设置为短于m＝1时的最小Talbot干涉距离Z以使成像单元12更小。即，距离L₂被设置为满足下面的等式(4)的范围内的值。

[等式4]

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

另外，当从X射线源11照射的X射线能够被视为基本平行光束时，通过下面的等式(5)来表示Talbot干涉距离Z并且距离L₂被设置为满足下面的等式(6)的范围内的值。

[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)

为了生成具有高对比度的周期图案图像，优选的是，X射线遮挡单元31b、32b完全遮挡(吸收)X射线。然而，即使使用了具有优异的X射线吸收能力的材料(金、铂等等)，很多的X射线仍然会穿透X射线遮挡单元而没有被吸收。因此，为了改进X射线的遮挡能力，优选的是，使X射线遮挡单元31b、32b的厚度h₁、h₂分别尽可能地厚。例如，当X射线管18的管电压为50kV时，优选的是，遮挡照射的X射线的90％或者以上。在该情况下，基于金(Au)，厚度h₁、h₂优选地为30μm或更大。

同时，当X射线遮挡单元31b、32b的厚度h₁、h₂过厚时，倾斜入射的X射线难以通过狭缝。由此发生了所谓的渐晕，这造成与X射线遮挡单元31b、32b的延伸方向(条带方向)正交的方向(x方向)的有效视场变窄。因此，从确保视场的观点来看，要限定厚度h₁、h₂的上限。为了确保FPD 30的检测表面上x方向上的有效视场的长度V，当从X射线焦点18b到FPD 30的检测表面的距离为L时，根据图5中所示的几何关系，厚度h₁、h₂需要被设置为满足下面的等式(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，假设通常医院中的典型诊断的情况，厚度h₁应该为100μm或者更小并且厚度h₂应该为120μm或者更小以便确保10cm的长度作为x方向上的有效视场的长度V。

在如上所述构造的成像单元12中，通过第二吸收型光栅32与第一吸收型光栅31的G1图像的重叠形成了强度调制图像并且由FPD 30捕获该强度调制图像。第二吸收型光栅32的位置处的G1图像的图案周期p₁’和第二吸收型光栅32的实质光栅节距p₂’(制造之后的实质节距)由于制造误差或者布置误差而略有不同。布置误差是指x方向上的第一和第二吸收型光栅31、32的实质节距由于其间的倾斜、旋转和间隔相对地改变而改变。

由于G1图像的图案周期p₁’和光栅节距p₂’之间的略微差异，图像对比度变为莫尔条纹。莫尔条纹的周期T由下面的等式(9)表示。

[等式9]

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

当想要利用FPD 30检测莫尔条纹时，x方向上的像素40的布置节距P应该至少满足以下等式(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)表示布置节距P不是莫尔周期T的整数倍。即使对于n≥2的情况，原则上也能够检测到莫尔条纹。等式(11)表示布置节距P被设置为小于莫尔周期T。

由于FPD 30的像素40的布置节距P被由设计所决定的(通常，大约100)并且难以对其进行改变，因此，当想要调整布置节距P和莫尔周期T的大小关系时，优选的是调整第一和第二吸收型光栅31、32的位置并且改变G1图像的图案周期p₁’和光栅节距p₂’中的至少一个，由此来改变莫尔周期T。

图6A、6B和6C示出了改变莫尔周期T的方法。

能够通过围绕光轴A相对地旋转第一和第二吸收型光栅31、32中的一个来改变莫尔周期T。例如，提供了相对旋转机构50，其使第二吸收型光栅32围绕光轴A相对于第一吸收型光栅31旋转。当通过相对旋转机构50将第二吸收型光栅32旋转了角度θ时，x方向上的实质光栅节距从“p₂”’变为“p₂’/cosθ”，从而改变了莫尔周期T(参考图6A)。

作为另一示例，能够通过围绕与光轴A正交的轴沿着y方向相对地倾斜第一和第二吸收型光栅31、32中的一个来改变莫尔周期T。例如，提供了一种相对倾斜机构51，其使第二吸收型光栅32围绕与光轴A正交的轴沿着y方向相对于第一吸收型光栅31倾斜。当第二吸收型光栅32被相对倾斜机构51倾斜了角度α时，x方向上的实质光栅节距从“p₂”’变为“p₂’×cosα”，从而改变了莫尔周期T(参考图6B)。

作为另一示例，能够通过沿着光轴A的方向相对地移动第一和第二吸收型光栅31、32中的一个来改变莫尔周期T。例如，提供了相对移动机构52，其使第二吸收型光栅32沿着光轴A的方向相对于第一吸收型光栅31移动以改变第一吸收型光栅31与第二吸收型光栅32之间的距离。当通过相对移动机构52使第二吸收型光栅32沿着光轴A移动了移动量δ时，在第二吸收型光栅32的位置处投射的第一吸收型光栅31的G1图像的图案周期从“p₁”’变为“p₁’×(L₁+L₂+δ)/(L₁+L₂)”，从而改变了莫尔周期T(参考图6C)。

在X射线成像系统10中，由于成像单元12不是Talbot干涉仪，并且能够自由地设置距离L2，因此能够适当地采用用于改变距离L2以因此改变莫尔周期T的机构，诸如相对移动机构52。用于改变莫尔周期T的第一和第二吸收型光栅31、32的改变机构(相对旋转机构50、相对倾斜机构51以及相对移动机构52)能够由诸如压电装置的致动器来构成。

当拍摄对象H布置在X射线源11与第一吸收型光栅31之间时，由FPD 30检测到的莫尔条纹被拍摄对象H调制。调制的量与由于拍摄对象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检测到的莫尔条纹来生成拍摄对象H的相衬图像。

在下文中，描述莫尔条纹的分析方法。

图7示出了对应于拍摄对象H的x方向上的相移分布Φ(x)而折射的一条X射线。同时，未示出散射去除格栅。

标号55表示当不存在拍摄对象H时直线前进的X射线的路径。沿着路径55行进的X射线通过第一和第二吸收型光栅31、32然后入射到FPD 30上。标号56表示通过拍摄对象H折射和偏离的X射线的路径。沿着路径56行进的X射线通过第一吸收型光栅31然后由第二吸收型光栅32遮挡。

当拍摄对象H的折射率分布由n(x，z)表示，并且X射线的行进方向由z表示时，拍摄对象H的相移分布Φ(x)由下面的等式(12)表示。

[等式12]

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

从第一吸收型光栅31投射到第二吸收型光栅32的位置的G1图像由于X射线在拍摄对象H处的折射而在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，移位量近似由下面的等式(13)表示。

[等式13]

这里，通过使用X射线的波长λ和拍摄对象H的相移分布Φ(x)的等式(14)来表示折射率

[等式14]

类似地，由于拍摄对象H处的X射线的折射导致G1图像的移位量Δx与拍摄对象H的相移分布Φ(x)有关。而且，移位量Δx与从FPD 30的每个像素40输出的信号的相位偏差量ψ(存在拍摄对象H时与不存在拍摄对象H时每个像素40的信号的相位偏差量)相关，如下面的等式(15)所表示的。

[等式15]

因此，在计算每个像素40的信号的相位偏差量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，通过对x的积分进行微分，能够生成拍摄对象H的相移分布Φ(x)，即拍摄对象H的相衬图像。在该示例性实施方式的X射线成像系统10中，通过使用下面描述的条纹扫描方法来计算相位偏差量ψ。

在条纹扫描方法中，在第一和第二吸收型光栅31、32中的一个在x方向上相对于另一个逐步平移的同时进行成像(即，在改变两个光栅的光栅周期的相位的同时进行成像)。在该示例性实施方式的X射线成像系统10中，通过扫描机构33来移动第二吸收型光栅32。然而，也可以移动第一吸收型光栅31。在第二吸收型光栅32移动时，莫尔条纹移动。当平移距离(x方向上的移动量)达到第二吸收型光栅32的光栅周期的一个周期(光栅节距p₂)时(即，当相位改变达到2π时)，莫尔条纹返回到它的原始位置。关于莫尔条纹的改变，当第二吸收型光栅32相对于光栅节距p₂移动1/n(n：整数)时，通过FPD 30捕获条纹图像并且从捕获的条纹图像获得各像素40的信号并且在计算处理单元22中进行计算，从而获得每个像素40的信号的相位偏差量ψ。

图8示出了以通过将光栅节距p₂分为M份而获得的扫描节距(p₂/M)(M：2或者更大的整数)移动的第二吸收型光栅32。

扫描机构33将第二吸收型光栅32顺序地平移到k＝0，1，2，...，M-1的M个扫描位置中的每一个。在图8中，第二吸收型光栅32的初始位置是不存在拍摄对象H时在第二吸收型光栅32的位置处的G1图像的暗部与X射线遮挡单元32b基本一致的位置(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的位置处，主要地，没有被拍摄对象H折射的X射线穿过第二吸收型光栅32。然后，当第二吸收型光栅32按照k＝0，1，2，...的顺序移动时，对于穿过第二吸收型光栅32的X射线，该X射线的没有被拍摄对象H折射的分量减少并且该X射线的被拍摄对象H折射的分量增加。特别地，在k＝M/2的位置处，主要地，只有被拍摄对象H折射的X射线才穿过第二吸收型光栅32。在超过k＝M/2的位置处，与上述相反，对于穿过第二吸收型光栅32的X射线，该X射线的被拍摄对象H折射的分量减少并且该X射线的没有被拍摄对象H折射的分量增加。

在k＝0，1，2，...，M-1中的每个位置处，当通过FPD 30进行成像时，对于各像素40获得M个信号值。以下，描述根据M个信号值计算每个像素40的信号的相位偏差量ψ的方法。当用Ik(x)表示第二吸收型光栅32的位置k处的每个像素40的信号值时，通过下面的等式(16)表示Ik(x)。

[等式16]

这里，x是像素40在x方向上的坐标，A0是入射的X射线的强度并且An是与像素40的信号值的对比度相对应的值(n是正整数)。而且，表示作为像素40的坐标x的函数的折射角

然后，当使用以下等式(17)时，通过下面的等式(18)表示折射角

[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[]表示偏差的角度的提取并且对应于每个像素40的信号的相位偏差量ψ。因此，根据从各像素40获得的M个信号值，基于等式(18)来计算每个像素40的信号的相位偏差量ψ，从而获取折射角

图9示出了根据条纹扫描变化的放射线图像检测器的一个像素的信号。

从各像素40获得的M个信号值关于第二吸收型光栅32的位置k以光栅节距p2的周期周期性地改变。图9的虚线表示不存在拍摄对象H时的信号值的变化而图9的实线表示存在拍摄对象H时的信号值的变化。两个波形的相位差对应于每个像素40的信号的相位偏差量ψ。

由于折射角

是对应于微分相位值的值，如利用等式(14)所示的，因此通过沿着x轴对折射角

进行积分来获得相移分布Φ(x)。在上面的描述中，没有考虑像素40在y方向上的y坐标。然而，通过对于每个y坐标执行相同的计算，能够获得x方向和y方向上的二维相移分布Φ(x，y)。

通过计算处理单元22执行上面的计算并且计算处理单元22将相衬图像存储在存储单元23中。

在操作者通过输入装置21输入成像指示后，各单元在控制装置20的控制下彼此配合地操作，从而自动地执行相衬图像的生成处理和条纹扫描并且最终在监视器24上显示拍摄对象H的相衬图像。

在下面，描述通过X射线源控制单元17执行的控制。图10示出了X射线管驱动电源单元16和X射线管18的连接电路图。如图10中所示，X射线管驱动电源单元16包括具有市用频率的交流电源71和第一整流电路74，其中该第一整流电路74包括整流器72和平滑电容器73并且将交流输出转换为直流输出。而且，X射线管驱动电源单元16具有：高频逆变器75，该高频逆变器75切换从第一整流电路输出的直流电流，并且将其转换为具有给定高频的交流输出；高频高压变压器76，其升压高频交流输出的电压；以及第二整流电路77，其将升压的交流输出转换为直流输出并且输出。

从第二整流电路77输出的高压通过高压线缆78输入到X射线管18。

在以上构造中，积聚在高压线缆78、X射线管18等中的浮置静电电容(平滑静电电容，Ca、Cc)存在于直流高压侧处。当平滑静电电容Ca、Cc的电荷剩余时，在管电压波形中容易生成波尾。

图11示出施加到X射线源11的管电压的波形和通过扫描机构33的光栅的移动量的关系。

当给定管电压和管电流被提供给X射线源11时，电荷积聚在从X射线管驱动电源单元16连接到X射线管18的高压线缆、X射线管18、导通时的内部电阻等中。由于积聚的电荷，当在施加脉冲形状的管电压中电压下降时，管电压瞬时变为非零并且指数地减少，如图11中所示，即生成了所谓的波尾WT。

当在管电压波形中生成波尾WT时，在波尾WT的时间段中，X射线源11持续地输出X射线而没有停止X射线的输出。

同时，如上所述，当扫描机构33在x方向上使第一和第二吸收型光栅31、32中的一个相对于另一个逐步地平移时，FPD 30在各移动目的地的位置处执行成像。这时，在移动开始时，通过扫描机构33实现的第一和第二吸收型光栅31、32的移动速度过度地响应，从而移动速度不是恒定速度。

因此，如果FPD 30在移动速度过度响应的上升时间检测到由于波尾的X射线时，正在移动的第一和第二吸收型光栅31、32之间的距离差导致的莫尔的改变更显著地叠加在由于相位差/折射率差导致的主要莫尔上。从而，当生成相衬图像时，在捕获的条纹图像的计算处理中引起计算误差。结果，对比度或者分辨率显著地降低，并且引起了如下的伪像，即，其中，莫尔不能够被去除或者生成不规则的不均匀性，从而仅获得了其诊断能力很低的相衬图像。

然而，如上所述，根据管电压变化的时间常数，在施加脉冲形状的管电压时，电压缓慢地或者急剧地下降。能够通过等式(19)表示时间常数τ。

τ＝V/I×C...(19)

(V：管电压，I：管电流，C：高压线缆、X射线管18、导通时的内部电阻等等中的浮置静电电容)。

根据等式(19)，当管电流I增加时，时间常数τ减小，从而能够缩短管电压波形的波尾。即，在时间常数的三倍或者更大到十倍或者更小，优选地五倍或者更大到八倍或者更小的时间过去之后，管电压波形能够处于稳定状态，从而能够有效地遮断X射线(例如，对于三倍的情况，波尾减少到5％或更小，并且对于四倍的情况，波尾减少到1.8％或更小，对于五倍的情况，波尾减少到0.67％或更小，对于七倍的情况，波尾减少到0.1％或更小，对于八倍的情况，波尾减少到0.03％或更小，并且对于十倍的情况，波尾减少到0.0045％或更小)。

因此，根据该示例性实施方式的X射线成像系统，为了去除管电压波形的波尾WT的影响，X射线源控制单元17增加管电流以使时间常数更小，从而缩短管电压的衰减时段。例如，当管电流以十倍增加时，管电压的下降的时间常数减小到大约1/10。另一方面，当管电流增加时，将生成的X射线的强度也增加。因此，为了使FPD 30的曝光量恒定，X射线源控制单元17根据管电流的增加量而执行缩短管电压波形的脉冲宽度的控制。

即，如图11中所示，在增加管电流时的管电压被施加比通常施加管电流更短的时间段。即，在通常施加管电流时，当从管电压增加的定时t₀到管电压开始减小的定时t₂的时间段T′_on被设置为规定的脉冲宽度时，X射线源控制单元17改变时间段，从而当管电流增加时形成的脉冲宽度变为比规定脉冲宽度短的时间段T_on。

当管电流增加时，管电压的时间常数τ小并且响应速度快，从而脉冲的上升和下降都是急剧的。结果，获得基本上没有波尾的矩形脉冲。

在矩形脉冲的时间段T_on之后，在通过设置改变之后的管电流I、管电压V和浮置静电电容C计算的时间常数τ的三倍或更大到十倍或更小，优选地五倍或更大到八倍或更小的时间过去之后，扫描机构33将第一和第二吸收型光栅31、32中的至少一个相对于另一个移位。因此，仅在X射线的非照射时间段期间进行第一和第二吸收型光栅31、32的相对移位，并且因此没有在移位的移动速度过度响应并且因此莫尔是高度混乱的定时执行通过FPD 30的成像。结果，能够精确并且稳定地检测主要莫尔条纹。从而，在没有波尾对捕获的图像的莫尔条纹的影响的情况下通过计算处理获得的相衬图像具有因为高对比度和分辨率适合于诊断的质量。

根据本示例性实施方式的X射线成像系统10，与通常管电流施加时相比，管电流增加时的矩形脉冲的断开时间段T_off变得较长。因此，能够进一步缩短脉冲施加时段。而且，在管电压下降之后的时间段T_off期间，来自X射线源11的输出被可靠地停止，从而能够获得没有波尾WT的影响的有利的捕获图像。然后，在通过相对移动第一和第二吸收型光栅31、32的方式FPD 30完成成像时，能够立即启动到下一移动目的地的相对移动。因此，能够在短时间内完成多个成像，从而能够将由于患者的移动引起的晃动问题抑制到最小。

而且，根据X射线成像系统10，大部分X射线在第一吸收型光栅31处没有衍射并且几何投射到第二吸收型光栅32。因此，照射的X射线不必具有高的空间相干性并且因此能够使用在医疗领域中使用的通常的X射线源作为X射线源11。同时，由于能够任意地设置从第一吸收型光栅31到第二吸收型光栅32的距离L₂以及将距离L₂设置为小于Talbot干涉仪的最小Talbot干涉距离，因此，能够使成像单元12最小化。此外，在本示例性实施方式的X射线成像系统中，由于照射的X射线基本上整个波长分量用于从第一吸收型光栅31的投射图像(G1图像)并且因此改进了莫尔条纹的对比度，因此能够改进相衬图像的检测灵敏度。

而且，在X射线成像系统10中，通过对于第一光栅的投射图像执行条纹扫描来计算折射角

因此，已经描述了第一和第二光栅都是吸收型光栅。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，本发明也是有用的。因此，第一光栅不限于吸收型光栅，并且可以是相位类型光栅。而且，通过第一光栅和第二光栅的X射线图像的叠加形成的莫尔条纹的分析方法不限于上述条纹扫描方法。例如，也可以应用使用莫尔条纹的各种方法，例如“J.Opt.Soc.Am.Vol.72，No.1(1982)p.156”中已知的使用傅立叶变换/傅立叶逆变换的方法。

而且，已经描述了X射线成像系统10存储或者显示基于相移分布Φ的图像作为相衬图像。然而，如上所述，通过积分从折射角获得的相移分布Φ的微分获得相移分布Φ，并且折射角

和相移分布Φ的微分也与由于拍摄对象的X射线的相位变化有关。因此，基于折射角

的图像和基于相移分布Φ的微分的图像也包括在相衬图像中。

另外，可以从通过在没有拍摄对象的状态执行成像(预成像)获取的图像组来准备相位微分图像(相移分布Φ的微分量)。相位微分图像反映了检测系统的相位不均匀性(即，相位微分图像包括由于莫尔导致的相位偏差、格栅不均匀性、辐射剂量检测器的折射等等)。而且通过从通过在存在拍摄对象的状态执行成像(主成像)获取的图像组来准备相位微分图像并且从在主成像中获取的相位微分图像减去在预成像中获取的相位微分图像，能够获取其中测量系统的相位不均匀性得到校正的相位微分图像。

在下文中，描述放射线拍摄系统的另一示例。图12示出根据修改实施方式1的放射线拍摄系统的控制框图。在该修改实施方式中，使用三极X射线管18A作为X射线源11的射线源。矩形脉冲的管电压和管电流被从X射线管驱动电源单元16施加到三极X射线管18A，并且X射线源控制单元17通过格栅电压控制单元27控制三极X射线管18A的格栅电压，从而增加在脉冲下降之后的管电流。其它的构造与图2中所示的相同。

图13示出X射线管驱动电源单元16和三极X射线管18A的连接电路图。在下文中，用相同的附图标记表示与图10中相同的组成元件，并且省略或者简化其描述。

X射线管驱动电源单元16将高压驱动电力通过高压线缆78施加到三极X射线管18A。三极X射线管18A具有阳极111、丝极112以及具有格栅113的阴极。阴极与阳极111的靶面相对并且丝极112发射将与阳极111碰撞的电子。格栅113被设置为围绕从丝极112朝向阳极111的电子的轨迹。丝极112和格栅113被施加有相对负电压和电流，从而丝极112朝着阳极111发射电子(热电子)。而且，丝极112和阳极111之间的格栅113的电势被设置为高于阳极111的电势，并且从丝极112发射的电子被格栅113收集，从而电子和阳极111的碰撞被阻挡，并且因此，能够快速地停止X射线的照射。

格栅113与开关115连接，从而能够选择性地执行与丝极112的连接或者与偏置电源114的连接以施加遮断电压。基于来自X射线源控制单元17的指示切换开关115。

根据以上构造，通过当在丝极112和阳极111之间施加管电压时的丝极电流，控制从丝极112流向阳极111的靶面的管电流的值。而且，通过将偏置电压施加到格栅113，能够阻挡从丝极112发射的电子并且因此减少管电流。

即，通过切换开关115，能够任意地选择通常的X射线输出状态和其中电子被阻挡以瞬时使管电流为零并且因此停止X射线的输出的状态。当施加偏置电压以停止X射线输出时，能够防止生成管电压变化的波尾，这是因为即使当高压电路的静电电容Ca、Cc高时也能够高速地遮断X射线。

因此，能够快速地衰减X射线源11的有效输出并且因此瞬时地停止照射到FPD30的X射线。在X射线被有效地遮断之后的管电压变化的时间常数τ的三倍或更大到十倍或更小的定时启动在X射线的输出停止之后继续执行的第一和第二吸收型光栅31、32的相对移位，从而能够仅在X射线的非照射时间段中执行相对移位。结果，FPD 30在移位的移动速度过度响应并且因此莫尔是高度混乱的定时不执行成像。因此，能够精确并且稳定地检测主要莫尔条纹。同时，在该情况下，作为时间常数τ，使用格栅电势控制时的时间常数。

在下文中，描述放射线拍摄系统的另一实施方式。

图14示出根据修改实施方式2的X射线管驱动电源单元16和X射线管18的连接电路图。在该修改实施方式中，提供放电电路28A，其释放由来自X射线管驱动电源单元16的高电压引起的并且积聚为平滑静电电容Ca、Cc的电荷。

放电电路28A具有利用一对高压线缆78、78与X射线管18并联连接的四极管121、122和使得四极管121、122能够导通给定时间段的偏置控制电路123、124。四极管121、122分别设置在X射线管18的阳极111和地126之间以及作为阴极的丝极112和地126之间。

偏置控制电路123、124分别连接到X射线源控制电路17并且基于在给定定时从X射线源控制单元17接收的指示通过四极管121、122释放积聚在平滑静电电容Ca、Cc中的电荷。

当高电压的管电压被从X射线管驱动电源单元16施加到X射线管18给定时间段时，平滑静电电容Ca、Cc的电荷积聚在高压缆线78、X射线管18等中。

当存在平滑静电电容Ca、Cc的电荷时，管电压波形伴随有波尾。因此，在该修改实施方式中，为了释放平滑静电电容Ca、Cc的积聚的电荷，X射线源控制单元17首先在给定定时将指示输出给放电电路28A。已经接收到该指示的放电电路28A通过偏置控制电路123、124控制四极管121、122的格栅电压并且因此使得四极管121、122能够导通，从而将平滑静电电容Ca、Cc的电荷释放到地126。

从而，能够快速地衰减X射线源11的有效输出，从而瞬时地停止照射到FPD 30的X射线。

而且，X射线源控制单元17基于通过高压缆线78的静电电容、四极管121、122的静电电容以及导通时的内部电阻确定的时间常数确定使四极管121、122导通的定时。即，X射线源控制单元17开始通过偏置控制电路123、124控制格栅电压的定时以及扫描机构33输出用于将第一和第二吸收型光栅31、32中的至少一个相对于另一个移位的信号的定时被设置为基本相同。

换言之，考虑直到第一和第二吸收型光栅31、32实质上开始移动才出现的响应延迟，格栅电压的控制开始定时被设置为比输出用于相对移位的信号的定时早给定时间段。具体地，在X射线被有效地遮断之后的管电压变化的时间常数τ的三倍或更大到十倍或更小的定时启动在X射线的输出停止之后继续执行的第一和第二吸收型光栅31、32的相对移位。从而，能够确保在X射线的非照射时间段期间执行第一和第二吸收型光栅31、32的相对移位。

由于例如四极管121、122的内部电阻在导通时为大约103Ω，并且X射线管本身的表观电阻R被表示为R＝V/I，如上所述，因此，即使与X射线管本身的表观电阻，即大约106Ω相比，也能够显著地减小时间常数。因此，能够通过放电电路28A显著地减少波尾。

而且，在该修改实施方式中，仅在X射线的有效非照射时间段中进行第一和第二吸收型光栅31、32的相对移位，并且在移位的移动速度过度响应并且因此莫尔高度混乱的定时不执行通过FPD 30的成像。结果，能够精确并且稳定地检测主要莫尔条纹。

在下文中，描述放射线拍摄系统的另一实施方式。

图15示出根据修改实施方式3的X射线管驱动电源单元16和X射线管18的连接电路图。在该修改实施方式中，提供放电电路28B，其释放由来自X射线管驱动电源单元16的高电压引起的并且积聚为平滑静电电容Ca、Cc的电荷。

放电电路28B具有利用一对高压线缆78、78与X射线管18并联连接的高压半导体开关131、132。放电电路28B在给定定时从X射线源控制单元17接收到指示并且通过高压半导体开关131、132释放积聚在平滑静电电容Ca、Cc中的电荷。

高压半导体开关131、132分别设置在X射线管18的阳极111和地134之间以及在作为阴极的丝极112和地134之间。高压半导体开关131、132分别连接到电阻器135、136并且电阻器135、136将电荷的能量转换为热能。

在该修改实施方式中，为了释放平滑静电电容Ca、Cc的积聚的电荷，X射线源控制单元17首先在给定定时将指示输出给放电电路28B。已经接收到该指示的放电电路28B控制高压半导体开关131、132并且因此使得高压半导体开关能够导通，从而将平滑静电电容Ca、Cc的电荷释放到地134。

从而，能够快速地衰减X射线源11的有效输出，从而瞬时地停止照射到FPD 30的X射线。结果，能够精确并且稳定地检测主要莫尔条纹。

而且，X射线源控制单元17基于通过高压半导体开关的静电电容和放电电阻确定的管电压变化的时间常数确定使高压半导体开关131、132导通的定时。即，X射线源控制单元17开始控制格栅电压的定时以及扫描机构33输出用于将第一和第二吸收型光栅31、32中的至少一个相对于另一个移位的信号的定时被设置为基本相同。

换言之，考虑直到第一和第二吸收型光栅31、32实质上开始移动才出现的响应延迟，高压半导体开关131、132被使得导通的定时被设置为比输出用于相对移位的信号的定时早给定时间段。具体地，在X射线被有效地遮断之后的管电压变化的时间常数τ的三倍或更大到十倍或更小的定时启动在X射线的输出停止之后继续执行的第一和第二吸收型光栅31、32的相对移位。从而，能够确保在X射线的非照射时间段期间执行第一和第二吸收型光栅31、32的相对移位。

同时，在各实施方式中，在从X射线的矩形脉冲的下降定时开始过去了时间常数τ的三倍或更大到十倍或更小的时间之后设置扫描机构33输出用于将第一和第二吸收型光栅31、32中的至少一个相对于另一个移位的信号的定时。然而，当时间常数足够小时，可以使得扫描机构33与被照射到第一吸收型光栅31的X射线的有效遮断同时地或者刚好在X射线被有效地遮断之后执行相对移位操作。

根据实施方式和修改实施方式的X射线源11的构造能够应用于另一类型的放射线拍摄系统。

图16示出用于例示本发明的示例性实施方式的放射线拍摄系统的另一示例。

图16中的乳房X光摄影设备80是捕获是拍摄对象的乳房B的X射线图像(相衬图像)的设备。乳房X光摄影设备80包括：X射线源容纳单元82，其安装到可旋转地连接到基础平台(未示出)的臂构件81的一端；成像平台83，其安装到臂构件81的另一端；以及压迫板84，其被构造为相对于成像平台83垂直地移动。

X射线源11容纳在X射线源容纳单元82中并且成像单元12容纳在成像平台83中。X射线源11和成像单元12布置为彼此面对。压迫板84通过移动机构(未示出)移动并且在压迫板和成像平台83之间压迫乳房B。在该压迫状态，执行X射线成像。

而且，X射线源11和成像单元12的构造与X射线成像系统10的相同。因此，用与X射线成像系统10相同的附图标记表示各构成元件。由于其它的构造和操作与上述相同，因此也省略其描述。

图17示出了图16的放射线拍摄系统的修改实施方式。

图17中所示的乳房X光拍摄设备90与乳房X光拍摄设备80的不同之处在于在X射线源11和压迫板84之间提供第一吸收型光栅31。第一吸收型光栅31容纳在连接到臂构件81的光栅容纳单元91中。成像单元92由FPD 30、第二吸收型光栅32和扫描机构33构成。

如此，即使当待诊断目标(乳房)B位于第一吸收型光栅31和第二吸收型光栅32之间时，形成在第二吸收型光栅32的位置处的第一吸收型光栅31的投射图像(G1图像)也由于待诊断目标B而变形。因此，同样在该情况下，能够通过FPD 30检测由于待诊断目标B而被调制的莫尔条纹。即，利用乳房X光拍摄设备90同样能够通过上述原理获得待诊断目标B的相衬图像。

在乳房X光拍摄设备90中，由于其辐射剂量已经实质上由于第一吸收型光栅31的遮挡而减半的X射线照射到待诊断目标B，因此，与以上乳房X光拍摄设备80相比，能够将待诊断目标B的辐射曝光量减少大约一半。同时，与乳房X光拍摄设备90类似地，其中待诊断目标布置在第一吸收型光栅31和第二吸收型光栅32之间的构造能够应用于以上X射线成像系统10。

图18示出用于例示本发明的示例性实施方式的放射线拍摄系统的另一示例。

放射线拍摄系统100与放射线拍摄系统10的不同之处在于多狭缝103被提供给X射线源101的准直器单元102。由于其它的构造与以上X射线成像系统10相同，因此省略其描述。

在以上X射线成像系统10中，当从X射线源11到FPD 30的距离被设置为与在通常医院的成像室中设置的距离(1至2m)相同，X射线焦点18b的焦点大小(通常，大约为0.1mm至1mm)可能影响G1图像的模糊，使得相衬图像的质量可能劣化。因此，可以考虑，刚好在X射线焦点18b之后设置针孔以有效地减小焦点大小。然而，当针孔的开口面积减小以减小有效焦点大小时，X射线强度降低。在本示例性实施方式的X射线成像系统100中，为了解决该问题，刚好在X射线焦点18b之后布置多狭缝103。

多狭缝103是具有与提供给成像单元12的第一和第二吸收型光栅31、32相同构造的吸收型光栅(即，第三吸收型光栅)并且具有在一个方向(在本示例性实施方式中，y方向)上延伸的多个X射线遮挡单元，这些X射线遮挡单元周期性地布置在与第一和第二吸收型光栅31、32的X射线遮挡单元31b、32b相同的方向(在本示例性实施方式中，x方向)上。多狭缝103用于部分地遮挡从X射线源11发射的辐射，从而在x方向上减小有效焦点大小，并且在x方向上形成多个点光源(分散光源)。

需要设置多狭缝103的光栅节距p₃，从而满足以下等式(20)，其中从多狭缝103至第一吸收型光栅31的距离为L₃。

[等式20]

p_{3} = \frac{L_{3}}{L_{2}} p_{2} . . . (20)

等式(20)是几何条件，从而从通过多狭缝103分散地形成的各点光源发射的X射线通过第一吸收型光栅31形成的投射图像(G1图像)在第二吸收型光栅32的位置处一致(重叠)。

而且，由于多狭缝103的位置实质上是X射线焦点位置，因此第二吸收型光栅32的光栅节距p₂和间隔d₂被确定为满足以下等式(21)和(22)。

[等式21]

p_{2} = \frac{L_{3} + L_{2}}{L_{3}} p_{1} . . . (21)

[等式22]

d_{2} = \frac{L_{3} + L_{2}}{L_{3}} d_{1} . . . (22)

如此，在本示例性实施方式的X射线成像系统100中，基于通过多狭缝103形成的多个点光源的G1图像重叠，从而能够在不降低X射线强度的情况下改进相衬图像的质量。以上多狭缝103能够应用于X射线成像系统中的任何一个。

图19示出了用于例示本发明的示例性实施方式的放射线拍摄系统的另一示例。

根据各X射线成像系统，能够获取不能够容易地表现的X射线弱吸收目标的高对比度图像(相衬图像)。此外，参考对应于相衬图像的吸收图像对于图像阅读来说是有帮助的。例如，有效的是，通过诸如权重、灰阶、频率处理等等的适当的处理来使吸收图像和相衬图像叠加并且因此通过形成相衬图像补充不能够通过吸收图像表现的部分。然而，当吸收图像与相衬图像分离地捕获时，相衬图像的捕获和吸收图像的捕获之间的捕获位置偏差，从而难以实现有利的叠加。而且，随着成像数目的增加，待诊断目标的负担增加。另外，近年来，除了相衬图像和吸收图像之外，小角度散射图像也受到关注。小角度散射图像能够表现由于拍摄对象组织中的精细结构引起的组织特征和状态。例如，在癌症和循环疾病的领域中，小角度散射图像被视为新图像诊断的代表方法。

因此，该示例性实施方式的X射线成像系统使用了计算处理单元190，该计算处理单元190使得能够从为相衬图像获取的多个图像生成吸收图像和小角度散射图像。由于其它的构造与上述X射线成像系统10相同，因此，省略其描述。计算处理单元190具有相衬图像生成单元191、吸收图像生成单元192以及小角度散射生成单元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执行计算处理。在它们当中，相衬图像生成单元191根据以上处理生成相衬图像。

吸收图像生成单元192关于k对为每个像素获得的图像数据I_k(x，y)求平均，如图20中所示，并且因此计算平均值并且对图像数据进行成像，从而生成吸收图像。而且可以简单地通过关于k对图像数据I_k(x，y)求平均来进行平均值的计算。然而，当M很小时，误差增加。因此，在用正弦波拟合图像数据I_k(x，y)时，可以计算拟合的正弦波的平均值。另外，当生成吸收图像时，本发明不限于平均值的使用。例如，可以使用通过对于k将图像数据I_k(x，y)相加获得的相加值，只要其对应于平均值。

同时，可以从通过在没有拍摄对象的状态执行成像(预成像)获取的图像组准备吸收图像。吸收图像反映了检测系统的透射率不均匀性(即，吸收图像包括诸如格栅的透射率不均匀性、辐射剂量检测器的吸收影响等等的信息)。因此，根据图像，能够准备用于校正检测系统的透射率不均匀性的校正系数映射。而且，通过从通过在存在拍摄对象的状态执行成像(主成像)获取的图像组来准备吸收图像并且将各像素乘以校正系数，能够获取其中检测系统的透射率不均匀性得到校正的拍摄对象的吸收图像。

小角度散射图像生成单元193计算为每个像素获得的图像数据I_k(x，y)的幅度值，并且因此对图像数据进行成像，从而生成小角度散射图像。同时，可以通过计算图像数据I_k(x，y)的最大和最小值之间的差来计算幅度值。然而，当M很小时，误差增加。因此，在利用正弦波拟合图像数据I_k(x，y)之后，可以计算拟合的正弦波的幅度值。另外，当生成小角度散射图像时，本发明不限于幅度值的使用。例如，可以使用方差值、标准偏差等作为与围绕平均值的不均匀性对应的量。

同时，可以从通过在没有拍摄对象的状态执行成像(预成像)获取的图像组准备小角度散射图像。小角度散射图像反映了检测系统的幅度值不均匀性(即，小角度散射图像包括诸如格栅的节距不均匀性、开口率不均匀性、由于格栅之间的相对位置偏差导致的不均匀性等等的信息)。因此，根据该图像，能够准备用于校正检测系统的幅度值不均匀性的校正系数映射。而且，通过从通过在存在拍摄对象的状态执行成像(主成像)获取的图像组来准备小角度散射图像并且将各像素乘以校正系数，能够获取其中检测系统的幅度值不均匀性得到校正的拍摄对象的小角度散射图像。

根据本示例性实施方式的X射线成像系统，从为拍摄对象的相衬图像获取的多个图像生成吸收图像或者小角度散射图像。因此，相衬图像的捕获和吸收图像的捕获之间的捕获位置没有偏差，从而能够有利地使相衬图像和吸收图像或者小角度散射图像叠加。而且，与其中分离地执行成像以获取吸收图像和小角度散射图像的构造相比，能够减小拍摄对象的负担。

如上所述，本说明书公开了一种用于获得放射线相衬图像的放射线拍摄设备，该放射线拍摄设备包括：

第一光栅，来自所述辐射源的辐射照射到所述第一光栅；

其中，从所述辐射管照射的辐射是这样辐射，即，所述辐射被控制为使得在停止通过所述驱动电源单元将电力馈送给所述辐射管之后的剩余输出基本上变为零，并且

而且，根据在本说明书中公开的放射线拍摄设备，所述扫描单元被控制为在根据所述辐射管的管电压变化的时间常数的定时启动所述放射线图像和所述第二光栅的相对移位。

而且，根据在本说明书中公开的放射线拍摄设备，所述放射线图像和所述第二光栅的相对移位被启动的所述定时是所述时间常数的三倍或更大到十倍或更小。

而且，根据在本说明书中公开的放射线拍摄设备，所述扫描单元被控制为与辐射的遮断同时或者刚好在遮断之后进行所述放射线图像和所述第二光栅的相对移位。

而且，根据在本说明书中公开的放射线拍摄设备，所述辐射源控制单元控制所述驱动电源单元，从而施加到所述辐射管的管电流增加以控制辐射。

而且，根据在本说明书中公开的放射线拍摄设备，所述辐射管是三极辐射管，并且所述辐射源控制单元控制所述三极辐射管的格栅电压以遮蔽从所述三极辐射管的阴极生成的电子，从而控制辐射。

而且，根据在本说明书中公开的放射线拍摄设备，积聚在所述辐射管和连接所述辐射管与所述驱动电源单元的高压线缆中的电荷被释放以控制辐射。

而且，根据在本说明书中公开的放射线拍摄设备，通过布置在所述辐射源控制单元和所述辐射管之间的放电电路释放所述电荷。

而且，根据在本说明书中公开的放射线拍摄设备，所述放电电路包括四极管，并且基于来自所述辐射源控制单元的指示通过所述四极管的开关操作释放所述电荷。

而且，根据在本说明书中公开的放射线拍摄设备，所述放电电路包括半导体开关，并且基于来自所述辐射源控制单元的指示通过所述半导体开关的开关操作释放所述电荷。

而且，在本说明书中公开的放射线拍摄设备进一步包括第三光栅，辐射区域选择性地通过所述第三光栅以将辐射照射到所述第一光栅。

而且，本说明书公开了一种放射线拍摄系统，其包括：所述放射线拍摄设备中的一个；以及计算处理单元，所述计算处理单元基于由所述放射线拍摄设备的所述放射线图像检测器检测到的图像计算入射到所述放射线图像检测器上的辐射的折射角分布并且基于所述折射角分布生成拍摄对象的相衬图像。

本申请要求2010年12月7日提交的日本专利申请No.2010-273069的优先权，其全部内容通过引用并入这里，如在此详细描述的那样；其整体通过引用并入这里。

Claims

1.一种用于获取放射线相衬图像的放射线拍摄设备，所述放射线拍摄设备包括：

第一光栅，来自所述辐射源的辐射照射到所述第一光栅；

其中，从所述辐射管照射的辐射是这样的辐射，即，所述辐射被控制为在停止通过所述驱动电源单元将电力馈送给所述辐射管之后的剩余输出基本上变为零，并且

2.根据权利要求1所述的放射线拍摄设备，其中，所述扫描单元被控制为，在根据所述辐射管的管电压变化的时间常数的定时启动所述放射线图像和所述第二光栅的相对移位。

3.根据权利要求2所述的放射线拍摄设备，其中，所述放射线图像和所述第二光栅的相对移位被启动的所述定时是所述时间常数的三倍或更大到十倍或更小。

4.根据权利要求1所述的放射线拍摄设备，其中，所述扫描单元被控制为，与辐射的遮断同时或者刚好在遮断之后进行所述放射线图像和所述第二光栅的相对移位。

5.根据权利要求1所述的放射线拍摄设备，其中，所述辐射源控制单元控制所述驱动电源单元，以使得施加到所述辐射管的管电流增加以控制辐射。

6.根据权利要求1所述的放射线拍摄设备，其中，所述辐射管是三极辐射管，并且

其中，所述辐射源控制单元控制所述三极辐射管的格栅电压以遮蔽从所述三极辐射管的阴极生成的电子，从而控制辐射。

7.根据权利要求1所述的放射线拍摄设备，其中，积聚在所述辐射管和连接所述辐射管与所述驱动电源单元的高压线缆中的电荷被释放以控制辐射。

8.根据权利要求7所述的放射线拍摄设备，其中，通过布置在所述辐射源控制单元和所述辐射管之间的放电电路释放所述电荷。

9.根据权利要求8所述的放射线拍摄设备，其中，所述放电电路包括四极管，并且

其中，基于来自所述辐射源控制单元的指示通过所述四极管的开关操作释放所述电荷。

10.根据权利要求8所述的放射线拍摄设备，其中，所述放电电路包括半导体开关，并且

其中，基于来自所述辐射源控制单元的指示通过所述半导体开关的开关操作释放所述电荷。

11.根据权利要求1所述的放射线拍摄设备，该放射线拍摄设备进一步包括第三光栅，所述辐射以区域选择性的方式通过所述第三光栅以将辐射照射到所述第一光栅。

12.一种放射线拍摄系统，所述放射线拍摄系统包括：

根据权利要求1所述的放射线拍摄设备，以及

计算处理单元，所述计算处理单元基于由所述放射线拍摄设备的所述放射线图像检测器检测到的图像计算入射到所述放射线图像检测器上的辐射的折射角分布并且基于所述折射角分布生成拍摄对象的相衬图像。