CN102525513A - 放射线图像摄像装置和放射线图像获得方法 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及放射线图像摄像装置和放射线图像获得方法。放射线图像摄像装置包括：第一格栅，其包括按照间隔布置的格栅结构，并使从放射线源发射的放射线通过而形成第一周期性图案图像；第二格栅，其设置有按照间隔布置的格栅结构，并通过接收第一周期性图案图像形成第二周期性图案图像；放射线图像检测器，其检测由第二格栅形成的第二周期性图案图像；以及检测器定位机构，其调整放射线图像检测器在检测器的检测面的面内方向的位置，使得透过第一格栅和第二格栅的放射线落入放射线图像检测器内。
Description
技术领域
本发明涉及使用格栅的放射线图像获得方法和放射线图像摄像装置。
背景技术
因为在X射线穿过物质时X射线根据构成该物质的元素的原子序数以及该物质的密度和厚度而衰减，所以X射线用作透视被摄体内部的探测器。X射线成像广泛使用在医疗诊断、无损检查等的领域中。
在一般的X射线成像系统中，通过将被摄体放置在发射X射线的X射线源和检测X射线图像的X射线图像检测器之间，来摄像被摄体的透射图像。在该情况下，从X射线源朝向X射线图像检测器发射的各X射线在被衰减(吸收)与构成位于从X射线源到X射线图像检测器的透射路径中的被摄体的物质的性质(原子数量、密度、厚度)中的差别相对应的量后，入射在X射线图像检测器上。结果，由X射线图像检测器检测被摄体的X射线透射图像并产生放射线图像。关于X射线图像检测器，除了X射线强化屏幕与胶片以及光激励荧光体的组合以外，还广泛使用利用半导体电路的平板检测器。
但是，与由具有高原子序数的元素构成的物质相比，对于由具有小原子序数的元素构成的物质，X射线吸收能力低。同样，在软的生物组织和软的材料中，X射线吸收能力的差别小，作为X射线透射图像由此产生对比度不足的问题。例如，构成人体关节的关节软骨和滑液主要由水构成，并且它们之间的X射线吸收量的差别小，由此导致图像对比度低。
近来，已经研究了基于由被摄体的折射率不同所产生的X射线相移而非由被摄体的吸收系数不同所产生的X射线强度变化，来获得相位对比度图像的X射线相位对比度(phase contrast)成像。甚至对于具有低X射线吸收能力的弱吸收被摄体，使用X-射线波阵面的相位差的X射线相位对比度成像可以获得高对比度图像。
X射线相位对比度成像是一种新的成像方法，其利用X射线相位/折射信息，并能够对由于吸收差小几乎不产生图像对比度而通过基于X射线吸收的常规成像方法难以成像的软组织进行成像。
迄今，这样的软组织部分可以由MRI成像，但是MRI成像具有的问题：成像时间长达几十分钟，大约1mm的低图像分辨率和使得难以在诸如健康检查的定期身体检查时执行MRI成像的低成本效益。
通过由大规模放射线设备(如Spring-8，日本Hyogo)等生成的具有已经很好地校直(well-aligned)的相位的单频X射线，也可以进行X射线相位对比度成像，但是这种放射线设备太大而不能在普通医院中使用。
此外，X射线相位对比度成像可以对在上述X射线吸收对比度图像中难以观察的软骨和软组织部分进行成像。因而，利用X射线相位对比度成像可以快速且容易地诊断范围广的各种疾病，其包括关节疾病以及诸如乳癌等的肿瘤的其他异常，关节病诸如是膝骨关节病、风湿性关节炎、运动障碍、半月板损伤、肌腱损伤和韧带损伤。同样，X射线相位对比度成像是在老龄化社会中可以有助于早诊断、早治疗并降低医疗支出的方法。
例如，作为上述X射线相位对比度成像方法，提出一种X射线相位对比度图像摄像系统，其中第一格栅和第二格栅按照给定距离平行地布置以通过Talbot(塔尔博特)干涉效应在第二格栅的位置处形成第一格栅的自身图像，并且从通过由第二格栅对该自身图像进行强度调制而生成的多个图像获得X射线相位对比度图像。
这里，对于软组织，由于通过与被摄体相互作用而可以发生的X射线的相移导致的X射线的折射角度最高为几个微弧度。必须测量由折射引起的X射线的位置偏移量(这通常仅是几个微米)，以获得足以识别这样组织的图像对比度。但是，放射线图像检测器的像素间距通常是数十到数百个微米，这使得难以直接测量位置偏移。结果，上述X射线相位对比度图像摄像系统配置为每当两个格栅中的一个格栅相对于另一格栅在它们的排列方向上移动以测量由两个格栅生成的叠栅条纹中的变化时，执行图像摄像操作。即，使用所谓条纹扫描方法来分析在叠栅条纹中的相移量以测量上述很小的折射角度。在叠栅条纹中的相移量也是很小的，使得在叠栅图像中的小变化将极大地影响相位取回的精度。
同时，提出了由容纳在壳体中的放射线图像检测器等构成的各种类型的放射线图像摄像盒。放射线图像摄像盒容易操作，因为它们薄并且尺寸便于携带。此外，它们可以为适合于每个被摄体的尺寸或类型的各种尺寸和形状，并且配置为根据被摄体的条件而可拆卸地附接到图像摄像系统。因而，有利地是在上述X射线相位对比度图像摄像系统中采用这样的摄像盒。
对于X射线相位对比度图像摄像系统的第一格栅和第二格栅，可以使用根据被摄体的尺寸等的各种尺寸和形状。同样，也可以认为，如同在放射线图像检测器中，将第一格栅和第二格栅配置为可拆卸地附接到系统，以根据计划的用途而更换它们。一旦第一格栅和第二格栅制造为可附接且可拆卸，则可以配置能够摄像X射线相位对比度图像和普通X射线吸收对比度图像的图像摄像系统。
这里，除非第一格栅和第二格栅布置为使得从放射线源发射的放射线大致垂直地入射在第一格栅和第二格栅上，否则放射线将倾斜地入射在格栅上，并且倾斜入射导致放射线被格栅壁遮挡。与放射线垂直入射在格栅上的情况中的强度相比，这样的放射线晕影导致透过格栅的放射线的强度降低。
在上述X射线相位对比度图像摄像系统中，通过测量在透过被摄体时的X射线波阵面的相移(即，通过测量由两个格栅生成的叠栅条纹的强度变化)来重构相位对比度图像。但是当透过格栅后放射线的强度降低时，叠栅条纹图像的信噪比(S/N比)劣化，由此产生可以导致相位对比度图像的对比度和分辨率显著劣化的计算错误。
当与普通X射线静止或运动图像(其不是通过基于多个图像中的极小强度变化的计算所重构的图像)相比时，由于放射线晕影导致的放射线强度降低对相位对比度图像的影响大得多。此外，当与通过改变X射线在被摄体上的入射角度而摄像多个图像后重构图像的CT(计算机断层摄影术)、层析X射线照相组合等或通过改变X射线到被摄体的能量而摄像多个图像后重构图像的能量减少相比时，影响也是很大的。
在摄像上述相位对比度图像中，从叠栅图像来测量由于在被摄体中出现的X射线波阵面的相移而导致在放射线图像检测器上的几个微米的极小的X射线位置偏移，但是被摄体自身的图像几乎不改变。另一方面，在通过改变X射线的入射角度来摄像图像的CT或层析X射线照相组合成像中，被摄体的图像极大地改变。与根据多个这种图像计算重构图像的其他放射线成像相比，极小的图像变化对相位对比度图像的影响是巨大的。另外在通过具有相同入射角度的多个不同能量的X射线对被摄体图像进行摄像并且重构能量吸收分布以将软组织与骨组织分开的能量减法成像中，由于成像能量的不同，在多个图像中被摄体的对比度变化极大。因而，与能量减法成像相比，极小图像变化对相位对比度图像的影响是巨大的。
由于上述原因，第一格栅和第二格栅优选地是布置为使得从放射线源发射的放射线大致垂直地入射在第一格栅和第二格栅上。在与按照上述方式布置的第一格栅和第二格栅结合使用不同尺寸的上述放射线成像摄像盒的情况中，透过第一格栅和第二格栅的放射线可以根据其尺寸而延伸超过检测器或聚中在角部，因为格栅的尺寸相对于放射线图像检测器的尺寸较小，由此导致不适当的相位对比度图像的问题。
当两个衍射格栅和放射线源根据被摄体的位置而移动时，而非仅当放射线图像检测器更换为具有不同尺寸的另一个图像检测器时，也可以出现相同的问题。
日本待审专利公开No.2004-147917号公报描述了放射线图像检测器根据放射线源的移动而移动，但根本没有考虑第一格栅和第二格栅使放射线晕影的问题，不同尺寸的摄像盒的使用，以及可能存在透过格栅的放射线延伸超过检测器的情况的问题。
在通过切换塔尔博特干涉测量、塔尔博特-劳(Talbot-Lau)干涉测量和折射对比度三种方法而执行成像的系统中，WO 2008-102598提出通过将格栅配置为可附接且可拆卸，在不使用两个格栅的折射对比度方法和使用格栅的塔尔博特干涉测量方法之间切换。但WO 2008-102598根本没有考虑，当使用两个衍射格栅时，透过格栅的放射线可能延伸超过放射线图像检测器。
根据上述情况，本发明的目的是提供一种放射线图像获得方法和放射线图像摄像装置，其能够使入射在第一格栅和第二格栅上的放射线的晕影最小化并通过放射线图像检测器无损地检测透过第一格栅和第二格栅的放射线来获得更满意的相位对比度图像。
发明内容
本发明的放射线图像摄像装置是这样一种装置，该装置包括：
第一格栅，其设置有按照间隔布置的格栅结构，并使从放射线源发射的放射线通过而形成第一周期性图案图像；
第二格栅，其设置有按照间隔布置的格栅结构，并通过接收第一周期性图案图像形成第二周期性图案图像；
放射线图像检测器，其检测由第二格栅形成的第二周期性图案图像；以及
检测器定位机构，其调整放射线图像检测器在检测器的检测平面的面内方向的位置，使得透过第一格栅和第二格栅的放射线落入放射线图像检测器内。
在本发明的放射线图像摄像装置中，放射线图像检测器可以配置为可附接且可拆卸。
此外，装置可以包括检测器信息获得单元，其获得放射线图像检测器的尺寸信息，并且检测器定位机构可以是基于由检测器信息获得单元获得的信息调整放射线图像检测器的位置的机构。
另外，第一格栅和第二格栅可以配置为可附接且可拆卸。
此外，该装置还可以包括：格栅信息获得单元，其获得第一格栅和第二格栅中的至少一个的尺寸信息；和格栅定位机构，其基于由格栅信息获得单元获得的信息调整第一格栅和第二格栅的位置。
另外，格栅定位机构可以是调整第一格栅和第二格栅的位置使得放射线的照射中心大致垂直地透过第一格栅和第二格栅的中央的机构。
此外，检测器定位机构可以是调整放射线图像检测器的位置使得透过第一格栅和第二格栅的放射线在放射线图像检测器上的照射范围落入该检测器的中央的机构。
另外，该装置可以包括：放大系数获得单元，其接收并获得用于放大成像的放大系数的输入；以及放大成像移动机构，其在朝向被摄体和远离被摄体的方向上移动放射线图像检测器，并且检测器定位机构可以是基于由放大系数获得单元获得的放大系数调整放射线图像检测器的位置的机构。
此外，检测器定位机构可以是根据在成像台上被摄体的位置移动放射线图像检测器的机构。
另外，检测器定位机构可以是包括用于移动放射线图像检测器的检测器移动机构的机构。
此外，检测器定位机构可以是包括检测器定位件的机构，该检测器定位件形成为将放射线图像检测器定位到合适位置的形状。
另外，格栅定位机构可以是包括用于移动第一格栅和第二格栅的格栅移动机构的机构。
此外，格栅定位机构可以是包括格栅定位件的机构，该格栅定位件形成为将第一格栅和第二格栅定位到合适位置的形状。
另外，装置可以包括：扫描机构，其在与第一格栅和第二格栅中的任意一个格栅的延伸方向正交的方向上至少移动格栅中的所述任意一个格栅；和图像生成单元，其利用放射线图像信号来生成图像，所述放射线图像信号表示随着扫描机构对所述任意一个格栅的移动，在格栅中的所述任意一个格栅的各位置处由放射线图像检测器检测到的多个第二周期性图案图像。
此外，第一格栅和第二格栅可以布置为使得由第一格栅形成的第一周期性图案的延伸方向相对于第二格栅的延伸方向倾斜，并且该装置可以包括图像生成单元，其使用通过将被摄体暴露于放射线而由放射线图像检测器检测到的放射线图像信号来生成图像。
另外，图像生成单元可以是基于由放射线图像检测器检测到的放射线图像信号，获得从不同像素行的组读出的放射线图像信号，以此作为不同条纹图像的放射线图像信号，并基于多个条纹图像的获得的放射线图像信号来生成图像。
此外，装置可以包括图像生成单元，其对通过将被摄体暴露于放射线而由放射线图像检测器检测到的放射线图像信号执行傅里叶(Fourier)变换，并基于傅里叶变换的结果生成相位对比度图像。
本发明的放射线图像获得方法是一种使用放射线图像摄像装置来获得放射线图像的方法，放射线图像摄像装置包括：第一格栅，其设置有按照间隔布置的格栅结构，并通过透过从放射线源发射的放射线而形成第一周期性图案图像；第二格栅，其设置有按照间隔布置的格栅结构，并且通过接收第一周期性图案图像形成第二周期性图案图像；和放射线图像检测器，其检测由第二格栅形成的第二周期性图案图像，所述方法包括以下步骤：
通过检测器定位机构调整放射线图像检测器在检测器的检测平面的面内方向的位置，使得透过第一格栅和第二格栅的放射线落入放射线图像检测器内。
根据本发明，在包括第一格栅和第二格栅以及放射线图像检测器的放射线图像摄像装置中，放射线图像检测器在检测器的检测平面的面内方向上的位置制成可通过检测器定位机构调整，使得透过第一格栅和第二格栅的放射线落入放射线图像检测器内。这使得即使当例如放射线图像检测器的尺寸变化或第一格栅和第二格栅的位置变化时，透过第一格栅和第二格栅的放射线在放射线图像检测器上的照射范围落入检测平面中。因而，透过第一格栅和第二格栅的放射线可以由放射线图像检测器无损地检测，可以获得更满意的对比度图像。
此外，第一格栅和第二格栅被配置为可附接且可拆卸，并且调整第一格栅和第二格栅的位置使得放射线的照射中心大致垂直地透过第一格栅和第二格栅的中央。这使得即使当例如第一格栅和第二格栅的尺寸变化时，可以降低在第一格栅和第二格栅上入射的放射线的晕影，可以获得更满意的相位对比度图像。
在调整放射线图像检测器的位置使得透过第一格栅和第二格栅的放射线在放射线图像检测器上的照射范围落入放射线图像检测器的中央的情况下，可以使用放射线图像检测器的检测面中不可能发生图像不均匀的区域，由此可以提高图像质量。
还优选的是，放射线图像检测器的读出图像信号的区域限于中央区域以降低信号读出时间。原因在于，一些被摄体不能长时间保持静止，并且如果不在短时间中执行图像摄像操作，由于被摄体的偏移(主体运动)或摇摆，可能发生图像模糊。如果在图像摄像操作期间出现这样的图像模糊，可以使重构的相位对比度图像的对比度或分辨率劣化。但是，该装置使得图像模糊降低并获得满意的相位对比度图像。
附图说明
图1是使用本发明的放射线图像摄像装置的第一实施方式的乳房图像摄像显示系统的示意性结构图。
图2是示出图1中所示的乳房图像摄像显示系统的放射线源、第一格栅、第二格栅以及放射线图像检测器的示意图。
图3是在图2中所示的放射线源、第一格栅、第二格栅以及放射线图像检测器的顶视图。
图4是第一格栅的示意性结构图。
图5是第二格栅的示意性结构图。
图6是在图1中所示的乳房图像摄像显示系统的计算机的框图，示出了其内部结构。
图7示出将摄像盒信息与摄像盒单元的移动量相关联的示例表。
图8是示出使用本发明的放射线图像摄像装置的第一实施方式的乳房图像摄像显示系统的操作的流程图。
图9示出摄像盒单元和格栅单元之间的示例性位置关系。
图10示出摄像盒单元的示例性移动。
图11示出摄像盒单元的示例性移动。
图12示出摄像盒单元的示例性移动。
图13通过示例示出了根据被摄体的关于X方向的相移分布Φ(x)折射的一条放射线路径。
图14示出第二格栅的平移。
图15示出生成相位对比度图像的方法。
图16是使用本发明的放射线图像摄像装置的第二实施方式的乳房图像摄像显示系统的示意性结构图。
图17是在图16中所示的乳房图像摄像显示系统的计算机的框图，示出了其内部结构。
图18示出将格栅信息与格栅单元的移动量相关联的示例表。
图19是示出使用本发明的放射线图像摄像装置的第二实施方式的乳房图像摄像显示系统的操作的流程图。
图20示出摄像盒单元和格栅单元之间的示例性位置关系。
图21示出摄像盒单元的示例性移动。
图22是使用本发明的放射线图像摄像装置的另选实施方式的乳房图像摄像显示系统的示意性结构图。
图23示出将摄像盒信息和放大系数来与摄像盒单元的移动量相关联的示例表。
图24示出通过将乳房放置在成像台的左侧而执行图像摄像操作的示例性情况。
图25示出通过将乳房放置在成像台的左侧而执行图像摄像操作的示例性情况。
图26示出通过将乳房放置在成像台的左侧而执行图像摄像操作的示例性情况。
图27示出通过将乳房放置在成像台的左侧而执行图像摄像操作的示例性情况。
图28示出在通过一个图像摄像操作获得多个条纹图像的情况中，第一格栅的自身图像、第二格栅和放射线图像检测器的像素中的配置关系。
图29示出如何设置第一格栅的自身图像相对于第二格栅的倾斜角度。
图30示出如何调整第一格栅的自身图像相对于第二格栅的倾斜角度。
图31示出如何基于从放射线图像检测器读取的图像信号来获得多个条纹图像。
图32示出如何基于从放射线图像检测器读取的图像信号来获得多个条纹图像。
图33A至33C示出具有第二格栅功能的示例性放射线图像检测器。
图34A和图34B示出用于在图33A至33C所示的放射线图像检测器中记录放射线图像的操作。
图35示出用于从图33A至33C所示的放射线图像检测器读出放射线图像的操作。
图36示出具有第二格栅功能的另一示例性放射线图像检测器。
图37A和图37B示出用于在图36所示的放射线图像检测器中记录放射线图像的操作。
图38示出用于从图36所示的放射线图像检测器读出放射线图像的操作。
图39示出图36所示的放射线图像检测器的电荷存储层的另选形状。
图40示出如何生成吸收图像和小角度X射线散射图像。
图41A和图41B示出用于将第一格栅和第二格栅旋转90°的结构。
具体实施方式
下面，参照附图将描述使用本发明的放射线图像摄像装置的第一实施方式的乳房图像摄像显示系统。图1是使用本发明的放射线图像摄像装置的第一实施方式的乳房图像摄像显示系统的示意性结构图，示出了其概图。
如图1所示，乳房图像摄像显示系统包括乳房图像摄像装置10、连接到乳房图像摄像装置10的计算机30、和连接到计算机30的监视器40和输入单元50。
乳房图像摄像装置10包括基部11、相对于基部11在上下方向(Z方向)上可移动以及可旋转的旋转轴12、和经由旋转轴12接合到基部11的臂13。
臂13具有字母C的形状，并且在其一侧上设置有用于放置乳房B的成像台14，并且在另一侧上设置有放射线源单元15以面对成像台14。臂13在上下方向上的移动由内置在基部11中的控制器33控制。
此外，格栅单元16和摄像盒单元17按照该顺序设置在成像台14的乳房放置面的相对侧上。
格栅单元16经由格栅支撑部16a而接合到臂13，并且其中包括稍后将详细描述的第一格栅2、第二格栅3和扫描机构5。
在本实施方式中，假设格栅单元16由格栅支撑部16a固定在这样的位置处，在该位置处从稍后描述的放射线源单元15的放射线源1发射的放射线的照射中心可以大致垂直地透过在格栅单元16中的第一格栅2和第二格栅3的中央。
摄像盒单元17经由摄像盒支撑部17a接合到臂13，摄像盒支撑部17a支撑摄像盒单元17并允许摄像盒单元17可附接且可拆卸。
在本实施方式中，摄像盒单元17配置为可附接到摄像盒支撑部17a以及从摄像盒支撑部17a可拆除，由此使得被制成可附接且可拆卸。但是，例如，摄像盒单元17可以配置为固定地附接到臂13，并且从放射线的光路可缩回，以移入和移出放射线的光路，由此可以使摄像盒单元17被制成可附接且可拆卸。
在本实施方式中，还假设不同尺寸的多种类型的摄像盒单元17配置为可附接且可拆卸。
摄像盒单元17中包括放射线图像检测器4(诸如平板检测器等)和用于控制从放射线图像检测器4等读取电荷信号的检测器控制器35。尽管在图中省略，但摄像盒单元17中还包括电路板，在该电路板上设置有用于将从放射线图像检测器4读出的电荷信号转换为电压信号的电荷放大器、用于对从电荷放大器输出的电压信号进行采样的相关双重采样电路、用于将电压信号转换为数字信号的A/D转换器等等。
放射线图像检测器4包括二维地布置的像素，以允许放射线图像的重复记录和读取。关于放射线图像检测器4，可以使用直接接收放射线以生成电荷的所谓直接型放射线图像检测器或接收由放射线转换的可见光以生成电荷的所谓间接型放射线图像检测器。关于读出方法，优选地使用通过接通/切断TFT开关来读取放射线图像信号的所谓TFT(薄膜晶体管)读出方法或通过引导读出光到检测器来读出放射线图像信号的光学读出方法，但是也可以使用其他方法。在光学读出放射线图像检测器具有多个线状电极并通过沿线状电极的延伸方向扫描线状读出光来读取图像信号的情况中，假设用于读取一个像素的信号的每个线状电极构成像素行并且读出光的读取节距构成像素列。
摄像盒单元17所附接到的摄像盒支撑部17a在图1中示出的Y方向上可以是伸缩的，并且在X方向上可移动。摄像盒移动机构6设置在臂13内，以根据来自计算机30的控制信号，在Y方向上伸缩地移动摄像盒支撑部17a，以及在X方向上移动该支撑部。
即，由摄像盒移动机构6来在Y方向上可伸缩地伸出或缩回摄像盒支撑部17a，并且X方向上移动摄像盒支撑部17a，以在检测平面(X-Y表面)的面内方向上移动设置在摄像盒单元17中的放射线图像检测器4。摄像盒移动机构6可以利用已知致动器来构造。
放射线源单元15中包括放射线源1和放射线源控制器34。放射线源控制器34控制从放射线源1发射放射线的定时和放射线源1的放射线生成条件(管电流、曝光时间和管电压等)。
此外，在臂13处设置有布置在成像台14上以保持并按压乳房的压板18、用于支撑压板18的压板支撑部20和用于在上下方向(Z方向)上移动压板支撑部20的压板移动机构19。压板18的位置和按压力由压板控制器36控制。
本实施方式的乳房图像摄像显示系统是使用第一格栅2、第二格栅3和放射线图像检测器4来摄像乳房B的相位对比度图像的系统。现在，将详细地描述摄像相位对比度图像所需要的放射线源1、第一格栅2、和第二格栅3的结构。图2仅示出从图1中提取的放射线源1、第一格栅2、第二格栅3和放射线图像检测器4。图3示意性示出从上面观看到的在图2中示出的放射线源1、第一格栅2、第二格栅3和放射线图像检测器4。
放射线源1朝乳房B发射放射线并具有足以在放射线入射在第一格栅2上时引起塔尔博特干涉效应的空间相干性。例如，为了该目的可以使用具有小放射线发射点的微焦X射线管或等离子体X射线源。在使用如在通常医疗实践中使用的具有较大放射线发射点(所谓聚焦斑尺寸)的放射线源的情况下，可以在放射线的发射侧上布置具有给定节距的多个隙缝。该情况中的详细结构例如在Franz Pfeiffer、TimmWeikamp、Oliver Bunk、和Christian David的“Phase retrieval and differentialphase-contrast imaging with low-brilliance X-ray sources”，Nature Physics 2，Letters，258-261(01 Apr 2006)中描述，并且隙缝的节距P0应该满足下面给出的公式(1)。
P0＝P2×Z3/Z2 …(1)
其中P2是第二格栅3的节距，Z3是与第一格栅2的多个隙缝MS的位置的距离，如图3所示，并且Z2是从第一格栅2到第二格栅3的距离。
第一格栅2透射从放射线源1发射的放射线以形成第一周期性图案图像。该格栅包括主要透射放射线的基板21和设置在基板21上的多个构件22，如图4所示。多个构件22各是在与放射线的光轴正交的一个面内方向(与X和Z方向正交的Y方向，即图4的厚度方向)上延伸的线状构件。多个构件22在X方向上按照恒定节距P1布置，每个构件之间为预定的距离d1。关于构件22的材料，例如可以使用诸如金或铂的金属。优选地，第一格栅2是在投射的放射线中产生大约90°或大约180°的相位调制的所谓相位调制格栅。例如，假设构件22由金制成，在一般医疗诊断中使用的X射线的能量范围中每个构件的厚度h1是一微米到十微米。此外，也可以使用幅度调制格栅。在该情况下，每个构件22需要具有允许足够吸收放射线的厚度。例如假设构件22由金制成，在一般医疗诊断中使用的X射线的能量范围中构件的厚度h1是十到几百微米。
第二格栅3对由第一格栅形成的第一周期性图案图像进行强度调制以形成第二周期性图案图像。如图5所示，如同在第一格栅2中一样，第二格栅3包括主要透射放射线的基板31和设置在基板31上的多个构件32。多个构件32阻挡放射线并且它们中的每一个是在与放射线的光轴正交的一个面内方向(与X和Z方向正交的Y方向，即图5的厚度方向)上延伸的线状构件。多个构件32在X方向上按照恒定节距P2布置，每个构件之间为预定的距离d2。关于构件32的材料，例如可以使用诸如金或铂的金属。优选地，第二格栅3是幅度调制格栅。每个构件32需要具有允许足够吸收放射线的厚度。例如假设构件32由金制成，在一般医疗诊断中使用的X射线的能量范围中构件的厚度h2是十到几百微米。
这里，在从放射线源1发射的放射线是锥形光束而非平行光束的情况下，由通过第一格栅2的放射线形成的第一格栅2的自身图像G1与离放射线源1的距离成比例地放大。在本实施方式中，第二格栅3的格栅节距P2和距离d2确定为使得其隙缝部大致对应于在第二格栅3的位置处第一格栅2的自身图像G1的亮部的周期性图案。即，如果从放射线源1的焦点到第一格栅2的距离视为Z1，而从第一格栅2到第二格栅3的距离视为Z2，在第一格栅2是幅度调制格栅或者施加90°的相位调制的相位调制格栅的情况下，第二格栅3的节距P2确定为满足下面给出的公式(2)。
其中，P1’是在第二格栅3的位置处由第一格栅2形成的自身图像G1的节距。另选地，在第一格栅2是施加180°的相位调制的相位调制格栅的情况下，第二格栅3的节距P2确定为满足下面给出的公式(3)
在从放射线源1发射的放射线是平行光束的情况下，如果第一格栅2是90°相位调制格栅或者幅度调制格栅，则第二格栅3的节距P2确定为满足：
P2＝P1
或者如果第一格栅2是180°相位调制格栅，则第二格栅3的节距P2确定为满足：
P2＝P1/2。
为了使乳房图像摄像装置10充当塔尔博特干涉计，大致还可以满足一些其他条件，这将在下面描述。
首先，第一格栅2和第二格栅3的格栅面应该平行于图2中示出的X-Y平面。
在第一格栅2是产生90°的相位调制的相位调制格栅的情况下，应该大致满足以下的条件。
其中λ是放射线的波长(通常为有效波长)，m是0或正整数，P1是上述第一格栅2的格栅节距，并且P2是上述第二格栅3的格栅节距。
在第一格栅2是产生180°的相位调制的相位调制格栅的情况下，应该大致满足以下的条件。
其中λ是放射线的波长(通常为有效波长)，m是0或正整数，P1是上述第一格栅2的格栅节距，并且P2是上述第二格栅3的格栅节距。
在第一格栅2是幅度调制格栅的情况下，应该大致满足以下的条件。
其中λ是放射线的波长(通常为有效波长)，m′是0或正整数，P1是上述第一格栅2的格栅节距，并且P2是上述第二格栅3的格栅节距。
公式(4)、(5)和(6)应用于从放射线源1发射的放射线是锥形光束的情况，并且如果放射线是平行光束，则分别应用公式(7)、(8)和(9)，而非公式(4)、(5)和(6)。
此外，如图4和图5所示，第一格栅的构件22形成有h1的厚度，并且第二格栅的构件32形成有h2的厚度，构件22和32的总厚度使倾斜地入射在第一格栅2和第二格栅3上的放射线变得难以通过隙缝部，即，导致所谓晕影现象，造成在与构件22和32延伸的方向正交的方向(X方向)上的有效视野降低的问题。结果，从确保视野满意的角度，优选地是限定厚度h1和h2的上限。为了在放射线图像检测器4的检测面上确保在X方向上的有效视野V，厚度h1和h2应该设置为分别满足公式(10)和(11)的值，其中L是从放射线源1的焦点到放射线图像检测器4的检测面的距离(图3)。
设置在格栅单元16中的扫描机构5通过在与第二格栅3的构件32的延伸方向正交的方向(X方向)上平移第二格栅3而改变第一格栅2和第二格栅3之间的相对位置。扫描机构5由诸如压电器件的致动器形成，接着，在由扫描机构5平移的第二格栅3的每个位置处，由第二格栅3形成的第二周期性图案图像由放射线图像检测器4检测。
图6是在图1中示出的计算机30的框图，示出了其内部结构。计算机30包括中央处理单元(CPU)和诸如半导体存储器、硬盘或SSD的存储设备，并且这样的硬件形成控制单元60、相位对比度图像生成单元61和摄像盒信息获得单元62。
控制单元60通过向各种类型的控制器33至36输出预定控制信号而执行系统的总体控制。控制单元60还包括摄像盒位置控制单元60a。
通过基于由摄像盒信息获得单元62获得的摄像盒信息向摄像盒移动机构6输出控制信号，摄像盒位置控制单元60a使设置在臂13中的摄像盒移动机构6在X-Y方向上移动摄像盒单元17。更具体地说，摄像盒位置控制单元60a中包括如图7所示的预置的表，该表将摄像盒信息与摄像盒单元17在X-Y方向上的移动量相关联。摄像盒位置控制单元60a接收摄像盒信息，基于接收到的摄像盒信息查阅表以获得与摄像盒信息对应的移动量，并向摄像盒移动机构6输出根据该移动量的控制信号。
在本实施方式中，假设该表包括使透过第一格栅2和第二格栅3的放射线入射在摄像盒单元17中的放射线图像检测器4的中央上的移动量。但是移动量可以不必限于这些，并且该表可以包括使透过第一格栅2和第二格栅3的放射线入射在摄像盒单元17中的放射线图像检测器4的检测面内的位置上的任何移动量。注意，移动量是摄像盒单元17自其预定初始位置的移动量。稍后将描述摄像盒单元17的移动的具体示例。
相位对比度图像生成单元61可以基于由放射线图像检测器4针对第二格栅3的每个位置所检测到的不同的多个条纹图像的图像信号，生成放射线相位对比度图像。稍后将描述相位对比度图像的生成方法。
摄像盒信息获得单元62可以获得经由输入单元50由放射线技术专家输入的摄像盒信息。由放射线技术专家输入的摄像盒信息根据摄像盒单元17内部的放射线图像检测器4在X和Y方向上的尺寸而不同。放射线图像检测器4的尺寸可以包括，但不限于，18cm×24cm、24cm×30cm、17英寸(43.2cm)×17英寸(43.2cm)、17英寸(43.2cm)×14英寸(35.6cm)和9英寸(22.9cm)×9英寸(22.9cm)。
在本发明中，设置并输入摄像盒信息，但放射线图像检测器在X和Y方向上的尺寸可以直接设置并输入。此外，在本实施方式中，由放射线技术专家设置并输入摄像盒信息，但是可以通过在摄像盒单元17中预设摄像盒信息并由摄像盒信息获得单元62读取摄像盒信息来获得摄像盒信息。
监视器40可以显示由计算机30的相位对比度图像生成单元61生成的相位对比度图像。
例如，输入单元50包括诸如键盘或鼠标的定点设备，以从放射线技术专家接收包括成像条件、图像摄像操作开始指令等的输入。在本实施方式中，具体地说，输入单元用于接收诸如上述摄像盒信息的输入。
现在参照图8中示出的流程图描述本实施方式的乳房图像摄像显示系统的操作。
首先，根据乳房B的尺寸和成像技术由放射线技术专家从各种类型的不同尺寸的摄像盒单元17来选择希望的摄像盒单元17，并且将选择的摄像盒单元17附接到摄像盒支撑部17a(S10)。
接着，由放射线技术专家经由输入单元50输入附接到摄像盒支撑部17a的摄像盒单元17的摄像盒信息，并且由摄像盒信息获得单元62获得所输入的摄像盒信息(S12)。
由摄像盒信息获得单元62获得的摄像盒信息输出到摄像盒位置控制单元60a，并且摄像盒位置控制单元60a基于输入的摄像盒信息查阅图7中示出的表以获得摄像盒单元17的移动量，并根据移动量向摄像盒移动机构6输出控制信号。摄像盒移动机构6通过根据输入的控制信号移动摄像盒支撑部17a来移动摄像盒单元17(S14)。更具体地说，如上面所述，移动摄像盒单元17，使得透过格栅单元16中的第一格栅2和第二格栅3的放射线入射在摄像盒单元17中的放射线图像检测器4的中央上。
例如，用如图10中的虚线所示、当前图像摄像操作中的较大摄像盒单元17替换如图9所示的、前一图像摄像操作中的摄像盒单元17(被布置为使得格栅单元16中的第一格栅2和第二格栅3放置在与摄像盒单元17中的放射线图像检测器4的检测面的中央相对应的位置处)情况下，格栅单元16中的第一格栅2和第二格栅3将不在与摄像盒单元17中的放射线图像检测器4的检测面的中央相对应的位置处。
结果，摄像盒移动机构6使摄像盒支撑部17a缩短，以移动摄像盒单元17使得放射线图像检测器4的位置从由虚线所示的位置变为由实线所示的位置，如图10所示，由此使格栅单元16中的第一格栅2和第二格栅3放置在与放射线图像检测器4的检测面的中央相对应的位置处。这使得透过格栅单元16中的第一格栅2和第二格栅3的放射线入射在摄像盒单元17中的放射线图像检测器4的检测面的中央上。
在用图11中示出的矩形摄像盒单元17替换图10中示出的摄像盒单元17，并且摄像盒单元17相对于第一格栅2和第二格栅3的位置变为在图11中由虚线所示的位置的情况中，摄像盒移动机构6使摄像盒支撑部17a延长，以移动摄像盒单元17使得放射线图像检测器4的位置从由虚线所示的位置变为由实线所示的位置，如图11所示，由此使格栅单元16中的第一格栅2和第二格栅3放置在与放射线图像检测器4的检测面的中央相对应的位置处。
在用如图12中示出的较小摄像盒单元17替换图11中示出的摄像盒单元17，并且摄像盒单元17相对于第一格栅2和第二格栅3的位置变为图12中由虚线所示的位置的情况中，摄像盒移动机构6使摄像盒支撑部17a进一步延长，以移动摄像盒单元17使得放射线图像检测器4的位置从由虚线所示的位置改变为由实线所示的位置，如图12所示，由此使格栅单元16中的第一格栅2和第二格栅3放置在与放射线图像检测器4的检测面的中央相对应的位置处。
接着，在按照上述方式调整摄像盒单元17的位置后，启动相位对比度图像摄像操作。更具体地说，患者的乳房B放置在成像台14上并且乳房B由压板18以预定压力按压(S16)。
接着，由放射线技术专家经由输入单元50输入针对相位对比度图像的图像摄像操作开始指令(S18)，并且响应于图像摄像操作开始指令而启动图像摄像操作(S20)。
首先，从放射线源1发射放射线并且放射线透过乳房B并入射在第一格栅2上。入射在第一格栅2上的放射线被第一格栅2衍射并在放射线的光轴方向上在离第一格栅2给定距离处形成塔尔博特干涉图像。
该现象称为塔尔博特效应，并且当放射线波阵面穿过第一格栅2时，在离第一格栅2给定距离处形成第一格栅2的自身图像G1。例如，在第一格栅2是产生90°的相位调制的相位调制格栅的情况中，自身图像G1在由上述公式(4)或公式(7)给出的距离处形成(在第一格栅2是产生180°的相位调制的相位调制格栅时，为公式(5)或公式(8)，并且在第一格栅2是强度调制格栅时，为公式(6)或公式(9))，其中入射在第一格栅2上的波阵面被被摄体(即乳房图像B)扭曲，并因此使第一格栅2的自身图像G1相应变形。
然后，放射线穿过第二格栅3。结果，第一格栅2的变形的自身图像G1由于与第二格栅3的叠加而经历强度调制，并由放射线图像检测器4检测，作为反映上述波阵面扭曲的图像信号。放射线图像检测器4检测到的图像信号被输入到计算机30中的相位对比度图像生成单元61。
接着，将描述在相位对比度图像生成单元61中生成相位对比度图像的方法。但是，首先，将描述在本实施方式中的相位对比度图像生成方法的原理。
图13示出了根据被摄体B的关于X方向的相移分布Φ(x)折射的一条放射线的路径。参考符号X1表示在没有被摄体m时放射线的直线路径，而通过路径X1传播的放射线在透过第一格栅2和第二格栅3后入射在放射线图像检测器4上。参考符号X2表示在存在被摄体B的情况下由于被摄体B的折射所导致的偏向的放射线路径。通过路径X2传播的放射线在穿过第一格栅2后被第二格栅3阻挡。
被摄体B的相移分布Φ(x)由下面给出的公式(12)表示，其采用n(x，z)作为被摄体B的折射率分布，并且z为放射线的传播方向。这里，为了说明的方便，省略了y坐标。
在第二格栅3的位置处形成的第一格栅2的自身图像G1由于放射线在被摄体B处的折射而在X方向上偏移与折射角度
相应的的量。偏移量Δx可以基于折射角度
很小的事实而由下面给出的公式(13)来近似。
其中，使用放射线的波长λ和被摄体B的相移分布Φ(x)，折射角度
可以由下面给出的公式(14)表示。
如上所述，由于放射线在被摄体B处的折射导致的自身图像G1的偏移量Δx与相移分布Φ(x)相关联。接着，偏移量Δx以按照下面给出的公式(15)表示的方式与放射线图像检测器4检测到的各像素的强度调制信号的相移量Ψ(存在被摄体B和不存在被摄体B之间的各像素的强度调制信号的相移量)相关联。
因此，通过获得每个像素的强度调制信号中的相移量Ψ，可以通过公式(15)获得折射角度Ψ，并且可以使用上面给出的公式(14)来获得相移分布Φ(x)的微分量。通过求微分量关于x的积分，可以获得被摄体B的相移分布Φ(x)，即，可以生成被摄体B的相位对比度图像。在本实施方式中，通过下面描述的条纹扫描法来计算相移量Ψ。
在条纹扫描法中，通过在X方向上使第一格栅2和第二格栅3中的任意一个相对于另一个进行平移，来执行上述图像摄像操作。在本实施方式中，第二格栅3由上述扫描机构5移动。随着第二格栅3移动，由放射线图像检测器4检测到的条纹图像移动，并且当平移距离(在X方向上的移动量)达到第二格栅3的一个排列周期(排列节距P2)时，即，当在第一栅格2的自身图像G1和第二栅格3之间的相位变化达到2π时，条纹图像返回到原始位置。每次第二格栅3移动达排列节距P2除以整数所得的量，放射线图像检测器4检测条纹图像，并且根据多个检测到的条纹图像获得各像素的强度调制信号，以获得在各像素的强度调制信号中的相移量Ψ。
图14示意性示出了第二格栅3的按照P2/M的增量的移动，其中P2是第二格栅3的排列节距，并且M是2以上的整数。扫描机构5顺序地平移第二格栅3到第二格栅3要移动到的k＝0、1、2、-----、和M-1的M个位置中的每一个位置。尽管图14表明第二格栅3的初始位置是在第二格栅3处第一格栅2的自身图像的暗部大致对应于第二格栅3的构件32的位置(k＝0)处，但初始位置可以是k＝0、1、2、-----、和M-1的位置中的任意一个位置。
在k＝0的位置处，主要是未被被摄体B折射的放射线分量穿过第二格栅3。接着，随着第二格栅3顺序移动到位置k＝0、1、2、-----，在穿过第二格栅3的放射线中，未被被摄体B折射的放射线分量减小而被被摄体折射的放射线分量增加。具体地说，在位置k＝M/2处，主要是被被摄体B折射的放射线分量穿过第二格栅3。接着，在位置k＝M/2之后，被被摄体B折射的放射线分量减小，同时未被被摄体折射的放射线分量增加。
在k＝0、1、2、-----、和M-1的各位置处，利用放射线图像检测器4执行图像摄像操作，以获得M个条纹图像的图像信号，并且将条纹图像信号存储在相位对比度图像生成单元61中。
现在将描述根据M个条纹图像的图像信号的每个像素的像素信号，计算每个像素的强度调制信号的相移量Ψ的方法。
首先，在第二格栅3的位置k处各像素的像素信号Ik(x)可以由下面给出的公式(16)表示。
其中x是像素在X方向上的坐标，A0是入射放射线的强度，并且An是与强度调制信号的对比度相对应的值(这里，n是正整数)。
是将折射角度
表示为放射线图像检测器4的像素的坐标x的函数。
接着，使用下面给出的公式(17)所表示的关系可以得到折射角度由下面给出的公式(18)表示。
其中，arg[]表示提取与放射线图像检测器4的各像素的相移量Ψ相对应的自变量。因此，可以通过基于公式(18)根据所获得的M个条纹图像信号计算各像素的强度调制信号的相移量Ψ，来获得折射角度
更具体地说，如图15所示，就第二格栅3的位置k而言，从放射线图像检测器4的各像素获得的M个条纹图像信号周期性地变化。图15中的虚线表示在存在被摄体B的情况下的像素信号变化，同时实线表示存在被摄体B的情况下的像素信号变化。两个波形之间的相位差对应于各像素的强度调制信号的相移量Ψ。
由于折射角度
是与如由以上公式(14)所表示的相移分布Φ(x)的微分值相对应的值，可以通过沿x轴对折射角度
进行积分获得相移分布Φ(x)。
在上面的描述中，不考虑在y方向上的像素的y坐标，但针对每个y坐标可以进行相同的计算，由此可以获得折射角度
的二维分布。接着，可以通过沿x轴对折射角度
的二维分布进行积分，获得二维相移分布Φ(x，y)，作为相位对比度图像。
此外，可以通过沿x轴对相移量Ψ(x，y)的二维分布进行积分，而不是对折射角度
的二维分布进行积分，来生成相位对比度图像。
折射角度
的二维分布或相移量Ψ(x，y)的二维分布被称为微分相位图像，因为它们对应于相移分布Φ(x，y)的微分值，并且可以生成微分相位图像作为相位对比度图像。
如上所述，基于多个条纹图像，在相位对比度图像生成单元61中生成相位对比度图像。
接着，在相位对比度图像生成单元61中生成的相位对比度图像输出到监视器40并在上面显示。
下面将描述使用本发明的放射线图像摄像装置的第二实施方式的乳房图像摄像显示系统。图16是使用本发明的放射线图像摄像装置的第二实施方式的乳房图像摄像显示系统的示意性结构图，示出了其概图。
第二实施方式的乳房图像摄像显示系统与第一实施方式的乳房图像摄像显示系统的不同之处在于，尽管摄像盒单元17在第一实施方式中可移动地构造，但摄像盒单元17的位置是固定的，并且格栅单元16和放射线源1可移动地构造。由于其他结构与第一实施方式的结构相同，仅将描述与第一实施方式的结构不同的结构。
本实施方式的格栅单元16经由格栅支撑部16a连接到臂13，该格栅支撑部16a可以支撑格栅单元16并允许格栅单元16可附接且可拆卸。格栅支撑部16a配置为使得具有不同尺寸的多种类型的格栅单元16可以可附接且可拆卸。
在本实施方式中，格栅单元16配置为可附接到格栅支撑部16a并可从格栅支撑部16a拆除，由此使得可附接且可拆卸。但是，例如，格栅单元16可以配置为固定地附接到臂13，并从放射线的光路可缩回，以移入和移出放射线的光路，由此可以使格栅单元16可附接且可拆卸。即，如这里使用的术语“可拆卸地且可附接的结构”可以不仅包括允许格栅单元16附接到格栅支撑部16a和从格栅支撑部16a拆除的结构，而且包括上述可缩回结构。
格栅单元16所附接到的格栅支撑部16a可以在图16中示出的Y方向上是可伸缩的，并且在X方向上是可移动的。格栅移动机构7设置在臂13的内部以根据来自计算机30的控制信号，在Y方向上可伸缩地移动格栅支撑部16a，以及在X方向上移动支撑部。
即，通过格栅移动机构7，格栅支撑部16a在Y方向上可伸缩地延伸或缩回，以及在X方向上移动，以在格栅面(X-Y表面)的面内方向上移动在格栅单元16中设置的第一格栅2和第二格栅3。格栅移动机构7可以利用已知的致动器来构造。
此外，用于根据格栅单元16的移动来移动放射线源1的放射线源移动机构8设置在放射线源单元15中。更具体地说，当格栅单元16移动时源移动机构8根据格栅单元16的移动来移动放射线源1，使得从放射线源1发射的放射线的照射中心大致垂直地透过第一格栅2和第二格栅3的中央。
如图17所示，第二实施方式的计算机30包括格栅位置控制单元60b和格栅信息获得单元63。
基于由格栅信息获得单元63获得的格栅信息，通过向格栅移动机构7输出控制信号，格栅位置控制单元60b使设置在臂13中的格栅移动机构7在X-Y方向上移动格栅单元16。更具体地说，格栅位置控制单元60b中包括预置的表，该表将格栅信息与格栅单元16在X-Y方向上的移动量相关联，如图18所示。格栅位置控制单元60b接收格栅信息，基于接收到的格栅信息查阅该表以获得与格栅信息相对应的移动量，并根据移动量向格栅移动机构7输出控制信号。注意，移动量是格栅单元16距离其预定初始位置的移动量。
在本实施方式中，假设表包括这样的移动量，该移动量使透过第一格栅2和第二格栅3的放射线入射在摄像盒单元17中的放射线图像检测器4的中央上。
格栅信息获得单元63可以获得由放射线技术专家经由输入单元50输入的格栅信息。由放射线技术专家输入的格栅信息根据格栅单元16内部的第一格栅2和第二格栅3在X和Y方向上的尺寸而不同。第一格栅2和第二格栅3的尺寸可以包括但不限于6英寸(15.2cm)×6英寸(15.2cm)、8英寸(20.3cm)×8英寸(20.3cm)、10英寸(25.4cm)×10英寸(25.4cm)。在第一格栅和第二格栅彼此具有不同尺寸的情况下，基于任意一个尺寸来确定格栅信息。
在本发明中，设置并输入格栅信息，但可以直接设置并输入第一格栅2和第二格栅3在X和Y方向上的尺寸。此外，在本实施方式中，格栅信息由放射线技术专家设置并输入，但是可以通过在格栅单元16中预置格栅信息并由格栅信息获得单元63读取该格栅信息，来获得格栅信息。
将参照图19中示出的流程图来描述本实施方式的乳房图像摄像显示系统的操作。
首先，由放射线技术专家根据乳房B的尺寸和成像技术从不同尺寸的各种类型的格栅单元16中选择希望的格栅单元16，并且将选择的格栅单元16附接到格栅支撑部16a(S30)。
接着，由放射线技术专家经由输入单元50输入所附接到格栅支撑部16a的格栅单元16的格栅信息，并且由格栅信息获得单元63获得所输入的格栅信息(S32)。
由格栅信息获得单元63获得的格栅信息输出到格栅位置控制单元60b，并且格栅位置控制单元60b基于输入的格栅信息查阅图18中示出的表以获得格栅单元16的移动量，并根据移动量向格栅移动机构7输出控制信号。格栅移动机构7根据输入的控制信号通过移动格栅支撑部16a来移动格栅单元16(S34)。更具体地说，如上所述，移动格栅单元16，使得透过格栅单元16中的第一格栅2和第二格栅3的放射线入射在摄像盒单元17中的放射线图像检测器4的中央上。
例如，在用本次图像摄像操作中如由图21中的虚线所示的相对大的格栅单元16(第一格栅2和第二格栅3)替换如图20所示的前一图像摄像操作中的格栅单元16(第一格栅2和第二格栅3，该格栅单元16被布置为使得格栅单元16中的第一格栅2和第二格栅3放置在与摄像盒单元17中的放射线图像检测器4的检测面的中央相对应的位置处)的情况中，格栅单元16中的第一格栅2和第二格栅3将不在与摄像盒单元17中的放射线图像检测器4的检测面的中央相对应的位置处。
结果，格栅支撑部16a由格栅移动机构7缩短，以移动格栅单元16，使得第一格栅2和第二格栅3的位置从如图21所示的虚线所示的位置变为由实线所示的位置，由此使格栅单元16中的第一格栅2和第二格栅3放置在与放射线图像检测器4的检测面的中央相对应的位置处。这允许透过格栅单元16中的第一格栅2和第二格栅3的放射线没有放射线晕影地入射在摄像盒单元17中的放射线图像检测器4的检测面的中央上。
注意，根据格栅单元16的移动，放射线源单元15中的放射线源1也在Y方向上移动。
接着，在按照上述方式调整格栅单元16的位置后，启动相位对比度图像摄像操作(S38、S40)。用于摄像相位对比度图像的操作与上述第一实施方式的操作相同。
在第一实施方式的乳房图像摄像显示系统中，摄像盒单元17配置为可移动，而在第二实施方式的乳房图像摄像显示系统中，格栅单元16配置为可移动。但可以采用摄像盒单元17和格栅单元16二者配置为可移动的结构。在该情况下，摄像盒单元17和格栅单元16可以彼此相对移动，以使得透过格栅单元16中的第一格栅2和第二格栅3的放射线入射在摄像盒单元17中的放射线图像检测器4的中央上。
此外，在前述实施方式的乳房图像摄像显示系统的乳房图像摄像装置10中，摄像盒单元17配置为在X-Y平面内可移动。此外，如在图22中示出的乳房图像摄像装置70中，摄像盒支撑部17a可以配置为也在箭头“A”方向(朝向和远离乳房B的方向)上可移动，由此形成允许放大成像的结构。
在形成用于执行放大成像的这种结构的情况中，放射线图像检测器4中由透过第一格栅2和第二格栅3的放射线所照射的区域将根据放大系数而不同，因此假设与摄像盒信息和放大系数对应的移动量预置在摄像盒位置控制单元60a中，如图23所示。这里使用的术语“放大系数M”表示为M＝b/a，其中“a”是从放射线源1的焦点到被摄体的距离，并且“b”是从放射线源1的焦点到放射线图像检测器4的检测面的距离。摄像盒位置控制单元60a中所设置的移动量设置这样的值：使得透过格栅单元16中的第一格栅2和第二格栅3并且被放大的放射线被约束在放射线图像检测器4的检测面内并入射在检测面的中央上。
摄像盒位置控制单元60a基于放射线技术专家经由输入单元50输入的放大系数和摄像盒信息，来查阅图23中示出的表以获得移动量，并根据移动量向摄像盒移动机构6输出控制信号。
接着，摄像盒移动机构6响应于根据移动量输入的控制信号而在X-Y平面内移动摄像盒单元17，以及根据由放射线技术专家设置并输入的放大系数而在Z方向(箭头A方向)上移动摄像盒单元17。
其他结构和操作与上述乳房图像摄像装置10的相同。
在上述实施方式中，移动格栅单元16，使得透过第一格栅2和第二格栅3的放射线入射在放射线图像检测器4的检测面的大约中央上。但是例如可以采用这样的设置，其中获得在成像台14上被摄体的位置信息，接着基于位置信息移动格栅单元16，并基于格栅单元16的位置移动摄像盒单元17。另外，根据格栅单元16的移动来移动放射线源1，使得从放射线源1发射的放射线大致垂直地透过第一格栅2和第二格栅3的中央。
更具体地说，在乳房图像摄像中，可以存在对从左乳房或右乳房到腋窝的区域成像的情况。在这样的情况中，乳房B放置在成像台14的相对于成像台14中央或压板18中央的左侧(或右侧)上，如图24所示。
因而，为了适当地对从放置在一侧上的乳房到腋窝的区域成像，基于乳房B的放置位置信息，格栅单元16(第一格栅2和第二格栅3)可以从由图24中的虚线所示的位置移动到由实线所示的位置，使得乳房B进入透过第一格栅2和第二格栅3的放射线的曝光范围内。
此外，如图25所示，可以采用这样的设置，其中格栅单元16(第一格栅2和第二格栅3)从图25中的虚线所示的位置移动到实线所示的位置，使得乳房B到达透过第一格栅2和第二格栅3的放射线的曝光范围的左-右中央，并且摄像盒单元17(放射线图像检测器4)也从图25中的虚线所示的位置移动到实线所示的位置，以与格栅单元16(第一格栅2和第二格栅3)的左端(或右端，尽管未示出)对准。
此外，如图26所示，可以采用另一设置，其中格栅单元16(第一格栅2和第二格栅3)从图26中的虚线所示的位置移动到实线所示的位置，使得乳房B到达透过第一格栅2和第二格栅3的放射线的曝光范围的左-右中央，并且摄像盒单元17(放射线图像检测器4)也从图26中的虚线所示的位置移动到实线所示的位置，以放置在格栅单元16(第一格栅2和第二格栅3)的左-右中央。
此外，如图27所示，可以采用又一设置，其中格栅单元16(第一格栅2和第二格栅3)从图27中的虚线所示的位置移动到实线所示的位置，使得乳房B到达透过第一格栅2和第二格栅3的放射线的曝光范围的左-右中央，并且摄像盒单元17(放射线图像检测器4)也从图27中的虚线所示的位置移动到实线所示的位置，以放置在格栅单元16(第一格栅2和第二格栅3)在左右方向和上下方向上的中央。
通过将移动量与被摄体位置信息等相关联，格栅单元16和摄像盒单元17的移动量可以预置在表中等。被摄体位置信息可以由放射线技术专家经由输入单元50输入或通过设置传感器自动地检测。
此外，例如在采用允许不仅摄像乳房的图像而且允许摄像诸如手的其他被摄体的图像的结构的情况中，可以存在手放置在成像台14的中央或者乳房沿成像台的一侧放置的情况。而且在这样的情况中，可以获得被摄体位置信息，并且格栅单元16和摄像盒单元17可以基于位置信息而移动。
在格栅单元16和摄像盒单元17基于被摄体位置信息而如上所述地移动的情况中，格栅单元16和摄像盒单元17不必是可附接且可拆卸，并且可以使用固定单元。
此外，在通过将被摄体放置在放射线图像检测器4的一侧上而执行图像摄像操作的情况中，如在上述的乳房图像摄像操作中，如果放射线图像检测器4的信号读出范围限制为从放射线图像检测器4的端部到存在被摄体的地方，则可以获得对于信号读取的控制节省时间的有益效果。
此外，在上述实施方式中，用于移动格栅单元16的格栅移动机构7和用于移动摄像盒单元17的摄像盒移动机构6设置为用于调整其位置的机构。但是，代替设置这样的机构，可以针对格栅单元16的各尺寸形成具有将格栅单元16定位到适当位置的形状的夹具，并且可以通过将夹具可更换地附接到格栅支撑部16a，将各尺寸的格栅单元16放置在希望的位置处。希望的位置指与通过上述实施方式中的移动机构移动后的位置相同的位置。
同样，对于摄像盒单元17，代替设置移动机构，可以针对摄像盒单元17的各尺寸形成具有将摄像盒单元17定位到适当位置的形状的夹具，并且可以通过将夹具可更换地附接到摄像盒支撑部17a，将各尺寸的摄像盒单元17放置在希望的位置处。希望的位置指与通过上述实施方式中的移动机构移动后的位置相同的位置。
在上述实施方式的放射线图像摄像装置中，从第一格栅2到第二格栅3的距离Z2设置为塔尔博特干涉距离，但是可以采用这样的结构，其中第一格栅2没有衍射地投射入射的放射线。这样的结构将导致在第一格栅2后的任何位置处可以近似地获得通过第一格栅2投射的投影图像，使得可以独立于塔尔博特干涉距离来设置从第一格栅2到第二格栅3的距离Z2。
更具体地说，第一格栅2和第二格栅3形成为吸收(幅度调制)格栅，并使得穿过其隙缝部的放射线几何地投射，而不管是否产生塔尔博特效应。更具体地说，通过将把第一格栅2的各构件之间的距离d1和第二格栅3的各构件之间的距离d2设置为比从放射线源1发射的放射线的有效波长充分大于的值，大部分的入射放射线可以直线穿过隙缝部，而不被衍射。例如，在具有钨靶的放射线源的情况下，在50Kv的管电压下，放射线的有效波长为大约
在该情况中，如果把第一格栅2的各构件之间的距离d1和第二格栅3的各构件之间的距离d2设置为从1μm到10μm的值，则大部分放射线由隙缝几何地投射而不被衍射。
第一格栅2的格栅节距P1和第二格栅3的格栅节距P2之间的关系与第一实施方式的关系相同。
在按照上述方式配置的放射线相位对比度图像摄像系统中，第一格栅2和第二格栅3之间的距离Z2可以设置为比当1替代m′(m′＝1)时由上面给出的公式(6)计算出的最小塔尔博特干涉距离小的值。即，距离Z2设置为满足下面给出的公式(19)的值。
优选地，第一格栅2的构件22和第二格栅3的构件32完全阻挡(吸收)放射线，以生成高对比度周期性图案图像。但是，即使使用具有高吸收性的放射线的材料(金、铂等)，未被吸收而透过的放射线可以呈现不小的量。因此，为了提高放射线阻挡能力，优选地是构件22、23的厚度h1、h2制造得尽可能厚。优选地，构件22、23所阻挡的放射线不少于入射放射线的90％。例如，在放射线源1的管电压为50kV的情况下，优选地是就金(Au)而言，厚度h1、h2不小于100μm。
但是如同在上述实施方式中，可能存在所谓放射线晕影的问题，使得限制了第一格栅2的构件22的厚度h1和第二格栅3的构件32的厚度h2。
根据按照上述方式配置的放射线相位对比度图像摄像系统，可以使从第一格栅2到第二格栅3之间的距离Z2小于塔尔博特干涉距离，使得与确保特定塔尔博特干涉距离的第一实施方式的放射线图像摄像系统相比，该图像摄像系统可以制造得较薄。
即使采用这样的结构，第一格栅2和第二格栅3的节距是在从1μm到10μm的范围中，该范围与针对在一般放射线成像中用于去除散射射线的低密度格栅节距的从数十到数百μm的范围相比是很小的。因此，为了不降低没有晕影地透过第一格栅2和第二格栅3的放射线的强度，重要的是调整第一格栅2和第二格栅3的位置使得放射线的中央大致垂直地透过第一格栅和第二格栅的中央。结果，与在一般放射线成像中用于去除散射射线的低密度格栅相比，由摄像盒移动机构6在本实施方式的放射线图像检测器4的检测面的面内方向上调整位置的有益效果大得多。
通过经由测量由两个格栅生成的叠栅图案中的强度变化来测量与被摄体相互作用的放射线波阵面的相移，来重构上述相位对比度图像。如果当穿过格栅时放射线的强度降低，则叠栅图案图像的信噪比(S/N)劣化，这可以导致在根据叠栅图像的极小强度变化重构相位对比度图像时的计算误差和相位对比度图像的对比度和分辨率的显著劣化。在利用抗散射格栅以抑制散射的放射线的普通X射线静止或运动图像(其中图像不是通过根据极小强度变化进行计算来重构的)成像的情况中，由于格栅相对于放射线源或放射线图像检测器的位置偏移而导致的一个图像中的不均匀性在大多数情况下对于诊断也是可接受的。当与这些相比时，由格栅导致的放射线晕影对相位对比度图像的影响大得多。
在上述实施方式中，第二格栅3由格栅单元16中的扫描机构5平移，并且多次执行图像摄像操作，以获得用于生成相位对比度图像的多个条纹图像的图像信号。但是存在这样的方法，其中在不平移第二格栅的情况下，通过一次图像摄像操作来获得多个条纹图像的图像信号。
更具体地说，如图28所示，第一格栅2和第二格栅3被布置成使得第一格栅2的自身图像G1的延伸方向相对于第二格栅3的延伸方向倾斜。接着，相对于如上所述地布置的第一格栅2和第二格栅3，由放射线图像检测器4检测到的图像信号的各像素在主扫描方向(图28中的X方向)上的主像素尺寸Dx和在副扫描方向上的副像素尺寸Dy落入图28中示出的关系。
在所谓光学读出放射线图像检测器(具有多个线状电极并且用在与线状电极的延伸方向正交的方向上延伸的线状读出光源扫描检测器读取图像信号)用作放射线图像检测器4的情况中，由放射线图像检测器的线状电极的排列节距确定主像素尺寸Dx。这里，由被引导到放射线图像检测器的线状读出光的在线状电极的延伸方向的宽度确定副像素尺寸Dy。同时，在所谓TFT读出放射线图像检测器或CMOS放射线图像检测器用作放射线图像检测器4的情况中，主像素尺寸Dx由像素电路在读出图像信号的数据电极的排列方向上的排列节距确定，而副像素尺寸Dy由像素电路在输出栅电压的栅极的排列方向上的排列节距确定。
当用于生成相位对比度图像的条纹图像的数量取为M时，第一格栅2相对于第二格栅3倾斜，使得M个副像素尺寸Dy对应于相位对比度图像在副扫描方向上的一个图像分辨率D。
更具体地说，当第二格栅3的节距和在第二格栅3的位置处由第一格栅2形成的第一格栅2的自身图像G1的节距取为p1’，第一格栅2的自身图像G1相对于第二格栅的旋转角度取为θ，并且相位对比度图像在副扫描方向上的图像分辨率取为D(D＝Dy×M)时，如果旋转角度θ设置为满足下面给出的公式(20)的值，则第一格栅2的自身图像G1的相位偏离第二格栅3的相位达副扫描方向上的图像分辨率D的长度上的n个周期的量，如图29所示。注意，图29示出其中M＝5并且n＝1的情况。
并且n＝1。
因而，可以由相位对比度图像在副扫描方向上的图像分辨率D被分割为M份的Dx×Dy的各像素来检测第一格栅2的自身图像G1的n个周期的强度调制的被分割为M份的图像信号。在图29示出的示例中，因为n＝1，所以第一格栅2的自身图像G1的相位偏离第二格栅3的相位达在副扫描方向上的图像分辨率D的长度上的一个周期。为了更明白地解释，第一格栅2的自身图像G1的一个周期穿过第二格栅3的范围在副扫描方向上的图像分辨率D的长度上变化。
由于M＝5，可以由Dx×Dy的各像素来检测第一格栅2的自身图像G1一个周期的强度调制被分割为5份的图像信号，即，由Dx×Dy的各像素检测5个不同条纹图像的图像信号。
例如，如果假设Dx＝50μm，Dy＝10μm并且M＝5，则相位对比度图像在主扫描方向上的图像分辨率Dx以及在副扫描方向上的图像分辨率D＝Dy×M将相同，但是它们不是必需相同并且可以使用任意的主/副比。
尽管这里假设M＝5，但M的值可以是5以外的值，只要它不小于3。此外，这里假设n＝1，但n的值可以是1以外的值，只要它是0以外的整数。即，如果n的值是负整数，则相对于上述示例，旋转方向相反。此外，n的值可以设置为±1以外的整数，以获得n个周期的强度调制，但是，注意，如果n的值是M的倍数，则第一格栅2的自身图像G1的相位和第二格栅3的相位在副扫描方向上的M个像素的组中变为相同，由此不能获得M个不同的条纹图像。因此，对于n的值，排除M的倍数的值。
例如，可以通过首先固定放射线图像检测器4和第二格栅3之间的相对旋转角度然后旋转第一格栅，来进行第一格栅2的自身图像相对于第二格栅3的旋转角度θ的调整。
例如，如果假设在上面的公式(19)中p1’＝5μm，D＝50μm并且n＝1，则旋转角度θ被设置为5.7°。例如，可以根据第一格栅2的自身图像G1和第二格栅3生成的叠栅图案的节距，来检测第一格栅2的自身图像G1相对于第二格栅3的实际旋转角度θ’。
更具体地说，如图30所示，如果实际旋转角度取为θ’并且由旋转导致的在X方向上的自身图像G1的表观节距(apparent pitch)取为P’，则可以观察到的叠栅图案的节距Pm可以如下表达。
1/Pm＝|1/P’-1/P1’|
因而，实际旋转角度θ’可以通过将P’＝P1’/cosθ’代入到上面给出的公式而获得。可以基于由放射线图像检测器4检测到的图像信号来获得叠栅图案的节距Pm。
接着，可以在实际旋转角度θ’和从公式(20)得到的要设置的旋转角度θ之间进行比较，并且可以依据该差别自动地或人工地调整第一格栅2的旋转角度。
在按照上述方式配置的放射线相位对比度图像摄像系统中，从放射线图像检测器4读取的一个帧的全部图像信号存储在相位对比度图像生成单元61中，并基于存储的图像信号来获得5个不同条纹图像的图像信号。
更具体地说，如图29所示，如果相位对比度图像在副扫描方向上的图像分辨率D被分割为5份，并且第一格栅2的自身图像G1相对于第二格栅3倾斜以使得获得第一格栅2的自身图像G1的一个周期的强度调制被分割为5份的图像信号，获得从第一读出线读取的图像信号作为第一条纹图像信号M1，获得从第二读出线读取的图像信号作为第二条纹图像信号M2，获得从第三读出线读取的图像信号作为第三条纹图像信号M3，获得从第四读出线读取的图像信号作为第四条纹图像信号M4，并且获得从第五读出线读取的图像信号作为第五条纹图像信号M5，如图31所示。注意，图31中示出的线1至线5分别对应于副像素尺寸Dy。
尽管图31仅示出Dx×(Dy×5)的读出范围，但按照与上述相同的方式从其他读出范围获得第1到第5条纹图像。即，如图32所示，当获得在副扫描方向上由每四个像素间隔的像素行(读出线)构成的像素行组的图像信号时，获得一个帧的一个条纹图像信号。更具体地说，当获得第一读出线的像素行组的图像信号时，获得一个帧的第一条纹图像信号，当获得第二读出线的像素行组的图像信号时，获得一个帧的第二条纹图像信号，当获得第三读出线的像素行组的图像信号时，获得一个帧的第三条纹图像信号，当获得第四读出线的像素行组的图像信号时，获得一个帧的第四条纹图像信号，并且当获得第五读出线的像素行组的图像信号时，获得一个帧的第五条纹图像信号。
接着，基于第一条纹图像信号到第五条纹图像信号，在相位对比度图像生成单元61中生成相位对比度图像。
在上面的描述中，通过获得彼此不同的像素行组的图像信号，从利用布置为使得第一格栅2的自身图像G1的延伸方向和第二格栅3的延伸方向相对于彼此倾斜的第一格栅2和第二格栅3而摄像的一个图像，来获得多个条纹图像信号，如图28所示，并且使用多个条纹图像信号来生成相位对比度图像。但是，代替基于按照上述方式摄像的一个图像来生成多个条纹图像信号，可以对该图像执行傅里叶变换以生成相位对比度图像。因而，也可以使用这样的方法。
更具体地说，对利用布置为使得第一格栅2的延伸方向和第二格栅3的延伸方向相对于彼此倾斜的第一格栅2和第二格栅3所摄像的一个图像执行傅里叶变换，以将在该图像中所包括的由于被摄体B导致的吸收信息与相位信息分离。
接着，在频率空间中，仅提取由于被摄体B导致的相位信息，并且将该相位信息移动到频率空间的中央(原点)。接着，对提取的相位信息执行傅里叶逆变换，并且关于各像素计算将所得到的虚部除以实部的余切函数(arctan(虚部/实部))，由此可以获得在公式(18)中的折射角度
接着，可以获得在公式(14)中的相移分布的微分量，即微分相位图像。
尽管在使用傅里叶变换的用于生成相位对比度图像的方法中，使用了利用布置为使得第一格栅2的自身图像G1的延伸方向和第二格栅3的延伸方向相对于彼此倾斜的第一格栅2和第二格栅3所摄像的一个图像，但替代使用这样的图像，可以通过将第一格栅2的自身图像G1和第二格栅3叠加在彼此上面来生成叠栅图案，并且可以使用检测叠栅图案的至少一个图像(条纹图像)。
此外，在上述实施方式的放射线相位对比度图像摄像系统中，使用两个格栅(即第一格栅2和第二格栅3)，但是可以通过在放射线图像检测器中提供第二格栅3的功能，来省略第二格栅3。以下，将描述具有第二格栅3的功能的放射线图像检测器的结构。
具有第二格栅的功能的放射线图像检测器是这样的检测器，其检测在放射线穿过第一格栅2时由第一格栅2形成的第一格栅2的自身图像，并且在划分为格栅图案(稍后描述)的电荷存储层中存储与自身图像相对应的电荷信号，由此对自身图像进行强度调制以生成条纹图像，并输出条纹图像作为图像信号。
图33A是具有第二格栅的功能的放射线图像检测器400的立体图，图33B是图33A中示出的放射线图像检测器的X-Z截面图，而图33C是图33A中示出的放射线图像检测器的Y-Z截面图。
如图33A至图33C所示，放射线图像检测器400包括按照下面列出的顺序堆叠在彼此顶部上的以下部件：第一电极层41，其发射放射线；记录光电导层42，其通过接收透过第一电极层41的放射线而生成电荷；电荷存储层43，其充当抵抗一种极性的电荷的绝缘体和另一种极性的电荷的导体；读出光电导层44，其通过接收读出光而生成电荷；以及第二电极层45。各层从第二电极层45开始堆叠在玻璃基板46上。
第一电极层41可以由任何材料制成，只要它透射放射线。例如，可以使用厚度在从大约50到大约200nm的范围的NESA膜(SnO2)、ITO(铟锡氧化物)、IZO(铟锌氧化物)、作为非晶态透明氧化物膜的IDIXO(Indemitsu Indium X-metal Oxide，Idemitsu Kosan Co.，Ltd.)等。另选地，也可以使用具有100nm的厚度的铝或金。
记录光电导层42可以由任何材料制成，只要它通过接收放射线而生成电荷。这里，使用包括a-Se作为主要成分的材料，因为a-Se具有包括对于放射线的高量子效率和高的暗电阻的优越特性。优选地，记录光电导层42的厚度在从10μm到1500μm的范围中。对于乳房X线照相应用，厚度优选地在从150μm到250μm的范围中，而对于一般的成像应用，厚度优选地在从500μm到1200μm的范围中。
电荷存储层43可以是任何膜，只要它对希望存储的极性的电荷是绝缘的即可，并且除了氧化物和氟化物以外还可以由丙烯酸有机树脂，诸如聚酰亚胺、BCB、PVA、丙烯酸、聚乙烯、聚碳酸酯和聚醚酰亚胺的聚合物，诸如As2S3、Sb2S3、ZnS的硫化物等制成电荷存储层43。更优选地，电荷存储层43由这样的材料制成，该材料对于希望存储的极性的电荷是绝缘的并且对于另一极性的电荷是导电的，并迁移率×操作寿命的乘积在电荷的极性之间具有三位差别以上。
优选的化合物包括：As2Se3、掺杂有500ppm到2000ppm的Cl、Br或I的As2Se3；通过以Te替代直到As2Se3中大约50％的Se而制备的As2(SexTe1-x)3(0.5＜x＜1)；以S替代直到大约50％的Se的As2Se3；通过改变As2Se3中的As的浓度的大约±15％而制备的AsxSey(x+y＝100，34≤x≤46)；和具有5到30wt％的Te的非晶Se-Te系。
优选地，使用具有记录光电导层42和读出光电导层44的介电常数的一半到两倍的介电常数的材料作为电荷存储层43，以不使第一电极层41和第二电极层45之间形成的电力线弯曲。
如图33A至图33C所示，电荷存储层43被线状地分割，以与第二电极层45的透明线状电极45a和不透明线状电极45b的延伸方向平行。
电荷存储层43按照比透明线状电极45a或不透明线状电极45b的节距更纤细的节距来分割，并且排列节距P2和距离d2的情况与在上述实施方式中的第二格栅3的情况相同。
此外，电荷存储层43形成有在堆叠方向(Z方向)上不大于2μm的厚度。
可以使用上述材料中的一种和金属掩模(其是具有定位很好(well-aligned)的孔的金属板)或由纤维制成的掩模，通过电阻加热沉积处理，形成电荷存储层43。另选地，电荷存储层43可以通过光刻方法来形成。
读出光电导层44可以由任何材料制成，只要它通过接收读出光而显示出导电性。例如，优选地使用主要由以从以下各项组成的组中选择的至少一种材料构成的光导电材料：a-Se、Se-Te、Se-As-Te、非金属酞菁染料、金属酞菁染料、MgPc(酞菁镁)、VoPc(phase-II结构钒氧酞菁：phase II of Vanadyl phthalocyanine)、CuPc(酞菁铜)等。优选地，读出光电导层44的厚度是5到20μm。
第二电极层45包括多个透明线状电极45a和多个不透明线状电极45b。透明线状电极45a和不透明线状电极45b从放射线图像检测器400的图像形成区的一端到另一端连续并且线状地延伸。如图33A和图33B所示，透明线状电极45a和不透明线状电极45b按照预定的距离平行地交替布置。
透明线状电极45a由透射读出光的导电材料制成。例如，如同在第一电极层41中一样，可以使用ITO、IZO或IDIXO。透明电极45a的厚度是100到200nm。
不透明线状电极45b由阻挡读出光的导电材料制成。例如，可以使用一种透明导电材料和滤色器的组合。透明导电材料的厚度是大约100到200nm。
在放射线图像检测器400中，使用一对相邻的透明线状电极45a和不透明线状电极45b来读出图像信号(稍后将详细描述)。即，如图33B所示，一个像素的图像信号通过一对透明线状电极45a和不透明线状电极45b读出。例如，透明线状电极45a和不透明线状电极可以设置为使得一个像素的尺寸变为大约50μm。
如图33A所示，在与透明线状电极45a和不透明线状电极45b的延伸方向正交的方向(X方向)上延伸的线状读出光源700设置在摄像盒单元17中。线状读出光源700包括LED(发光二极管)或LD(激光二极管)和给定光学系统的光源，并配置为向放射线图像检测器400上发射在透明线状电极45a和不透明线状电极45b的延伸方向(Y方向)上具有大约10μm的宽度的线状读出光。线状读出光源700配置为由给定移动机构(未示出)在Y方向上移动，并且通过移动利用从线状读出光源700发射的线状读出光来扫描放射线图像检测器400，由此读出图像信号。
由于放射线图像检测器400充当第二格栅3，在第一格栅2和充当塔尔博特干涉计的放射线图像检测器400之间的距离条件与在第一格栅2和第二格栅3之间的距离条件相同。
现在将描述按照上述方式配置的放射线图像检测器400的操作。
首先，如图34A所示，在从高压源100向放射线图像检测器400的第一电极层41施加负电压的情况下，表示通过塔尔博特效应生成的第一格栅2的自身图像的放射线从第一电极层41侧被引导到放射线图像检测器400。
入射在放射线图像检测器400上的放射线透过第一电极层41，并到达记录光电导层42。接着，通过放射线而生成电子空穴对。电子空穴对的正电荷与第一电极层41上所充电的负电荷结合并消失，而电子空穴对的负电荷存储在电荷存储层43中，作为潜像电荷(图34B)。
由于电荷存储层43以前述排列节距被线状地分割，记录光电导层42中根据第一格栅2的自身图像G1所生成的电荷中仅在正下方存在电荷存储层43的那些电荷可以被电荷存储层43捕获并存储在电荷存储层43中，而其他电荷穿过电荷存储层43(非电荷存储区域)之间的间隙，并流出到透明线状电极45a和不透明线状电极45b。
仅存储记录光电导层42中所生成的电荷中在正下方存在电荷存储层43的那些电荷的存储可以导致第一格栅2的自身图像G1与电荷存储层43的线状图案叠加并被强度调制，由此反映由被摄体B导致的第一格栅2的自身图像G1的波阵面失真的条纹图像的图像信号存储在电荷存储层43中。即，电荷存储层43可以提供与第二格栅3的功能等同的功能。
接着，如图35所示，在第一电极层41接地的情况下，从线状读出光源700发射的线状读出光L1被从第二电极层45侧引导到放射线图像检测器400。读出光L1透过透明线状电极45a并到达读出光电导层44。接着，通过读出光L1在读出光电导层44中生成的正电荷与存储在电荷存储层43中的潜像电荷结合，同时负电荷通过连接到各透明线状电极45a的电荷放大器200与在各不透明线状电极45b上充电的正电荷结合。
接着，在读出光电导层44中生成的负电荷与在各不透明线状电极45b上充电的正电荷的结合使得电流流过各电荷放大器200，并且电流被积分并检测，作为图像信号。
接着，线状读出光源700在副扫描方向(Y方向)上移动，以利用线状读出光L1来扫描放射线图像检测器400，由此针对由线状读出光L1照射的各读出线，按照上述方式顺序地检测图像信号，并且检测出的各读出线的图像信号顺序地输入到相位对比度图像生成单元61，并存储在相位对比度图像生成单元61中。
然后，利用读出光L1扫描放射线图像检测器400的全部表面，并且一个帧的图像信号存储在相位对比度图像生成单元61中。
接着，由于在上述实施方式的放射线相位对比度图像摄像系统中第二格栅3相对于第一格栅2平移，所以具有第二格栅3的功能的放射线图像检测器400平移以获得多个条纹图像。
接着，基于5个条纹图像信号，在相位对比度图像生成单元61中生成相位对比度图像。
尽管具有第二格栅3的功能的放射线图像检测器400在两个电极层之间包括记录光电导层42、电荷存储层43以及读出光电导层44这三层，但层结构不必限于此，并且例如线状电荷存储层43可以设置为直接接触第二电极层45的透明线状电极45a和不透明线状电极45b，而不设置读出光电导层44，并且记录光电导层42可以设置在电荷存储层43上，如图36所示。注意，记录光电导层42还充当读出光电导层。
放射线图像检测器500具有电荷存储层43直接设置在第二电极层45上的结构，由此允许容易地形成线状电荷存储层43。即，可以通过沉积形成线状电荷存储层43。在沉积处理中，金属掩模等用于选择性形成线状图案。线状电荷存储层43设置在读出光电导层44上的结构需要在读出光电导层44的沉积处理与记录光电导层42的沉积处理之间的大气中在沉积读出光电导层44后用于设置金属掩模的处理。这可以引起读出光电导层44的劣化或在两个光电层层之间混入异物，导致质量劣化。不设置读出光电导层44的结构可以降低在大气中的处理时间，并且可以降低上述质量劣化的顾虑。
关于记录光电导层42和电荷存储层43的材料，可以使用与在放射线图像检测器400中使用的材料相同的材料。电荷存储层43的结构也与上述放射线图像检测器的结构相同。
现在将描述放射线图像检测器500用于记录和读取放射线图像的操作。
首先，如图37A所示，在从高压源100向放射线图像检测器500的第一电极层41施加负电压的情况下，表示第一格栅2的自身图像G1的放射线被从第一电极层41侧引导到放射线图像检测器500。
入射在放射线图像检测器500上的放射线透过第一电极层41，并到达记录光电导层42。接着，通过放射线生成电子空穴对。电子空穴对的正电荷与第一电极层41上所充电的负电荷结合并消失，而电子空穴对的负电荷存储在电荷存储层43中，作为潜像电荷(图37B)。由于接触第二电极层45的线状电荷存储层43是绝缘膜，所以到达电荷存储层43的电荷被捕获并且不能移动到第二电极层45，由此电荷在电荷存储层43处累积。
这里，如同在上述放射线图像检测器400中，仅存储记录光电导层42中所生成的电荷中正下方存在电荷存储层43的一些电荷可以导致第一格栅2的自身图像G1与电荷存储层43的线状图案叠加并被强度调制，由此反映由被摄体B导致的第一格栅2的自身图像的波阵面扭曲的条纹图像的图像信号被存储在电荷存储层43中。
接着，如图38所示，在第一电极层41接地的情况下，从线状读出光源700发射的线状读出光L1被从第二电极层45侧引导到放射线图像检测器500。读出光L1透过透明线状电极45a并到达与电荷存储层43相邻的记录光电导层42。接着，通过读出光L1生成的正电荷被吸引到电荷存储层43并且再结合，而负电荷被吸引到透明线状电极45a并且通过连接到各透明线状电极45a的电荷放大器200与各透明线状电极45a上充电的正电荷以及各不透明线状电极45b上充电的正电荷结合。这使得电流流过各电荷放大器200，并且电流被积分并检测，作为图像信号。
在上述放射线图像检测器400和500中，电荷存储层43形成为完全分离的线状线，但是如同在图39中示出的放射线图像检测器600中，例如也可以通过在板上形成线状图案来形成类格栅的电荷存储层43。
此外，如同在第一格栅2的自身图像G1相对于第二格栅3倾斜以通过一次图像摄像操作获得多个条纹图像的上述实施方式的变型例中，第一格栅2的自身图像G1可以相对于放射线图像检测器400或500倾斜。
注意，根据上述变型例的放射线图像检测器400和500可以不在可以执行放大成像的乳房图像摄像装置70中使用。
在上述实施方式中，已经描述了将本发明的放射线图像摄像装置应用于乳房图像摄像显示系统的情况。但是本发明的放射线图像摄像装置还可以应用于对立位的被摄体执行图像摄像操作的放射线图像摄像系统、对侧卧位的被摄体执行图像摄像操作的放射线图像摄像系统、能够对立位或侧卧位的被摄体执行图像摄像操作的放射线图像摄像系统、以及执行长距离成像的放射线图像摄像系统等。
此外，本发明还可以应用于用于获得三维图像的放射线相位对比度CT系统、用于获得立体可视图像的立体成像系统、用于获得断层图像的层析X射线照相组合成像系统等。
在上述实施方式中，可以通过获得相位对比度图像来获得难以可视化的图像。由于常规X射线图像诊断是基于吸收图像，如果可能的话，吸收图像和相位对比度图像之间的互相对照是有助于放射线图像读取。例如，通过经由诸如加权、渐变处理、频率处理等的适当处理将吸收图像和相位对比度图像叠加在彼此的上部，利用相位对比度图像的信息来有效地补偿不能由吸收图像表示的部分。
但是，将吸收图像的成像与相位对比度图像的成像分离将由于相位对比度图像的成像和吸收图像的成像之间的被摄体运动而导致图像叠加难以令人满意，以及由于图像摄像操作的数量增加而导致被摄体的负担增加。此外，除了相位对比度图像和吸收图像之外，小角度散射图像近来已经吸引了人们的注意。小角度散射图像可以表示从被摄体的组织内部的微结构产生的组织特性，并因此希望它是一种在肿瘤、循环疾病等的领域中图像诊断的新表现方法。
同样，还可以在计算机30中设置用于生成吸收图像的吸收图像生成单元或用于生成小角度散射图像的小角度散射图像生成单元，这两个单元根据为了生成相位对比度图像而获得的多个摄像盒补偿条纹图像来生成相应图像。
吸收图像生成单元通过如图40所示将从各像素获得的像素信号Ik(x，y)关于k进行平均以获得平均值并形成图像，来生成吸收图像。可以通过简单地将像素信号Ik(x，y)取平均来执行平均值的计算，但是如果M的值小，则可能导致大的误差。如果情况是这样的，则像素信号Ik(x，y)可以用正弦波拟合并且可以获得正弦波的平均值。此外，除了正弦波之外，还可以使用矩形波或三角形波。
吸收图像的生成不限于平均值，如果通过将像素信号Ik(x，y)关于k相加所获得的合计值等对应于平均值，则可以使用该合计值。
小角度散射图像生成单元通过计算从各像素获得的像素信号Ik(x，y)的幅度值并形成图像来生成小角度散射图像。可以通过获得像素信号Ik(x，y)的最大值和最小值之间的差来执行幅度值的计算，但是如果M的值小，则可能导致较大的误差。如果情况是这样的，则像素信号Ik(x，y)可以用正弦波来拟合并且可以获得正弦波的幅度值。此外，可以使用方差或标准偏差作为在小角度散射图像生成中除了幅度值以外的与中心在平均值上的离差相对应的量。
此外，相位对比度图像基于在第一格栅2和第二格栅3的构件22、32的排列方向(X方向)上X射线的折射分量，并且在构件22、32的延伸方向上的折射分量不反映在图像中。即，沿与X方向相交的方向(如果以直角相交则为Y方向)的区域轮廓可视化为基于在X方向上的折射分量的相位对比度图像，而沿X方向而不与X方向相交的区域轮廓不被可视化相位对比度图像。即，未被可视化的被摄体H的区域可以根据其形状或定向而存在。例如，如果膝盖等的关节软骨的承重平面的方向与作为格栅面内方向的XY方向的Y方向一致，则大致沿Y方向与承重平面(YZ平面)相邻的区域轮廓被满意地可视化，但是大致沿X方向延伸的软骨周边组织(腱或韧带)可以不充分地可视化。可以通过移动被摄体H，再次针对未充分可视化的区域执行图像摄像操作，但是，这可能增加被摄体H和放射线技术专家二者的负担，以及造成难以保证由第二图像摄像操作所获得的图像的位置可再现性的问题。
结果，作为图41中示出的另一示例，有益的是，在格栅单元16中设置旋转机构180，用于从图41的A中示出的第一方向到图41的B中示出的第二方向旋转第一格栅2和第二格栅3达给定角度，由此在第一方向和第二方向的各处生成相位对比度图像，其中，第一格栅2和第二格栅3中心位于与第一格栅2和第二格栅3的格栅面的中央垂直的假想线(X射线的光轴)上。
这可以消除位置可再现性的问题。图41的A示出了第一格栅2和第二格栅3的第一方向，其中第二格栅3的构件32的延伸方向对应于Y方向，而图41的B示出了第一格栅2和第二格栅3的第二方向，其中第一格栅2和第二格栅3从图41的A中示出的第一方向旋转90度并且第二格栅3的构件32的延伸方向对应于X方向。但是，如果维持第一格栅2和第二格栅3之间的倾斜关系，则第一格栅2和第二格栅3可以任意地旋转。此外，可以采用这样的设置，其中旋转操作执行两次或更多次数，以将第一格栅2和第二格栅3定向到除了第一方向和第二方向以外的第三方向和第四方向，并且在各方向处生成相位对比度图像。
此外，代替旋转作为一维格栅的第一格栅2和第二格栅3，第一格栅2和第二格栅3可以形成为二维格栅，其中构件22、32分别在二维方向上延伸。
这可以使得图像摄像操作之间的身体运动和设备振动的影响最小化，因为针对第一方向和第二方向的相位对比度图像可以通过一个图像摄像操作来获得，由此与旋转一维格栅的情况相比，针对第一方向和第二方向的相位对比度图像之间可以获得更好的位置再现性。此外，不需要旋转机构，由此导致系统简化和成本降低。
Claims (18)
1.一种放射线图像摄像装置，该放射线图像摄像装置包括：
第一格栅，其设置有按照间隔布置的格栅结构，并使从放射线源发射的放射线通过而形成第一周期性图案图像；
第二格栅，其设置有按照间隔布置的格栅结构，并通过接收所述第一周期性图案图像形成第二周期性图案图像；
放射线图像检测器，其检测由所述第二格栅形成的所述第二周期性图案图像；以及
检测器定位机构，其调整所述放射线图像检测器在该检测器的检测面的面内方向的位置，使得透过所述第一格栅和所述第二格栅的放射线落入所述放射线图像检测器内。
2.根据权利要求1所述的放射线图像摄像装置，其中，所述放射线图像检测器配置为可附接且可拆卸。
3.根据权利要求2所述的放射线图像摄像装置，其中：
所述装置包括检测器信息获得单元，该检测器信息获得单元获得所述放射线图像检测器的尺寸信息；并且
所述检测器定位机构是基于所述检测器信息获得单元获得的信息调整所述放射线图像检测器的位置的机构。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的放射线图像摄像装置，其中，所述第一格栅和所述第二格栅配置为可附接且可拆卸。
5.根据权利要求4所述的放射线图像摄像装置，其中，所述装置还包括：
格栅信息获得单元，其获得所述第一格栅和所述第二格栅中的至少一个的尺寸信息；以及
格栅定位机构，其基于所述格栅信息获得单元获得的信息调整所述第一格栅和所述第二格栅的位置。
6.根据权利要求5所述的放射线图像摄像装置，其中，所述格栅定位机构是调整所述第一格栅和所述第二格栅的位置使得所述放射线的照射中心大致垂直地透过所述第一格栅和所述第二格栅的中央的机构。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的放射线图像摄像装置，其中，所述检测器定位机构是调整所述放射线图像检测器的位置使得透过所述第一格栅和所述第二格栅的放射线在所述放射线图像检测器上的照射范围落入所述检测器的中央的机构。
8.根据权利要求1至7中任一项所述的放射线图像摄像装置，其中：
所述装置包括：放大系数获得单元，其接收并获得用于放大成像的放大系数的输入；以及放大成像移动机构，其沿朝向被摄体和远离被摄体的方向移动所述放射线图像检测器；并且
所述检测器定位机构是基于所述放大系数获得单元获得的放大系数来调整所述放射线图像检测器的位置的机构。
9.根据权利要求1所述的放射线图像摄像装置，其中，所述检测器定位机构是根据被摄体在成像台上的位置来移动所述放射线图像检测器的机构。
10.根据权利要求1至9中任一项所述的放射线图像摄像装置，其中所述检测器定位机构是包括用于移动所述放射线图像检测器的检测器移动机构的机构。
11.根据权利要求1至9中任一项所述的放射线图像摄像装置，其中，所述检测器定位机构是包括检测器定位件的机构，所述检测器定位件形成为将所述放射线图像检测器定位到合适位置中的形状。
12.根据权利要求5或6所述的放射线图像摄像装置，其中，所述格栅定位机构是包括用于移动所述第一格栅和所述第二格栅的格栅移动机构的机构。
13.根据权利要求5或6所述的放射线图像摄像装置，其中，所述格栅定位机构是包括格栅定位件的机构，所述格栅定位件形成为将所述第一格栅和所述第二格栅定位到合适位置中的形状。
14.根据权利要求1至13中任一项所述的放射线图像摄像装置，其中所述装置包括：
扫描机构，其使所述第一格栅和所述第二格栅中的至少任意一个格栅在与该任意一个格栅的延伸方向正交的方向上移动；以及
图像生成单元，其利用放射线图像信号来生成图像，所述放射线图像信号表示随着所述扫描机构对所述任意一个格栅的移动，在所述任意一个格栅的各位置处由所述放射线图像检测器检测到的多个第二周期性图案图像。
15.根据权利要求1至14中任一项所述的放射线图像摄像装置，其中：
所述第一格栅和所述第二格栅布置为使得所述第一格栅的所述第一周期性图案的延伸方向相对于所述第二格栅的延伸方向倾斜；并且
所述装置包括图像生成单元，该图像生成单元使用通过将被摄体暴露于所述放射线由所述放射线图像检测器检测到的放射线图像信号，来生成图像。
16.根据权利要求15所述的放射线图像摄像装置，其中，所述图像生成单元是这样的单元，其基于所述放射线图像检测器检测到的放射线图像信号，获得从不同像素行的组读出的放射线图像信号，以此作为不同条纹图像的放射线图像信号，并基于所获得的多个条纹图像的放射线图像信号来生成图像。
17.根据权利要求1至14中任一项所述的放射线图像摄像装置，其中，所述装置包括图像生成单元，该图像生成单元对通过将被摄体暴露于所述放射线由所述放射线图像检测器检测到的放射线图像信号执行傅立叶变换，并基于所述傅立叶变换的结果生成相位对比度图像。
18.一种用于使用放射线图像摄像装置获得放射线图像的放射线图像获得方法，所述放射线图像摄像装置包括：第一格栅，其设置有按照间隔布置的格栅结构，并使从放射线源发射的放射线通过而形成第一周期性图案图像；第二格栅，其设置有按照间隔布置的格栅结构，并通过接收所述第一周期性图案图像形成第二周期性图案图像；以及放射线图像检测器，其检测由所述第二格栅形成的所述第二周期性图案图像，所述方法包括以下步骤：
由检测器定位机构调整所述放射线图像检测器在该检测器的检测面的面内方向的位置，使得透过所述第一格栅和所述第二格栅的放射线落入所述放射线图像检测器内。
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Cited By (2)
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| US8848863B2 (en) * | 2009-12-10 | 2014-09-30 | Koninklijke Philips N.V. | Non-parallel grating arrangement with on-the-fly phase stepping, X-ray system |
-
2011
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Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| CN108474861B (zh) * | 2016-01-12 | 2022-03-25 | 富士胶片医疗健康株式会社 | 放射线摄像装置 |
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| CN109425625B (zh) * | 2017-09-01 | 2021-11-09 | 株式会社岛津制作所 | X射线成像装置 |
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