CN102740775B - 放射成像系统 - Google Patents

Abstract

X射线成像系统具有X射线源(11)、第一和第二吸收光栅(31、32)、以及平板检测器(FPD)(30)，并通过在x方向上相对于第一吸收光栅(31)移动第二吸收光栅(32)时执行成像，来获得对象H的相位对比图像。满足以下数学表达式D_X≠n×(p₁′×p₂′)/|p₁′-p₂′|，其中，p₁′代表在第二吸收光栅(32)的位置处的第一图案图像的周期，且p₂′代表第二吸收光栅(32)的实质光栅间距，且D_X代表FPD(30)的每个像素的X射线成像区域在x方向上的尺寸。此处，“n”代表正整数。

Description

放射成像系统

技术领域

本发明涉及使用放射线(比如X射线)来捕捉对象的图像的放射成像系统，且更具体地涉及用于执行对象的相位成像的放射成像系统。

背景技术

由于X射线根据构成物质的元素的原子数以及物质的密度和厚度而衰减，因此将X射线用作检查对象内部的探头。在医疗诊断和无损检查中广泛使用X射线成像。

在一般的X射线成像系统中，将对象置于用于发射X射线的X射线源和用于检测X射线的X射线图像检测器之间，以捕捉对象的X射线透射图像。从X射线源向X射线图像检测器发射的每条X射线被衰减(吸收)一定量，该衰减量取决于在到X射线图像检测器的X射线路径上存在的对象的属性(原子数、密度、厚度)的差异。因此，由X射线图像检测器来检测对象的X射线吸收对比图像，并将其成像或可视化。除了X射线强化屏和胶片的组合之外，还广泛使用光刺激磷光剂和使用半导体电路的平板检测器(FPD)。

X射线吸收属性随着构成物质的元素的原子数的降低而降低。这引起了以下问题：在体内，活性软组织和软材料具有小的X射线吸收属性，因此不能获得用于X射线吸收对比图像的充足对比度。例如，构成人类关节的关节软骨及其周围的滑液主要由水构成，因此在它们的X射线吸收量之间存在很小的差异，导致了糟糕的图像对比。

最近，已积极地研究了X射线相位成像。X射线相位成像获得了基于X射线波前的相移的图像(下文中称为相位对比图像)，而不是基于X射线的强度变化的图像，其中，X射线波前的相移由对象的折射率的差异引起，且X射线的强度变化由对象引起。当X射线穿过对象时，相比于X射线的幅度，X射线波前的相位受到更大的影响。因此，即使对象具有低X射线吸收属性，基于相位差的X射线相位对比成像也使得有可能获得高对比图像。

建议了用于获得相位对比图像的放射成像系统，以执行上述X射线相位成像(例如，参见国际公开No.WO2008/102654，C.David，et al.，“Differential X-ray Phase contrast imaging using a shearinginterferometer”，Applied Physics Letters，Vol.81，No.17，October，2002，page3287)。在该放射成像系统中，以预定间隔平行布置第一光栅和第二光栅，且在第二光栅的位置上形成第一光栅的自身像。通过第二光栅来调制该自身像的强度，以获得相位对比图像。在通过对自身像的强度调制获得的条纹图像上，反映对象的相位信息。

存在使用上述条纹图像来获得对象的相位信息的各种方法。已知条纹扫描方法、莫尔干涉测量方法、以及傅立叶变换方法。例如，在国际公开No.WO2008/102654中，使用条纹扫描方法。条纹扫描方法是以下方法：当将第一和第二光栅中的一个光栅在与光栅线近似正交的方向上相对另一个光栅平移小于光栅间距的预定量时，在每次平移之后执行图像捕捉，以获得条纹图像，然后基于每个像素数据中的强度变化来获得与X射线相位变化的量相对应的相位微分值。基于相位微分值，产生相位对比图像。条纹扫描不仅应用于X射线，还应用于使用激光的成像装置(参见Hector Canabal，et al.，“Improvedphase-shifting method for automatic processing of moiré deflectograms”Applied Optics，Vol.37，No.26，September1998，page6227)。

在莫尔干涉测量方法中，检测由第一光栅的自身像和第二光栅之间的微小差异引起的莫尔条纹，以基于莫尔条纹的形状失真来获得X射线相移的量。如在莫尔扫描方法中一样，不需要平移光栅。与莫尔干涉测量方法一样，傅立叶变换方法消除了对光栅平移的需要。傅立叶变换方法是：通过对上述莫尔条纹的傅立叶变换获得空间频谱，然后从空间频谱中分离与载频相对应的频谱，以执行逆变换，从而获得相位微分图像。

由于国际公开No.WO2008/102654中公开的放射成像系统使用塔尔伯特(Talbot)效应，需要将第一光栅和第二光栅之间的距离设置为等于塔尔伯特长度的值。从而，存在限制了光栅布置的缺点。为了解决该问题，已知：通过减少在第一光栅处的X射线衍射，以不产生塔尔伯特干涉，从而形成通过第一光栅的X射线的投影图像，以在不参考塔尔伯特长度的情况下，设置第一和第二光栅之间的距离(参见中国专利公开No.101532969)。

中国专利公开No.101532969的放射成像系统公开了条纹扫描方法和莫尔干涉测量方法，作为用于使用条纹图像来获得对象的相位信息的方法。对于莫尔干涉测量方法，为了确保用图像检测器检测到莫尔条纹，需要让由第一和第二光栅的光栅间距确定的莫尔条纹大于图像检测器的像素大小。

然而，国际公开No.WO2008/102654和中国专利公开No.101532969并未公开用于在条纹扫描方法中从每个像素获得强度变化的条件。在条纹扫描方法中，基于在对象存在的情况和对象不存在的情况之间每个像素中强度变化的相位差来执行成像。因此，需要确保从每个像素获得强度变化。如果未充分获得强度变化，则使得相位微分图像的准确性降低。因此，不能获得良好的相位对比图像。

考虑到前述内容，本发明的目的是提供确保能够从每个像素获得强度变化并一贯获得良好相位对比图像的放射成像系统。

发明内容

为了实现上述目的和其他目的，本发明的一种放射成像系统包括：第一光栅、第二光栅、扫描部、放射线图像检测器、以及处理部。所述第一光栅具有在第一方向上延伸并以第一间距布置在第二方向上的两个或更多个放射屏蔽元件。所述第二方向与所述第一方向正交。从放射源发射的放射线穿过所述第一光栅，以产生第一周期图案图像。所述第二光栅具有在第一方向上延伸并以第二间距布置在第二方向上的两个或更多个放射屏蔽元件。所述第二光栅的放射屏蔽元件部分屏蔽所述第一周期图案图像，以产生第二周期图案图像。所述扫描部在所述第二方向上以预定间距将所述第一光栅和所述第二光栅中至少一个相对于另一个加以移动。所述放射线图像检测器将所述第二周期图案图像检测为图像信号。所述处理部基于由所述放射线图像检测器获得的图像信号，对相位信息进行成像。满足数学表达式D_X≠n×(p₁′×p₂′)/|p₁′-p₂′|，其中，p₁′代表在第二光栅的位置处的第一周期图案图像关于第二方向的周期，p₂′代表第二光栅关于第二方向的实质光栅间距，D_X代表放射线图像检测器中每个像素的放射成像区域关于第二方向的尺寸，以及n代表正整数。

优选地，满足数学表达式D_X＜(p₁′×p₂′)/|p₁′-p₂′|。

优选地，所述第一光栅是吸收光栅，以及穿过所述第一光栅的放射线在没有引起塔尔伯特干涉的情况下，将所述第一周期图案图像形成为投影图像。

优选地，满足数学表达式L₂＜{(L₁+L₂)/L₁}×p₁ ²/λ，其中，L₁代表所述放射源的焦点和所述第一光栅之间的距离，L₂代表所述第一光栅和所述第二光栅之间的距离，p₁代表所述第一间距，以及λ代表所述放射线的峰值波长。

优选地，满足数学表达式p₂＝{(L₁+L₂)/L₁}×p₁，其中，L₁代表所述放射源的焦点和所述第一光栅之间的距离，L₂代表所述第一光栅和所述第二光栅之间的距离，p₁代表所述第一间距，以及p₂代表所述第二间距。

优选地，满足数学表达式d₂＝{(L₁+L₂)/L₁}×d₁，其中，L₁代表所述放射源的焦点和所述第一光栅之间的距离，L₂代表在所述第一光栅和所述第二光栅之间的距离，d₁代表所述第一光栅的缝隙在所述第二方向上的开口宽度，以及d₂代表所述第二光栅的缝隙在所述第二方向上的开口宽度。

优选地，满足数学表达式h₁≤{L/(V/2)}×d₁，其中，L代表所述放射源的焦点和所述放射线图像检测器之间的距离，h₁代表所述第一光栅的放射屏蔽元件在与所述第一和第二方向正交的方向上的厚度，以及V代表在所述放射线图像检测器的检测面上在所述第二方向上的有效视野的长度。

优选地，满足数学表达式h₂≤{L/(V/2)}×d₂，其中，h₂代表所述第二光栅的放射屏蔽元件在与所述第一和第二方向正交的方向上的厚度。

优选地，所述放射成像系统还包括：具有第三光栅的放射源，所述第三光栅用于以区域选择性的方式来屏蔽所述放射线，以产生多个点光源。将所述第三光栅的位置视为焦点的位置。

优选地，所述放射线图像检测器是平板检测器，其中，沿着所述第一和第二方向，以二维方式布置像素。

所述放射成像系统还包括：改变部，用于改变所述周期p₁′和所述间距p₂′中的至少一项。

优选地，所述改变部绕着旋转轴，将所述第一光栅和所述第二光栅中的至少一个加以旋转，所述旋转轴平行于与所述第一和第二方向正交的方向。

优选地，所述改变部绕着与所述第一方向平行的旋转轴，将所述第一光栅和所述第二光栅中的至少一个加以倾斜。

优选地，所述改变部在与所述第一和第二方向正交的方向上，移动所述第一光栅和所述第二光栅中的至少一个。

优选地，所述相位信息是通过计算强度调制信号的相移值所产生的相位微分图像，以及在每个像素中获得所述强度调制信号。

优选地，所述处理部在所述第二方向上对所述相位微分图像进行积分，以产生相位对比图像。

所述放射成像系统还包括：光栅旋转部，用于绕着旋转轴，将所述第一光栅和所述第二光栅旋转预定角度，所述旋转轴平行于与所述第一和第二方向正交的方向。在所述旋转之前和之后，对所述相位信息进行成像。

优选地，将所述放射源和所述放射线图像检测器水平相对，以允许对处于站姿的对象进行成像。

优选地，将所述放射源和所述放射线图像检测器在上下方向上相对，以允许对处于卧姿的对象进行成像。

优选地，旋转臂夹持所述放射源和所述放射线图像检测器，以允许对处于站姿和卧姿的患者进行成像。

优选地，所述放射成像系统是允许对作为对象的乳房进行成像的乳房放射线照相装置。

优选地，所述放射成像系统还包括：互锁移动部，用于在光轴方向上，相对于对象，以互锁方式移动所述放射源、所述第一光栅、所述第二光栅和所述放射线图像检测器；以及控制器，用于根据放大率来控制所述互锁移动部，以调整所述放射源和所述对象之间的距离。

优选地，所述放射成像系统还包括：图像检测器移动部，用于在光轴方向上，相对于所述对象，移动所述放射线图像检测器；以及控制器，用于根据放大率来控制所述图像检测器移动部，以调整所述放射源和所述放射线图像检测器之间的距离。

优选地，沿着圆柱面布置所述第一光栅和所述第二光栅，所述圆柱面以穿过所述放射源的焦点的线为轴。

优选地，所述第一光栅和所述第二光栅沿着所述圆柱面的曲面方向延伸。

优选地，所述放射成像系统还包括：旋转移动部，用于绕着对象整体移动所述放射源、所述第一光栅、所述第二光栅和所述放射线图像检测器；以及三维图像产生部，用于基于在所述旋转移动部旋转的不同旋转角度处获得的两条或更多条相位信息，产生三维图像。

优选地，所述放射成像系统还包括：位置改变部，用于在所述第一方向上改变所述放射线图像检测器和所述放射源之间的相对位置；以及立体图像产生部，用于基于在所述位置改变部改变的第一和第二相对位置处获得的相位信息，产生立体图像。

优选地，所述放射成像系统还包括：吸收对比图像产生部，用于获得与在所述放射线图像检测器中每个像素的像素数据的平均值相关的值，以产生吸收对比图像。

优选地，所述放射成像系统还包括：小角度散射图像产生部，用于获得与在所述放射线检测器中每个像素的像素数据的平均值的变化相关的值，以产生小角度散射图像。

本发明的一种放射成像系统包括：第一光栅、强度调制器、放射线图像检测器、以及处理部。所述第一光栅具有在第一方向上延伸并以第一间距布置在第二方向上的两个或更多个放射屏蔽元件。所述第二方向与所述第一方向正交。从放射源发射的放射线穿过所述第一光栅，以产生第一周期图案图像。所述强度调制器改变在至少一个相对位置上的所述第一周期图案图像的强度，所述第一周期图案图像在所述至少一个相对位置上的相位与所述第一周期图案在所述第二方向上的相位不同。所述放射线图像检测器将第二周期图案图像检测为图像信号。所述第二周期图案图像是由所述强度调制器在每个相对位置上产生的。所述处理部基于由所述放射线图像检测器获得的图像信号，对相位信息进行成像。满足数学表达式h₁≤{L/(V/2)}×d₁，其中，L代表所述放射源的焦点和所述放射线图像检测器之间的距离，h₁代表所述第一光栅的放射屏蔽元件在与所述第一和第二方向正交的方向上的厚度，d₁代表所述第一光栅的缝隙在所述第二方向上的开口宽度，以及V代表在所述放射线图像检测器的检测面上在所述第二方向上的有效视野的长度。

优选地，所述强度调制器由第二光栅构成，所述第二光栅具有在所述第一方向上延伸并以第二间距布置在所述第二方向上的两个或更多个放射屏蔽元件。所述放射屏蔽元件部分屏蔽所述第一周期图案图像，以产生第二周期图案图像。满足数学表达式h₁≤{L/(V/2)}×d₂，其中，h₂代表所述第二光栅的放射屏蔽元件在与所述第一和第二方向正交的方向上的厚度，d₂代表所述第二光栅的缝隙在所述第二方向上的开口宽度。

根据本发明，满足数学表达式D_X≠n×(p₁′×p₂′)/|p₁′-p₂′|，其中，p₁′代表在所述第二光栅的位置处的所述第一周期图案图像关于第二方向的周期，p₂′代表所述第二光栅关于所述第二方向的实质光栅间距，以及D_X代表所述放射线图像检测器中每个像素的放射成像区域关于第二方向的尺寸。从而，确保从每个像素中获得强度变化改变，且一贯获得良好的相位对比图像。

附图说明

图1是根据本发明的第一实施例的X射线成像系统的示意图；

图2是根据本发明的第一实施例的X射线成像系统的控制配置的框图；

图3是平板检测器的示意图；

图4是第一和第二吸收光栅的立体图；

图5是第一和第二吸收光栅的侧视图；

图6A和6B示出了像素的X射线成像区域的尺寸是莫尔条纹的周期的2倍；

图7A和7B示出了像素的X射线成像区域的尺寸是莫尔条纹的周期的2.5倍；

图8是示出了在像素的X射线成像区域的尺寸是莫尔条纹的周期的2倍时入射X射线的光量分布的图；

图9是示出了在像素的X射线成像区域的尺寸是莫尔条纹的周期的2.5倍时入射X射线的光量分布的图；

图10是示出了X射线成像区域的尺寸和强度调制信号的幅度值之间的关系的图；

图11A、11B和11C示出了用于改变莫尔周期的各种机构；

图12是用于描述由对象引起的X射线折射的解释图；

图13是用于描述条纹扫描方法的解释图；

图14是示出了与条纹扫描相关联的像素数据变化的图；

图15是示出了根据本发明的第二实施例的X射线成像系统的示意图；

图16是示出了根据本发明的第三实施例的X射线成像系统的示意图；

图17是示出了根据本发明的第三实施例的X射线成像系统的立体图；

图18是示出了根据本发明的第四实施例的乳房放射线照相装置的示意前视图；

图19是示出了根据本发明的第四实施例的乳房放射线照相装置的示意侧视图；

图20是示出了根据本发明的第五实施例的乳房放射线照相装置的示意前视图；

图21是示出了根据本发明的第六实施例的乳房放射线照相装置的示意侧视图；

图22是示出了根据本发明的第七实施例的乳房放射线照相装置的示意侧视图；

图23是示出了根据本发明的第八实施例的X射线成像系统的示意图；

图24A和24B是描述了在本发明的第九实施例中使用的光栅旋转机构的示意图；

图25是示出了根据本发明的第10实施例的X射线成像系统的示意图；

图26是示出了根据本发明的第11实施例的X射线成像系统的示意图；

图27是示出了在本发明的第12实施例中使用的X射线检测器的示意图；

图28是示出了根据本发明的第13实施例的X射线成像系统的示意图；

图29是示出了根据本发明的第14实施例的X射线相位CT装置的示意图；

图30是示出了根据本发明的第15实施例的立体装置的示意图；

图31是在本发明的第16实施例中使用的处理部的框图；以及

图32是描述了用于产生吸收对比图像和小角度散射图像的方法的图。

具体实施方式

(第一实施例)

在图1和2中，根据本发明的第一实施例的X射线成像系统10是用于捕捉处于站姿的对象(患者)H的图像的X射线诊断装置。该X射线成像系统10由X射线源11、成像单元12和控制台13构成。X射线源11用X射线辐照对象H。成像单元12与X射线源11相对，且检测穿过对象H的X射线，以产生图像数据。控制台13基于操作员的操作，控制X射线源11的曝光和成像单元12的图像捕捉。控制台13还处理由成像单元12获得的图像数据，以产生相位对比图像。

X射线源固定器14固定X射线源11，使得可在垂直或上下方向(x方向)上移动X射线源11。X射线源固定器14悬挂在天花板上。放在地板上的直立支架15将成像单元12可移动地固定在垂直或上下方向(x方向)上。

X射线源11由X射线管18和准直仪单元19构成。X射线管18在X射线源控制器16的控制下，根据从高压产生器17提供的高压，产生X射线。准直仪单元19具有可移动准直仪19a。准直仪19a限制来自X射线管18的X射线的X射线辐照场，以将对象H的除了待检区域之外的区域屏蔽在X射线外。X射线管18是旋转阳极类型。X射线管18包括丝极(未示出)，作为向旋转阳极发射电子的的阴极。发射的电子束撞击以预定速度旋转的旋转阳极18a，以产生X射线。X射线焦点18b是旋转阳极18a上电子束撞击的区域。

X射线源固定器14由可移动架14a和圆柱部14b构成。架14a在水平方向(z方向)上可以沿着在天花板上提供的天花板轨道(未示出)移动。圆柱部14b在上下方向上彼此耦合。架14a具有马达(未示出)，其用于伸展或收缩圆柱部14b，以在上下方向上改变X射线源11的位置。

直立支架15由主体15a和固定部15b构成。主体15a置于地板上。将用于固定成像单元12的固定部15b附接到主体15a上，使得固定部15b可在上下方向上移动。固定部15b与环状带15d相连。环状带15d在滑轮15c上环绕，滑轮15c在上下方向上彼此分开。使用用于旋转滑轮15c的马达(未示出)来驱动或移动固定部15b。在控制台13中提供的控制器20基于操作员的设置操作来驱动马达。

直立支架15具有位置传感器(未示出)，如电位计。位置传感器测量滑轮15c或环状带15d的移动量，以检测成像单元12在上下方向上的位置。经由电缆向X射线源固定器14提供位置传感器检测到的值。X射线源固定器14基于检测值来伸展或收缩圆柱部14b，以移动X射线源11，从而跟随成像单元12的上或下移动。

控制台13具有控制器20，控制器20由CPU、ROM、RAM等构成。除了控制器20之外，控制台13具有输入设备21、处理部22、图像存储器23、监视器24、以及接口(I/F)25。通过输入设备21，操作员输入用于成像的指令及其细节。处理部22处理使用成像单元12所获得的图像数据，以产生相位对比图像。图像存储器23存储相位对比图像。监视器24显示相位对比图像。I/F25连接到X射线成像系统10的每个部。输入设备21、处理部22、图像存储器23、监视器24、以及接口(I/F)25通过总线26连接到控制器20。

例如，可以将开关、触摸板、鼠标或键盘用作输入设备21。通过输入设备21的操作，输入X射线成像条件，如X射线管电压和X射线曝光时间、以及图像捕捉定时。监视器24由液晶显示器等构成。在控制器20的控制下，监视器24显示诸如X射线成像条件之类的文本信息和相位对比图像。

成像单元12具有平板检测器(FPD)30、第一吸收光栅31、以及第二吸收光栅32。FPD30由半导体电路构成。第一和第二吸收光栅31和32用于执行相位成像，其中，检测由对象H引起的X射线的相位变化(角度变化)。放置FPD30，使得其检测面与来自X射线源11的X射线的光轴A正交。第一和第二吸收光栅31和32布置在FPD30和X射线源11之间。此外，成像单元12具有扫描机构33。扫描机构33在上下方向上相对于第一吸收光栅31平移第二吸收光栅32，以改变第二吸收光栅32相对于第一吸收光栅31的位置。扫描机构33由例如致动器(比如压电元件)构成。强度调制器由第二吸收光栅32和扫描机构33构成。

在图3中，FPD30由成像部41、扫描电路42、读出电路43以及数据发送电路44构成。成像部41由在有源矩阵基板上在x和y方向上以二维方式布置的像素40构成。每个像素40将X射线转换为电荷，以蓄积该电荷。扫描电路42换行，以从成像部41读取电荷。读出电路43读取在每个像素40中蓄积的电荷，以将电荷转换为图像数据，并存储图像数据。数据发送电路44经由控制台13中的I/F25向处理部22发送图像数据。扫描线45将每行中的扫描电路42和像素40相连。信号线46将每列中的读出电路43和像素40相连。

每个像素40是直接转换类型X射线感测单元，其使用由非晶硒等制成的光电导(photo conductive)层(未示出)将X射线直接转换为电荷，然后在与光电导层之下的电极相连的电容器(未示出)中蓄积该电荷。TFT开关(未示出)连接到每个像素40。TFT开关的栅极连接到扫描线45。TFT开关的源极连接到电容器。TFT开关的漏极连接到信号线46。当来自扫描电路42的驱动脉冲接通TFT开关时，信号线46读取在电容器中蓄积的电荷。

每个像素40可以是间接转换类型X射线感测单元，其通过使用由氧化钆(Gd₂O₃)、碘化铯(CsI)等制成的闪烁器(未示出)，将X射线转换为可见光，然后使用光电二极管(未示出)，将可见光转换为电荷，以蓄积该电荷。在本实施例中，使用具有TFT面板的FPD作为放射线图像检测器。备选地或附加地，可以使用具有固态图像传感器(如，CCD传感器或CMOS传感器)的各种放射线图像检测器。

读出电路43由积分放大器电路、A/D转换器、校正电路以及图像存储器(都未示出)构成。积分放大器电路对通过信号线46的从每个像素40输出的电荷进行积分，以将积分电荷转换为电压信号(图像信号)。积分放大器电路向A/D转换器输入图像信号。A/D转换器将图像信号转换为数字图像信号，然后将数字图像信号输入校正电路。校正电路对图像数据执行偏移校正、增益校正、以及线性校正。校正电路在图像存储器中存储校正后的图像数据。由校正电路执行的校正过程可以包括：对X射线曝光量的校正、对X射线曝光分布的校正(所谓的遮光(shading))、以及对图案噪声的校正(例如，TFT开关的泄漏信号)，其取决于FPD30的控制条件(例如，驱动频率和读取周期)。

在图4和5中，第一吸收光栅31由基板31a和布置在基板31a上的多个X射线屏蔽元件31b构成。类似地，第二吸收光栅32由基板32a和布置在基板32a上的多个X射线屏蔽元件32b构成。每个基板31a和32a由X射线投射元件(比如玻璃)形成。

每个X射线屏蔽元件31b和32b是在与来自X射线源11的X射线的光轴A相正交的平面中的方向(与x和z方向正交的y方向)上延伸的线性元件。每个X射线屏蔽元件31b和32b优选地由具有极佳的X射线吸收属性的材料(例如，诸如金和铂之类的金属)形成。可以使用例如金属电镀和/或气相沉积来形成X射线屏蔽元件31b和32b。

在与X射线的光轴A正交的平面中的与上述y方向正交的方向(x方向)上，以预定开口宽度d₁和恒定间距p₁，以规则间隔来布置X射线屏蔽元件31b。类似地，在与X射线的光轴A正交的平面中的与上述y方向正交的方向(x方向)上，以预定开口宽度d₂和恒定间距p₂，以规则间隔来布置X射线屏蔽元件32b。第一和第二吸收光栅31和32不修改入射X射线的相位，而是修改入射X射线的强度，因此第一和第二吸收光栅31和32也被称为幅度光栅。X射线屏蔽元件31b之间的缝隙(具有开口宽度d₁的区域)和X射线屏蔽元件32b之间的缝隙(具有开口宽度d₂的区域)可以是间隙或空的空间。可以用低X射线吸收材料(例如，聚合物材料或轻金属)来填充缝隙。

布置第一和第二吸收光栅313和32，以用几何光学方式将大部分X射线投影穿过缝隙，对塔尔伯特干涉提供较少的贡献。第一吸收光栅31形成第一周期图案图像(G1图像)。第二吸收光栅32形成第二周期图案图像(G2图像)。

更具体地，将第一和第二吸收光栅31和32的开口宽度d₁和d₂中的每一个设为比来自X射线源11的X射线的峰值波长充分大的尺寸。从而，大多数X射线以直线方式穿过缝隙，而没有衍射。例如，当使用钨作为旋转阳极18a且管电压是50kV时，X射线的峰值波长是大约在该情况下，通过将每个开口宽度d₁和d₂设在近似从1μm至10μm的范围中的值，以几何光学方式投影大多数X射线，而没有在缝隙处的衍射。

X射线源11从作为发光点的X射线焦点18b发散地发射X射线，所谓的“锥束”X射线。从而，与到X射线焦点18b的距离成正比地放大由第一吸收光栅31形成的G1图像。确定第二吸收光栅32的光栅间距p₂和开口宽度d₂，使得第二吸收光栅32的缝隙与在第二吸收光栅32的位置处的G1图像的亮区的周期图案近似一致。当L₁表示在X射线焦点18b和第一吸收光栅31之间的距离，且L₂表示在第一吸收光栅31和第二吸收光栅32之间的距离时，确定光栅间距p₂和开口宽度d₂，以满足以下数学表达式(1)和(2)。

$p_2=\frac{L_1+L_2}{L_1}{p}_1...\left(1\right)$

$d_2=\frac{L_1+L_2}{L_1}{d}_1...\left(2\right)$

在塔尔伯特干涉计中，在第一吸收光栅31和第二吸收光栅32之间的距离L₂由塔尔伯特长度来限制，该塔尔伯特长度由第一衍射光栅31的光栅间距p₁和X射线波长来定义。另一方面，在本实施例的成像单元12中，第一吸收光栅31在没有衍射的情况下透过入射的X射线，以产生投影或投影的图像。可以在第一吸收光栅31后面的任何位置上类似地获得第一吸收光栅31的G1图像。因此，可以与塔尔伯特长度无关地设置距离L₂，或可以在不参考塔尔伯特长度的情况下设置距离L₂。

如上所述，本实施例的成像单元12不是塔尔伯特干涉计。另一方面，在假设由第一吸收光栅31将X射线加以衍射的情况下，用数学表达式(3)来表示虚拟塔尔伯特长度Z，其中，“p₁”代表第一吸收光栅31的光栅间距，“p₂”代表第二吸收光栅32的光栅间距，“λ”代表X射线波长(峰值波长)，以及“m”代表正整数。

$Z=m\frac{p_1{p}_2}{\mathrm{\λ}}...\left(3\right)$

数学表达式(3)表示在X射线源11发射具有锥束形式的X射线时的塔尔伯特长度。根据“Sensitivity of X-ray phase Imaging based on塔尔伯特Interferometry”(Atsushi Momose，et al.，Japanese Journal ofApplied Physics，Vol.47，No.10，October2008，page8077)，数学表达式(3)是已知的。

本实施例的目的是获得低端(low-profile)成像单元12。为了实现该目的，将距离L₂设为小于在m＝1时获得的最小塔尔伯特长度的值。即，将距离L₂设为满足数学表达式(4)的范围中的值。

$L_2<\frac{p_1{p}_2}{\mathrm{\&lambda;}}...\left(4\right)$

为了产生具有高对比的周期图案的图像，优选地X射线屏蔽元件31b和32b完全屏蔽(吸收)X射线。尽管可以使用上述具有极佳X射线吸收属性的材料(金、铂等)来生产X射线屏蔽元件31b和32b，一些X射线在没有吸收的情况下穿过第一和第二吸收光栅31和32。为了改进X射线屏蔽性能，优选地尽可能多地增加X射线屏蔽元件31b和32b的厚度h₁和h₂。例如，当X射线管18的管电压是50kV时，优选地屏蔽所发射的X射线的至少90％。在该情况下，每个厚度h₁和h₂优选地至少是30μm(金(Au)等价厚度)。

另一方面，当X射线屏蔽元件31b和32b的厚度h₁和h₂过大时，从对角线进入第一和第二吸收光栅31和32的X射线难以穿过缝隙。因此，在与X射线屏蔽元件31b和32b延伸方向正交的方向(x方向)上的有效视野变窄。为了确保视野，需要指定厚度h₁和h₂的上限。为了确保FPD30的检测面在x方向上的有效视野的长度V，需要基于图5所示的几何关系，将厚度h₁和h₂设为满足数学表达式(5)和(6)。此处，“L”表示在X射线焦点18b和FPD30的检测面之间的距离。

$h_1\&le;\frac{L}{V/2}{d}_1...\left(5\right)$

$h_2\&le;\frac{L}{V/2}{d}_2...\left(6\right)$

例如，当d₁＝2.5μm，d₂＝3.0μm，以及L＝2m时(预期用于医院中的普通检查)，需要让厚度h₁小于等于100μm，且厚度h₂小于等于120μm，以确保获得x方向上的有效视野的长度V(10cm)。

在上述配置下，基于几何关系，用p₁×(L₁+L₂)/L₁来表示在第二吸收光栅32的位置上的G1图像的图案周期p₁’，且优选地其等于第二吸收光栅32的光栅间距p₂。在第一和第二吸收光栅31和32之间存在由于生产误差和布置误差引起的微小差异。难以完全消除该误差。布置误差是第一和第二吸收光栅31和32的相对倾斜或相对旋转，以及布置误差是由于第一和第二吸收光栅31和32之间的距离变化引起的x方向上的间距变化所引起的误差。

当在第一和第二吸收光栅31和32之间引起上述误差时，G1图像的图案周期p₁’和第二吸收光栅32的关于x方向的实质光栅间距p₂’之间的差产生了G2图像中的莫尔条纹。用数学表达式(7)来表示莫尔条纹的关于x方向的周期T(下文中称为莫尔周期T)。

$T=\frac{{p_1}^{\&prime;}\&times;{p_2}^{\&prime;}}{|{p_1}^{\&prime;}-{p_2}^{\&prime;}|}...\left(7\right)$

根据扫描机构33对第二吸收光栅32的平移，莫尔条纹在第二吸收光栅32的移动方向(x方向)上移动。在条纹扫描方法中，需要让FPD30中每个像素40的像素数据的强度根据第二吸收光栅32的平移来改变，以获得强度调制信号(表示每个像素中与平移相关的强度变化的波形信号)。为了获得强度调制信号，需要在每个像素40的X射线区域的尺寸和莫尔周期T之间定义关系。

图6A、6B、7A和7B示出了在像素40的X射线成像区域40a的x方向上的尺寸D_X和莫尔周期T之间的关系。假定如图6所示，尺寸D_X等于莫尔周期T的整数倍，尽管莫尔条纹根据条纹扫描在x方向上移动，不管莫尔条纹的位置如何，相同数目的莫尔条纹不变地存在于X射线成像区域40a中。因此，与X射线成像区域40a接收到的光量相对应的像素数据的强度没有改变，且从而不能获得强度调制信号。

更具体地，图6A示出了尺寸D_X是莫尔周期T两倍。在图6B中，根据条纹扫描，将莫尔条纹从图6A所示位置移动莫尔周期T的一半。当针对一个周期执行条纹扫描时，莫尔条纹返回图6A所示的位置。另一方面，在图7A中，尺寸D_X是莫尔周期T的2.5倍。类似地，在图7B中，根据条纹扫描，将莫尔条纹从图7A所示的位置移动莫尔周期T的一半。当针对一个周期执行条纹扫描时，莫尔条纹返回图7A所示的位置。

图8和9示出了入射到X射线成像区域40a的X射线的光量分布。在图8中，实线示出了图6A的光量分布；虚线示出了图6B的光量分布。光量分布的积分值对应于由X射线成像区域40a接收到的光量。如图所示，当尺寸D_X是莫尔周期T的整数倍时，即使执行条纹扫描，接收到的光量也是恒定的。因此，像素数据没有强度改变，因此不能获得强度调制信号。另一方面，在图9中，实线示出了图7A的光量分布；虚线示出了图7B的光量分布。在该情况下，实线所示的光量分布的积分值不同于虚线所示的光量分布的积分值。即，在尺寸D_X不是莫尔周期T的整数倍的情况下，条纹扫描改变了接收光的量，并从而改变了像素数据的强度。从而，获得强度调制信号。

因此，为了获得强度调制信号，至少需要满足数学表达式(8)。为了获得大幅度的强度调制信号，优选地满足数学表达式(9)(此处，“n”是正整数)。

D_X≠nT  …(8)

D_X＜T  …(9)

图10示出了在强度调制信号的幅度值和X射线成像区域40a的尺寸D_X之间的关系。为了获得大的幅度值，优选地让尺寸D_X满足数学表达式(9)，且让尺寸D_X尽可能小。如数学表达式所示，即使D_X＞T，当尺寸D_X满足数学表达式(8)且尺寸D_X接近周期T的整数倍的一半时，也能够获得大的幅度值。

X射线成像区域40a的尺寸D_X是由设计确定的值(一般近似100μm)，且不能被改变。为了调整尺寸D_X和莫尔周期T的尺寸关系，调整第一和第二吸收光栅31和32的位置。优选地，通过至少改变G1图像的图案周期p₁’和光栅间距p₂’之一来改变莫尔周期T。

可以通过绕着光轴A将第一和第二吸收光栅31和32之一相对于另一个加以旋转，来改变莫尔周期T。例如，如图11A所示，提供相对旋转机构50，其用于绕着光轴A将第二吸收光栅32相对于第一吸收光栅31加以旋转。当相对旋转机构50将第二吸收光栅32旋转θ度时，x方向上的实质光栅间距从“p₂’”变为“p₂’/cosθ”。因此，莫尔周期T改变。

在另一示例中，可以通过绕着与光轴A正交的且沿着y方向延伸的轴，将第一和第二吸收光栅31和32之一相对于另一个加以倾斜，来改变莫尔周期T。例如，如图11B所示，提供相对倾斜机构51，其用于绕着轴将第二吸收光栅32相对于第一吸收光栅31加以倾斜。该轴与光轴A正交，且沿着y方向延伸。当由相对倾斜机构51将第二吸收光栅32倾斜到角度α时，关于x方向的实质光栅间距从“p₂’”变为“p₂’×cosα”。因此，莫尔周期T改变。

在又一示例中，可以通过在光轴A的方向上，将第一和第二吸收光栅31和32之一相对于另一个加以移动，来改变莫尔周期T。例如，如图11C所示，提供相对倾斜机构52。相对移动机构52在光轴A的方向上将第二吸收光栅32相对于第一吸收光栅31加以移动，以改变在第一吸收光栅31和第二吸收光栅32之间的距离L₂。当相对移动机构52沿光轴A的方向将第二吸收光栅32移动量δ时，投影在第二吸收光栅32处的第一吸收光栅31的G1像的图案周期从“p₁’”变为“p₁’×(L₁+L₂+δ)/(L₁+L₂)”。因此，莫尔周期T改变。在本实施例中，如上所述，成像单元12不依赖于塔尔伯特长度；可以在没有约束的情况下设置距离L₂。因此，可以采用用于改变距离L₂的相对移动机构52。

用于相对地移动第一或第二吸收光栅31或32以改变莫尔周期T的上述每个机构(相对旋转机构50、相对倾斜机构51以及相对移动机构52)可以由致动器(比如压电元件)构成。

当将对象H置于X射线源11和第一吸收光栅31之间时，对象H使得通过条纹扫描获得的强度调制信号的相位发生偏移。相移值与对象H的折射效应所偏转的X射线的角度成正比。因此，通过获得强度调制信号的相移值，产生对象H的相位对比图像。

图12示出了根据与对象H的X方向相关的相移分布Ф(x)所折射的X射线路径。标号55示出了以直线前进的X射线的X射线路径，其中，对象H不存在。沿着X射线路径55前进的X射线穿过第一和第二吸收光栅31和32，然后进入FPD30。标号56示出了由对象H折射的X射线路径，其中，存在对象H。沿着X射线路径56前进的X射线穿过第一吸收光栅31，然后由第二吸收光栅32所屏蔽。

由数学表达式(10)来表示对象H的相移分布Ф(x)，其中，“n(x，z)”代表对象H的折射率分布；“z”代表X射线前进方向。此处，为了简单起见，省略y坐标。

$\mathrm{\&Phi;}\left(x\right)=\frac{2\mathrm{\&pi;}}{\mathrm{\&lambda;}}\&Integral;[1-n(x,z)]\mathrm{dz}...\left(10\right)$

在第二吸收光栅32的位置处形成的G1图像在x方向上发生位移，位移量与由对象H折射的X射线的折射角度相对应。由于X射线的折射角度极小，由数学表达式(11)来近似表达位移Δx。

此处，使用X射线波长λ和对象H的相移分布Ф(x)，通过数学表达式(12)来表示折射角度

从而，由对象H的所折射的X射线引起的G1图像的位移Δx涉及对象H的相移分布Ф(x)。数学表达式(13)表示在位移Δx和从FPD30的每个像素40获得的强度调制信号的相移值ψ之间的关系。相移值ψ是在对象H存在的情况和对象H不存在的情况之间的每个像素40的强度调制信号的相移的值。

因此，获得每个像素40的强度调制信号的相移值ψ，通过使用数学表达式(13)，提供了折射角度使用数学表达式(12)，获得相移分布Ф(x)的微分值。在x方向上对微分值积分，以产生对象H的相移值分布Ф(x)，即对象H的相位对比图像。在本实施例中，使用下述条纹扫描方法来计算上述相移值ψ。

在条纹扫描方法中，当在x方向上将第一和第二吸收光栅31和32之一相对于另一个加以平移时，执行成像。(即，每次改变了第一和第二吸收光栅31和32的光栅周期之间的相位时，执行成像。)在本实施例中，扫描机构33移动第二吸收光栅32。G2图像的莫尔条纹根据第二吸收光栅32的移动而移动。当第二吸收光栅32沿x方向的平移距离达到第二吸收光栅的光栅周期的一个周期(光栅间距p₂)时(即，当莫尔条纹的相移达到2π时)，莫尔条纹返回原始位置。每次将第二吸收光栅32平移了作为光栅间距p₂的整数分数(integral fraction)的间距时，使用FPD30来捕捉G2图像。根据基于G2图像的所捕捉图像(条纹图像)，获得每个像素40的强度调制信号。处理部22处理强度调制信号。从而，获得每个强度调制信号的相移值ψ。

图13示意性地示出了将第二吸收光栅32移动扫描间距(p₂/M)，即，将光栅间距p₂除以M(M是大于等于2的整数)。扫描机构33将第二吸收光栅32平移至M个扫描位置中的每一个位置，其中，按照k＝0，1，2，...，M-1的顺序。在图13中，第二吸收光栅32的初始位置是位置(k＝0)，其中，在对象H不存在的状态下，G1图像的暗区与第二吸收光栅32的位置处的X射线屏蔽元件32b近似一致。初始位置可以是任何位置，其中，k＝0，1，2，...，M-1。

当第二吸收光栅32处于k＝0的位置，穿过第二吸收光栅32的X射线主要是未由对象H折射的X射线。当将第二吸收光栅32顺序移动至k＝1，2，...的位置处，在穿过第二吸收光栅32的X射线中，未由对象H折射的X射线分量减少，而由对象H折射的X射线分量增加。具体地，当第二吸收光栅32处于k＝M/2的位置上时，穿过第二吸收光栅32的X射线主要是由对象H折射的X射线。当第二吸收光栅32越过k＝M/2的位置时，相反地，在穿过第二吸收光栅32的X射线中，由对象H折射的X射线分量减少，而未由对象H折射的X射线分量增加。

当在k＝0，1，2，...以及M-1中每个位置处使用FPD30来捕捉图像时，从每个像素40获得M条像素数据。下文中，描述使用M条像素数据来计算每个像素40的强度调制信号的相移值ψ的方法。首先，数学表达式(14)表示在第二吸收光栅32位于位置k时每个像素的像素数据I_k(x)。

此处，“x”代表像素40在x方向上的坐标。“A₀”代表入射X射线的强度。“A_n”代表与强度调制信号的幅度值相关的值。此处，“i”是虚数；“n”是正整数。代表具有像素40的坐标x的函数形式的折射角度

然后，使用关系式(15)，由数学表达式(16)来表示折射角度

$\underset{k=0}{\overset{M-1}{\mathrm{\&Sigma;}}}\exp (-2\mathrm{\&pi;i}\frac{k}{M})=0...\left(15\right)$

此处，“arg[]”代表提取幅角，并对应于从每个像素40获得的强度调制信号的相移值ψ。通过使用从每个像素40获得的M条像素数据，基于数学表达式(16)，计算强度调制信号的相移值ψ，获得折射角度

更具体地，如图14所示，从每个像素40获得的M条像素数据的值关于第二吸收光栅32在光栅间距p₂的周期内的位置k周期性地改变。在图14中，虚线示出了在对象H不存在的情况下的强度调制信号。实线示出了在对象H存在的情况下的强度调制信号。在这两个强度调制信号之间的相位差表示相移值ψ。

如数学表达式(12)所示，折射角度对应于相移分布Ф(x)的微分值。通过沿着x轴对折射角度进行积分来获得相移分布Ф(x)。

在上述描述中，未考虑像素40在y方向上的y坐标。通过对每个y坐标执行相同或相似的操作，获得折射角度的二维分布。通过沿着x轴对获得值进行积分，获得二维相移分布Ф(x，y)。由处理部22来执行上述操作。处理部22将计算出的相移分布Ф(x，y)在图像存储器23中存储为相位对比图像。

取代使用折射角度的二维分布可以沿着x轴对相移值的二维分布ψ(x，y)进行积分，以产生相位对比图像。折射角度的二维分布和相移值的二维分布ψ(x，y)对应于相移分布Ф(x，y)的微分值。因此，折射角度的二维分布和相移值的二维分布ψ(x，y)二者都是相位微分图像。

在操作员使用输入设备21指示成像之后，在控制器20的控制下自动执行上述条纹扫描和相位对比图像的产生过程。最终，在监视器24上显示对象H的相位对比图像。

如上所述，根据该实施例，在第一吸收光栅31和第二吸收光栅32之间的距离L₂可以取任何值。将距离L₂设为小于塔尔伯特干涉计的最小塔尔伯特长度允许成像单元12低端化。在该实施例中，由于大多数X射线并未被第一吸收光栅31衍射，并以几何光学方式投影，则辐照X射线不要求高的空间一致。因此，可以使用在医疗领域中使用的常见X射线源。在该实施例中，辐照X射线的几乎所有波长分量对G1图像的形成做出了贡献，这改进了相位对比图像的检测灵敏度。从而，改进了图像质量。

如本实施例所述的，对处于站姿的患者的相位对比成像允许对胸部肺野中的小肿瘤、诸如纵膈和横膈之类的软组织重叠的肿瘤、以及使用传统X射线成像装置难以可视化的血管进行可视化。从而，更详细的诊断变得可能。在自然负载下执行对对象H的颈椎、胸腰椎区、膝关节等的相位对比成像。因此，可以详细观察病理条件。

(第二实施例)

图15示出了根据本发明的第二实施例的X射线成像系统60。X射线成像系统60是用于捕捉处于卧姿的对象(患者)H的图像的X射线诊断装置。X射线成像系统60具有X射线源11、成像单元12、以及对象H躺于其上的床或台61。X射线源11和成像单元12与第一实施例中的X射线源11和成像单元12相似或相同。用与第一实施例相同的标号来表示其组件。下文中，描述在第一和第二实施例之间的差异。其他配置和操作与第一实施例中的配置和操作相同，因此省略对其的描述。

在本实施例中，成像单元12安装在台面62之下，以经由对象H与X射线源11相对。由X射线源固定器14来固定X射线源11。X射线源11的角度改变机构(未示出)将X射线辐照方向设为向下。在该设置中，X射线源11向躺在台61的台面62上的对象H发射X射线。X射线源固定器14的圆柱部14b的伸展和收缩在上下方向上移动X射线源11，以调整在X射线焦点18b和FPD30的检测面之间的距离L。

如上所述，成像单元12允许减小在第一吸收光栅31和第二吸收光栅32之间的距离L₂，以低端化。因此，可以缩短用于支撑台61的台面62的台腿63，以使得台面62变低。例如，优选地，台面62处于例如比地板高约40cm的高度，使得对象(患者)H可以容易地坐于其上。在确保X射线源11和成像单元12之间具有充足的距离方面，使台面62较低是优选的。

与在X射线源11和成像单元12之间的上述位置关系相反地，可以将X射线源11安装附加至台61，且可以将成像单元12设置在天花板侧，以捕捉处于卧姿的对象H的图像。

如本实施例所述，捕捉处于卧姿的对象H的相位对比图像允许对难以被置于图像捕捉位置的对象H的腰椎、髋关节等进行图像捕捉。可以使用将对象H固定到台61上的恰当固定设备来降低由身体移动所引起的相位对比图像的劣化。

(第三实施例)

图16和17示出了根据本发明的第三实施例的X射线成像系统70。X射线成像系统70是能够捕捉处于站姿和卧姿的对象(患者)H的图像的X射线诊断装置。旋转臂71夹持X射线源11和成像单元12。旋转臂71以可旋转的方式耦合到直立支架72。X射线源11和成像单元12与第一实施例中的X射线源11和成像单元12相似或相同。用与第一实施例相同的标号来表示其组件。下文中，描述在第一和第三实施例之间的差异。其他配置和操作与第一实施例中的配置和操作相同，因此省略对其的描述。

旋转臂71由U形部71a和线性部71b构成，U形部71a的形状近似于字母U，且线性部71b连接到U形部71a的末端之一。将成像单元12附接至U形部71a的另一端。第一凹槽73沿着线性部71b的延伸方向形成在线性部71b中。将X射线源11可滑动地附接至第一凹槽73。X射线源11和成像单元12彼此相对。沿着第一凹槽73移动X射线源11调整了在X射线焦点18b和FPD30的检测面之间的距离。

第二凹槽74形成在直立支架72中，且沿着直立支架72的上下方向延伸。在U形部71a和线性部71b的连接部处提供的连接机构75允许旋转臂71沿着上下方向在第二凹槽74中移动。连接机构75还允许旋转臂71绕着在y方向上延伸的旋转轴C进行旋转。绕着旋转轴C将(如图16所示处于站姿下的)旋转臂71顺时针旋转90度，并将成像单元12置于对象H所躺的台(未示出)的下面，允许对处于卧姿的对象H进行成像。可以将旋转臂71旋转除了90度之外的任意度数。可以在除了站姿(水平方向)和卧姿(上下方向)之外的任何方向或角度对对象H进行成像。

在本实施例中，旋转臂71夹持X射线源11和成像单元12。因此，相比于上述第一和第二实施例，以高准确度来设置X射线源11和成像单元12之间的距离变得容易。

在本实施例中，成像单元12附接至U形部71a，且X射线源11附接至线性部71b。备选地，类似于使用所谓C臂的X射线诊断装置，可以将成像单元12附接至C臂的一端，且将X射线源11附接至另一端。

(第四实施例)

接下来，描述了将本发明应用于乳房放射线照相(X射线乳房成像)的示例。图18和19所示的乳房放射线照相装置80是用于捕捉作为对象的乳房B的相位对比图像的装置。每个乳房放射线照相装置80具有：支撑部81，可旋转耦接至支撑(未示出)；X射线源外壳82，布置在支撑部81的一端；成像台83，布置在支撑部81的另一端；以及压板84，可以相对于成像台83在上下方向上移动。

X射线源11装在X射线源外壳82中。成像台83并入了成像单元12。X射线源11和成像单元12彼此相对。移动机构(未示出)移动压板84，以压迫在压板84和成像台83之间的乳房B。在压迫乳房B的同时，执行对乳房B的X射线成像。

X射线源11和成像单元12与第一实施例中的X射线源11和成像单元12相似或相同。用与第一实施例相同的标号来表示其组件。其他配置和操作与第一实施例中的配置和操作相同，因此省略对其的描述。

(第五实施例)

接下来，描述上述乳房放射线照相装置的修改示例。图20所示的乳房放射线照相装置与第四实施例的乳房放射线照相装置80的不同之处仅在于：将第一吸收光栅31布置在X射线源11和压板84之间。将第一吸收光栅31装在连接至支撑部81的光栅外壳91中。成像单元92不具有第一吸收光栅31。成像单元92由FPD30、第二吸收光栅32和扫描机构33构成。

即使对象(乳房)B位于第一吸收光栅31和第二吸收光栅32之间，由对象B将在第二吸收光栅32的位置处形成的G1图像加以变形。因此，对象B对强度调制信号进行相移，且从而使用上述原理来获得对象B的相位对比图像。

在本实施例中，由于第一吸收光栅31的屏蔽，用降至约一半的X射线剂量来辐照对象B。从而，将对象B的曝光剂量减至第四实施例中的曝光剂量的大约一半。不仅在乳房放射线照相装置中，在其他X射线成像系统中，也可以如本实施例所述在第一吸收光栅31和第二吸收光栅32之间布置对象。

(第六实施例)

接下来，图21示出了能够对对象B执行放大放射线照相的乳房放射线照相装置100。乳房放射线照相装置100具有互锁移动机构101，用于以互锁方式移动X射线源外壳82和成像单元12。互锁移动机构101由控制器20控制。互锁移动机构101在z方向上移动X射线源外壳82和成像单元12，而保持第一吸收光栅31、第二吸收光栅32和FPD30的相对位置不变。

由成像台83和压板84来固定对象B的位置。当向下移动X射线源外壳82和成像单元12时，对象B变得更接近X射线源11，且从而执行了针对对象B的放大放射线照相。可以使用输入设备21来输入放大率。当使用输入设备21输入放大率时，控制器20控制互锁移动机构101，以移动X射线源外壳82和成像单元12，从而根据输入的放大率来设置对象B和成像台83之间的距离。

例如，为了诊断乳癌，钙化或质量和乳腺结构之间的位置关系是重要的。为了以更高的准确度来诊断可疑的病变，需要改进图像分辨率。在该情况下，使用本实施例的乳房放射线照相装置100的放大放射线照相是有效的。其他配置和操作与第四实施例的配置和操作相同，因此省略描述。

(第七实施例)

接下来，图22示出了本实施例的乳房放射线照相装置110，其能够对对象B执行放大放射线照相。乳房放射线照相装置110具有FPD移动机构111，其用于在z方向上移动FPD 30。随着将FPD 30移动远离X射线源11，放大入射到FPD 30上的图像，且从而对对象B执行了放大放射线照相。控制器20控制FPD移动机构111，以将FPD 30移动至根据通过输入设备21输入的放大率的位置。其他配置和操作与上述第四实施例的配置和操作相同，因此省略对其的描述。

(第八实施例)

图23示出了根据本发明的第八实施例的X射线成像系统120。X射线成像系统120与第一实施例的X射线成像系统10的不同之处在于：在X射线源121的准直仪单元122中提供了多缝123。其他配置和操作与第一实施例的配置和操作相同，因此省略对其的描述。

在第一实施例中，当将X射线源11和FPD 30之间的距离设为在一般医院的放射线照相室中使用的设置(1m至2m)时，由X射线焦点18b的大小(一般地，大约0.1mm至1mm)所引起的G1图像的模糊可以导致相位对比图像的图像质量劣化。在该情况下，可以在X射线焦点18b的紧邻区域中提供小孔，以有效地降低焦点大小。当减小小孔的开孔面积(aperture area)，以降低有效焦点大小时，X射线强度下降。为了解决该问题，在本实施例中，在X射线焦点18b的紧邻区域中布置多缝123。

多缝123是具有与在成像单元12中提供的第一和第二吸收光栅31和32相似或相同配置的吸收光栅(第三吸收光栅)。多缝123具有在一个方向(y方向)上延伸并周期布置在与第一和第二吸收光栅31和32的X射线屏蔽元件31b和32b相同方向(x方向)上的X射线屏蔽元件。通过部分屏蔽从X射线焦点18b发射的放射线，多缝123减小了x方向上的有效焦点大小，以形成x方向上的多个点光源(分散光源)。在本实施例中，关于z方向，多缝123的位置是X射线焦点的位置。

需要将多缝123的光栅间距p₃设为满足数学表达式(17)，其中，L₃代表在多缝123和第一吸收光栅31之间的距离。

$p_3=\frac{L_3}{L_2}{p}_2...\left(17\right)$

在本实施例中，多缝123的位置实质上是X射线焦点的位置。因此，确定第二吸收光栅32的光栅间距p₂和开口宽度d₂，以满足数学表达式(18)和(19)。

$p_2=\frac{L_3+L_2}{L_3}{p}_1...\left(18\right)$

$d_2=\frac{L_3+L_2}{L_3}{d}_1...\left(19\right)$

在本实施例中，为了确保FPD30的检测面在x方向上的有效视野的长度V，确定第一和第二吸收光栅31和32的X射线屏蔽元件31b和32b的厚度h₁和h₂，以满足数学表达式(20)和(21)，其中，L’代表在多缝123和FPD30的检测面之间的距离。

$h_1\&le;\frac{L^{\&prime;}}{V/2}{d}_1...\left(20\right)$

$h_2\&le;\frac{L^{\&prime;}}{V/2}{d}_2...\left(21\right)$

数学表达式(17)表示：使得从多缝123分散形成的每个点光源发射的X射线在第二吸收光栅32的位置处的每个G1图像一致(重叠)的几何条件。在本实施例中，由于基于多缝123形成的点光源的G1图像彼此叠加，在不降低X射线强度的情况下，改进了相位对比图像的图像质量。

上述多缝123不限于第一实施例，且适用于上述任何实施例。

(第九实施例)

如第一实施例所述，相位对比图像基于X射线在第一和第二吸收光栅31和32的X射线屏蔽元件31b和32b的周期布置方向(x方向)上的折射分量。相位对比图像不包括在X射线屏蔽元件31b和32b的延伸方向(y方向)上的折射分量。为此，根据对象H的形状和定向，存在不能被可视化的身体部分。例如，当关节软骨的承重面处于y方向时，考虑到：具有与承重面相垂直的形状的软骨周围组织(比如肌腱和韧带)未充分可视化。在移动对象H之后，可以再次重新拍摄未充分可视化的身体部分的图像。然而，这增加了对象H的物理压力和操作员的负担。此外，难以确保重新拍摄图像的位置可再现性。

在第九实施例中，如图24A和24B所示，适于提供光栅旋转机构130，用于绕着与第一和第二吸收光栅31和32的中心正交的虚拟线(X射线的光轴A)将第一和第二吸收光栅31和32整体旋转90度，从图24A所示的第一定向(X射线屏蔽元件31b和32b在y方向上延伸的方向)旋转至图24B所示的第二定向(X射线屏蔽元件31b和32b在x方向上延伸的方向)。适于针对第一和第二定向中的每一个定向来执行与上述操作和过程相似或相同的操作和过程，以产生相位对比图像。

光栅旋转机构130可以将第一和第二吸收光栅31和32与FPD30无关地加以整体旋转。光栅旋转机构130可以整体旋转第一吸收光栅31、第二吸收光栅32以及FPD30。旋转角度不限于90°。在旋转角度上不存在约束。使用光栅旋转机构130来产生第一和第二定向下的相位对比图像适用于上述任何实施例。

(第10实施例)

配置第一实施例的第一和第二吸收光栅31和32，使得X射线屏蔽元件31b和32b的周期布置方向是线性的(即，光栅表面是平坦的)。备选地，如图25所示，适于使用具有凹曲面光栅表面的第一和第二吸收光栅140和141。

第一吸收光栅140具有在基板140a的表面上以预定间距p₁周期布置的X射线屏蔽元件140b。基板140a是能够透射X射线的且是弯曲的。每个X射线屏蔽元件140b与第一实施例一样在y方向上线性延伸。第一吸收光栅140的光栅表面具有沿着圆柱面形成的形状，该圆柱面具有作为中心轴的穿过X射线焦点18b且在X射线屏蔽元件140b的延伸方向上延伸的线。类似地，第二吸收光栅141具有在基板141a的表面上以预定间距p₂周期布置的X射线屏蔽元件141b。基板141a是能够透射X射线的且是弯曲的。每个X射线屏蔽元件141b在y方向上线性延伸。第二吸收光栅141的光栅表面具有沿着圆柱面形成的形状，该圆柱面具有作为中心轴的穿过X射线焦点18b且在X射线屏蔽元件141b的延伸方向上延伸的线。

确定光栅间距p₂和开口宽度d₂以满足数学表达式(1)，其中，L₁代表在X射线焦点18b和第一吸收光栅140之间的距离，且L₂代表在第一吸收光栅140和第二吸收光栅141之间的距离。确定第一吸收光栅140的缝隙的开口宽度d₁和第二吸收光栅141的缝隙的开口宽度d₂，以满足数学表达式(2)。

从而，通过在圆柱面中形成第一和第二吸收光栅140和141的光栅表面，当对象H不存在时，从X射线焦点18b发射的所有X射线以正交方式入射光栅表面。在该实施例中，X射线屏蔽元件140b的厚度h₁和X射线屏蔽元件141b的厚度h₂没有上限。不需要考虑数学表达式(5)和(6)。

在本实施例中，在沿着光栅表面(圆柱面)的方向上，绕着作为中心的X射线焦点18b移动第一和第二吸收光栅140和141之一，以执行上述条纹扫描。在本实施例中，优选地使用检测面为圆柱形的FPD142。类似地，FPD142的检测面是圆柱面，其具有作为中心轴的穿过X射线焦点18b且在y方向上延伸的直线。

本实施例的第一吸收光栅140、第二吸收光栅141和FPD142不仅适用于第一实施例，还适用于上述任何实施例。此外，第八实施例中描述的多缝123适于具有与第一和第二吸收光栅140和141的形状相似或相同的形状。

可以用彼此相连接的平坦光栅模块来形成第一和第二光栅140和141中每一个。第一和第二吸收光栅140和141的基板140a和141a可以是柔性的。

优选地，使FPD142是柔性的，且提供SID改变机构和曲率调整机构，该SID改变机构用于改变在X射线焦点18b(源)和FPD142的检测面(图像)之间的距离(SID是源至图像距离的缩写)，曲率调整机构用于根据SID来改变曲率。可以使用例如输入设备21来输入SID值。基于输入的SID值，控制器20控制SID改变机构，以调整X射线焦点18b或FPD142的位置，并控制曲率调整机构，以改变FPD142的曲率，使得X射线入射方向变为与检测面近似正交。

当距离L₁和L₂根据由SID改变机构改变的SID的改变而改变时，优选地提供用于根据距离L₁和L₂来改变第一和第二吸收光栅140和141的曲率的机构。然而当距离L₁和L₂的改变较大时，即使改变第一和第二吸收光栅140和141的曲率，光栅间距p₁和p₂也无法跟上距离L₁和L₂的改变。在该情况下，优选地让第一和第二吸收光栅140和141可被具有恰当曲率以及光栅间距p₁和p₂的光栅所替换。

(第11实施例)

在上述第10实施例中，通过在与基板140a的曲面的方向正交的方向上布置X射线屏蔽元件140b，来配置第一吸收光栅140。通过在与基板141a的曲面的方向正交的方向上布置X射线屏蔽元件141b，来配置第二吸收光栅141。从而，消除了X射线屏蔽元件140b和141b的厚度限制。如图26所示，优选地通过沿着基板150a的曲面的方向来布置X射线屏蔽元件150b，来配置第一吸收光栅150，且通过沿着基板151a的曲面的方向来布置X射线屏蔽元件151b，来配置第二吸收光栅151(即，使X射线屏蔽元件150b和151b弯曲)。

在上述第10实施例中，需要沿着圆形轨道执行第一和第二吸收光栅140和141的相对扫描，该圆形轨道绕着作为中心的X射线焦点18b。在本实施例中，扫描方向可以是与曲面的方向正交的方向(x方向)(即，线性路径)。因此，可以采用使用了导轨(用于线性运动)和致动器(比如脉冲马达)的简单机构来实现扫描机构。其他配置和操作与上述第10实施例所述的配置和操作相似或相同，因此省略对其的描述。

(第12实施例)

在上述每个实施例中，与FPD无关地提供第二吸收光栅。在使用日本专利待审公开No.2009-133823所公开的FPD的情况下，可以消除第二吸收光栅。该FPD是直接转换类型FPD，具有用于将X射线转换为电荷的转换层和用于收集转换后的电荷的电荷收集电极。每个像素中的电荷收集电极由线性电极组构成，所述线性电极组被布置为具有相互不同相位。每个线性电极组由线性电极构成，该线性电极以预定周期布置，且彼此电连接。电荷收集电极构成了强度调制器。

在图27中，本实施例的FPD160由沿x和y方向以恒定间距按二维方式布置的像素161构成。每个像素161具有用于收集由转换层转换的电荷的电荷收集电极162，转换层将X射线转换为电荷。电荷收集电极162由第一至第六线性电极组163至168构成。每个线性电极组的布置周期的相位偏移π/3。更具体地，当确定第一线性电极组163的相位为零，则第二线性电极组164的相位为π/3；第三线性电极组165的相位为2π/3；第四线性电极组166的相位为π；第五线性电极组167的相位为4π/3；第六线性电极组168的相位为5π/3。

第一至第六线性电极组163至168中的每一个具有在y方向上延伸且以预定间距p₂周期布置的线性电极。

每个像素161还具有用于读取由电荷收集电极162收集的电荷的开关组169。开关组169由分别提供给第一至第六线性电极组163至168的TFT开关构成。控制开关组169，以分别读取由第一至第六线性电极组163至168中每一个所收集的电荷。从而，每次图像捕捉，基于G2图像(条纹图像)获得彼此相位不同的6个不同条纹图像。基于6个不同的条纹图像，产生相位对比图像。

使用本实施例的FPD160消除了对成像单元中的第二吸收光栅32的需要。因此，降低了成本，且获得了具有更低端的成像单元。在本实施例中，通过单一曝光获得具有不同相位的条纹图像。因此，不需要用于条纹扫描的机械扫描，且从而消除了扫描机构33。除了上述电荷收集电极之外，还可以使用具有在日本专利待审公开No.2009-133823中公开的配置的电荷收集电极。

(第13实施例)

在上述每个实施例中，在固定X射线源和成像单元时，执行一系列图像捕捉，以获得一个相位对比图像。还可以在与光轴A正交的方向之一上将X射线源和成像单元平移到若干位置时，获得若干相位对比图像。在该情况下，可以通过将彼此部分重叠的获得的相位对比图像加以缝合，产生比FPD的检测面的大小更大的长图像。

例如，对于对处于站姿的患者执行成像的第一实施例的X射线成像系统10而言，如图28所示，控制X射线源固定器14和直立支架15，以在上下方向上以互锁方式移动X射线源11和成像单元12，以在与X射线的光轴A正交的方向上平移X射线源11和成像单元12。在第三实施例中，沿直立支撑72的凹槽74移动旋转臂71允许上述平移。对于第二、第四和第五实施例，不存在用于平移X射线源和成像单元的机构。因此，可以如上所述提供在与光轴A正交的方向上平移X射线源和成像单元的机构。

优选地，在x和y方向上以二维方式移动X射线源和成像单元时执行成像，以产生在二维方向上将相位对比图像加以缝合的长图像。

(第14实施例)

在上述每个实施例中，作为示例，获得二维相位对比图像。相位对比图像允许对难以使用常规X射线成像来可视化的诸如肌腱和血管之类的软组织进行可视化。然而，在二维平坦图像中，该可视化还可能针对成像诊断产生障碍阴影。

为了分离障碍阴影，以执行正确的图像解释和诊断，优选地将本发明应用于获得三维图像的X射线相位CT装置。更具体地，如图29所示，提供旋转移动机构170。旋转移动机构170在图28所示箭头方向上，相对于布置在X射线源11和成像单元12之间的对象H，整体旋转X射线源11和成像单元12。基于由成像单元12在旋转移动机构170旋转的不同旋转角度处获得的对象H的相位对比图像，3D图像重构部171产生对象H的三维图像。

基于两个或更多个图像来产生三维图像的方法与传统X射线CT装置相似或相同。在本实施例中，与第五实施例一样，可以将对象H布置在第一吸收光栅和第二吸收光栅之间。取代X射线源11，可以使用第八实施例的X射线源121。优选地通过使用第12实施例的FPD160的单一曝光来获得一个相位对比图像。

(第15实施例)

为了分离障碍阴影并允许正确的图像解释和诊断，优选地将本发明应用于获得立体图像的立体装置，该立体图像允许立体视觉。更具体地，如图30所示，提供在图30中箭头方向上将X射线源11的位置相对于对象H和成像单元12加以改变的位置改变机构180。基于由成像单元12在位置改变机构180改变的第一和第二位置处获得的对象H的2个相位对比图像，立体图像产生部181产生对象H的立体图像。

在第一和第二位置中，优选地调整准直仪19a，使得X射线源11的X射线辐照区域与成像单元12的成像部41一致。优选地，通过改变X射线源11在第一和第二位置处的角度，使得X射线辐照区域和成像部41一致。

基于两个图像来产生立体图像的方法与传统立体装置相似或相同。在本实施例中，与第五实施例一样，可以将对象H布置在第一吸收光栅和第二吸收光栅之间。取代X射线源11，可以使用第八实施例的X射线源121。优选地使用第12实施例的FPD160，以通过单一曝光来获得一个相位对比图像。

在本实施例中，由于沿着y方向改变X射线源11的位置(第一和第二吸收光栅的X射线屏蔽元件的延伸方向)，存在以下优点：不发生由于X射线源11的位置改变而产生的X射线在第一和第二吸收光栅上的倾斜入射所造成的阴影。

(第16实施例)

传统X射线诊断成像基于吸收对比图像。尽管相位对比图像允许对难以在吸收对比图像中可视化的组织及其病理改变进行可视化，参考与相位对比图像相对应的吸收对比图像有助于解释。例如，通过诸如加权、渐变和频率增强处理之类的恰当处理，将吸收对比图像和相位对比图像叠加，使用相位对比图像的信息来补偿吸收对比图像是有效的。然而，除了相位对比图像之外还捕捉吸收对比图像使得在相位对比图像和吸收对比图像的图像捕捉期间由于关注的身体部位的位移而造成难以将相位对比图像和吸收对比图像叠加。此外，增加图像捕捉次数增加了对象(患者)的物理压力。近来，除了相位对比图像和吸收对比图像之外，小角度散射图像已引起关注。小角度散射图像能够表现由组织内的微结构引起的组织条件。小角度散射图像被预期为用于癌症、心血管疾病等的新图像诊断的表示方法。

在本实施例中，如图31所示，使用处理部190，其能够基于为产生相位对比图像所获得的两个或更多个图像来产生吸收对比图像和小角度散射图像。处理部190由相位对比图像产生部191、吸收对比图像产生部192、小角度散射图像产生部193构成。这些部基于在M个扫描位置k＝0，1，2，...和M-1中每一个位置处获得的图像数据来执行处理。在这些部中，相位对比图像产生部191根据上述过程来产生相位对比图像。

如图32所示，吸收对比图像产生部192通过针对所有k个部或其一部分的每个像素数据I_k(x，y)计算的平均值，产生吸收对比图像。可以通过将像素数据I_k(x，y)关于k求平均来简单地计算平均值。然而，当M较小时，作为结果的吸收对比图像包括相对较大的偏差。在该情况下，在用正弦波拟合像素数据I_k(x，y)之后，可以获得拟合的正弦波的平均值。如果平均值以外的值对应于平均值，则该值可以用于产生吸收对比图像。因此，可以使用以下值，其中，将像素数据I_k(x，y)针对每个像素中所有k个部或其一部分简单地相加。

小角度散射图像产生部193通过在每个像素中所有k个部或其一部分的像素数据I_k(x，y)的幅度值，产生小角度散射图像。可以通过获得在所有k个部或其一部分的像素数据I_k(x，y)的最大值和最小值之间的差，来执行幅度值的计算。如果“M”较小，则作为结果的小角度散射图像包括相对较大的偏差。在该情况下，可以在使用正弦波拟合像素数据I_k(x，y)之后，获得拟合的正弦波的幅度值。除了幅度值之外，为了产生小角度散射图像，可以使用方差、标准偏差等作为与相对于平均值的变化对应的值。

(第17实施例)

在上述第一实施例中，作为示例，使用发射具有锥束形式的X射线的X射线源11。取而代之地，可以使用发射具有平行束形式的X射线的X射线源。在该情况下，将上述数学表达式(1)改为数学表达式(22)。将上述数学表达式(2)改为数学表达式(23)。将上述数学表达式(3)改为数学表达式(24)。将上述数学表达式(4)改为数学表达式(25)。

p₂＝p₁  …(22)

d₂＝d₁  …(23)

$Z=m\frac{{p_1}^2}{\mathrm{\&lambda;}}...\left(24\right)$

$L_2<\frac{{p_1}^2}{\mathrm{\&lambda;}}...\left(25\right)$

在上述实施例中，第一吸收光栅和第二吸收光栅之间的距离L₂小于最小塔尔伯特长度。本发明不限于此。距离L₂可以大于等于最小塔尔伯特长度。距离L₂可以等于塔尔伯特长度。在本发明中，在第一吸收光栅没有衍射的情况下投影X射线。位移量Δx(参见图9)随着距离L₂的增加而增加。因此，通过增加距离L₂，以高准确度来检测X射线的折射角度

在上述实施例中，使用条纹扫描方法来获得相位微分图像。本发明不限于此。可以使用在PCT公布No.WO2010/050483中公开的傅立叶变换方法来获得相位微分图像。在该情况下，在与莫尔条纹正交的方向上的像素的布置间距和像素尺寸(X射线成像区域的尺寸)需要与莫尔周期不同，以检测莫尔条纹。

工业实用性

本发明适用于医疗诊断装置。本发明不限于医疗诊断的用途。可以将本发明应用于工业用途和用于无损检查等的放射线检测装置中。取代X射线，还可以使用伽马射线作为放射线。

Claims (29)

1.一种放射成像系统，包括：

第一光栅，具有在第一方向上延伸并以第一间距布置在第二方向上的两个或更多个放射屏蔽元件，所述第二方向与所述第一方向正交，从放射源发射的放射线穿过所述第一光栅，以产生第一周期图案图像；

第二光栅，具有在第一方向上延伸并以第二间距布置在第二方向上的两个或更多个放射屏蔽元件，所述第二光栅的放射屏蔽元件部分屏蔽所述第一周期图案图像，以产生第二周期图案图像；

扫描部，用于在所述第二方向上以预定间距将所述第一光栅和所述第二光栅中的至少一个相对于另一个加以移动；

放射图像检测器，用于将所述第二周期图案图像检测为图像信号；

处理部，用于基于由所述放射图像检测器获得的图像信号，对相位信息进行成像；

其中，满足数学表达式D_X≠n×(p₁′×p₂′)/|p₁′-p₂′|，其中，p₁′代表在所述第二光栅的位置处的所述第一周期图案图像关于所述第二方向的周期，且p₂′代表所述第二光栅关于所述第二方向的实质光栅间距，且D_X代表所述放射图像检测器中每个像素的放射成像区域关于所述第二方向的尺寸，以及n代表正整数。

2.根据权利要求1所述的放射成像系统，其中，满足数学表达式D_X＜(p₁′×p₂′)/|p₁′-p₂′|。

3.根据权利要求1所述的放射成像系统，其中，所述第一光栅是吸收光栅，以及穿过所述第一光栅的放射线在没有引起塔尔伯特干涉的情况下，将所述第一周期图案图像形成为投影图像。

4.根据权利要求3所述的放射成像系统，其中，满足数学表达式L₂＜{(L₁+L₂)/L₁}×p₁ ²/λ，其中，L₁代表所述放射源的焦点和所述第一光栅之间的距离，L₂代表所述第一光栅和所述第二光栅之间的距离，p₁代表所述第一间距，以及λ代表所述放射线的峰值波长。

5.根据权利要求1所述的放射成像系统，其中，满足数学表达式p₂＝{(L₁+L₂)/L₁}×p₁，其中，L₁代表所述放射源的焦点和所述第一光栅之间的距离，L₂代表所述第一光栅和所述第二光栅之间的距离，p₁代表所述第一间距，以及p₂代表所述第二间距。

6.根据权利要求1所述的放射成像系统，其中，满足数学表达式d₂＝{(L₁+L₂)/L₁}×d₁，其中，L₁代表所述放射源的焦点和所述第一光栅之间的距离，L₂代表所述第一光栅和所述第二光栅之间的距离，d₁代表所述第一光栅的缝隙在所述第二方向上的开口宽度，以及d₂代表所述第二光栅的缝隙在所述第二方向上的开口宽度。

7.根据权利要求6所述的放射成像系统，其中，满足数学表达式h₁≤{L/(V/2)}×d₁，其中，L代表所述放射源的焦点和所述放射图像检测器之间的距离，且h₁代表所述第一光栅的放射屏蔽元件在与所述第一和第二方向正交的方向上的厚度，以及V代表在所述放射图像检测器的检测面上在所述第二方向上的有效视野的长度。

8.根据权利要求7所述的放射成像系统，其中，满足数学表达式h₂≤{L/(V/2)}×d₂，其中，h₂代表所述第二光栅的放射屏蔽元件在与所述第一和第二方向正交的方向上的厚度。

9.根据权利要求1所述的放射成像系统，还包括：具有第三光栅的放射源，所述第三光栅用于以区域选择性的方式来屏蔽所述放射线，以产生多个点光源，其中，将所述第三光栅的位置视为焦点的位置。

10.根据权利要求1所述的放射成像系统，其中，所述放射图像检测器是平板检测器，其中，沿着所述第一和第二方向，以二维方式布置像素。

11.根据权利要求1所述的放射成像系统，还包括：改变部，用于改变所述周期p₁′和所述间距p₂′中的至少一项。

12.根据权利要求11所述的放射成像系统，其中，所述改变部绕着旋转轴，将所述第一光栅和所述第二光栅中的至少一个加以旋转，所述旋转轴平行于与所述第一和第二方向正交的方向。

13.根据权利要求11所述的放射成像系统，其中，所述改变部绕着与所述第一方向平行的旋转轴，将所述第一光栅和所述第二光栅中的至少一个加以倾斜。

14.根据权利要求11所述的放射成像系统，其中，所述改变部在与所述第一和第二方向正交的方向上，移动所述第一光栅和所述第二光栅中的至少一个。

15.根据权利要求1所述的放射成像系统，其中，所述相位信息是通过计算强度调制信号的相移值所产生的相位微分图像，以及在所述放射图像检测器的每个像素中获得所述强度调制信号。

16.根据权利要求15所述的放射成像系统，其中，所述处理部在所述第二方向上对所述相位微分图像进行积分，以产生相位对比图像。

17.根据权利要求1所述的放射成像系统，还包括：光栅旋转部，用于绕着旋转轴，将所述第一光栅和所述第二光栅旋转预定角度，所述旋转轴平行于与所述第一和第二方向正交的方向，其中，在所述旋转之前和之后，对所述相位信息进行成像。

18.根据权利要求1所述的放射成像系统，其中，将所述放射源和所述放射图像检测器水平相对，以允许对处于站姿的对象进行成像。

19.根据权利要求1所述的放射成像系统，其中，将所述放射源和所述放射图像检测器在上下方向上相对，以允许对处于卧姿的对象进行成像。

20.根据权利要求1所述的放射成像系统，其中，旋转臂夹持所述放射源和所述放射图像检测器，以允许对处于站姿和卧姿的对象进行成像。

21.根据权利要求1所述的放射成像系统，其中，所述放射成像系统是允许对作为对象的乳房进行成像的乳房放射照相装置。

22.根据权利要求21所述的放射成像系统，还包括：互锁移动部，用于在光轴方向上，相对于所述对象，以互锁方式移动所述放射源、所述第一光栅、所述第二光栅和所述放射图像检测器；以及控制器，用于根据放大率来控制所述互锁移动部，以调整所述放射源和所述对象之间的距离。

23.根据权利要求21所述的放射成像系统，还包括：图像检测器移动部，用于在光轴方向上，相对于所述对象，移动所述放射图像检测器；以及控制器，用于根据放大率来控制所述图像检测器移动部，以调整所述放射源和所述放射图像检测器之间的距离。

24.根据权利要求1所述的放射成像系统，其中，沿着圆柱面布置所述第一光栅和所述第二光栅，所述圆柱面以穿过所述放射源的焦点的线为轴。

25.根据权利要求24所述的放射成像系统，其中，所述第一光栅和所述第二光栅沿着所述圆柱面的曲面方向延伸。

26.根据权利要求1所述的放射成像系统，还包括：旋转移动部，用于绕着对象整体移动所述放射源、所述第一光栅、所述第二光栅和所述放射图像检测器；以及三维图像产生部，用于基于在所述旋转移动部旋转的不同旋转角度处获得的两条或更多条相位信息，产生三维图像。

27.根据权利要求1所述的放射成像系统，还包括：位置改变部，用于在所述第一方向上改变所述放射图像检测器和所述放射源之间的相对位置；以及立体图像产生部，用于基于在所述位置改变部改变的第一和第二相对位置处获得的相位信息，产生立体图像。

28.根据权利要求1所述的放射成像系统，还包括：吸收对比图像产生部，用于获得与在所述放射图像检测器中的每个像素的像素数据的平均值相关的值，以产生吸收对比图像。

29.根据权利要求1所述的放射成像系统，还包括：小角度散射图像产生部，用于获得与在所述放射检测器中的每个像素的像素数据的平均值的变化相关的值，以产生小角度散射图像。