JP2012120715A - 放射線画像検出装置、放射線撮影装置、放射線撮影システム - Google Patents

Abstract

【課題】Ｘ線等の放射線による位相イメージングにおいて、管電圧波形の波尾による影響をなくし、得られる放射線位相コントラスト画像の画質を高める。
【解決手段】放射線画像検出装置は、第１の格子３１と、第１の格子３１を通過した放射線により形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する第２の格子３２と、放射線像と第２の格子３２との位相差が互いに異なる複数の相対位置に、放射線像と第２の格子３２とを相対変位させる走査手段３３と、第２の格子３２によってマスキングされた放射線像を検出する放射線画像検出器３０と、放射線を検出する放射線検出手段３６と、制御手段とを備える。制御手段は、放射線検出手段３６により検出される放射線の線量検出値が放射線画像検出器３０の画像に実質的に影響のない線量値まで減衰した期間内に、走査手段３３による第１の格子３１と第２の格子３２との相対変位動作を行わせる。
【選択図】図１

Description

本発明は、放射線画像検出装置、放射線撮影装置、及び放射線撮影システムに関する。

Ｘ線は、物質を構成する元素の原子番号と、物質の密度及び厚さとに依存して減衰するといった特性を有することから、被写体の内部を透視するためのプローブとして用いられている。Ｘ線を用いた撮影は、医療診断や非破壊検査等の分野において広く普及している。

一般的なＸ線撮影システムでは、Ｘ線を放射するＸ線源とＸ線を検出するＸ線画像検出器との間に被写体を配置して、被写体の透過像を撮影する。この場合、Ｘ線源からＸ線画像検出器に向けて放射された各Ｘ線は、Ｘ線画像検出器までの経路上に存在する物質の特性（原子番号、密度、厚さ）の差異に応じた量の減衰（吸収）を受けた後、Ｘ線画像検出器の各画素に入射する。この結果、被写体のＸ線吸収像がＸ線画像検出器により検出され画像化される。Ｘ線画像検出器としては、Ｘ線増感紙とフイルムとの組み合わせや輝尽性蛍光体の他、半導体回路を用いたフラットパネル検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）が広く用いられている。

しかし、Ｘ線吸収能は、原子番号が小さい元素からなる物質ほど低くなるため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収像としての十分な画像のコントラストが得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のＸ線の吸収量の差が少ないため、濃淡差が得られにくい。今までは、これらの軟部画像化にはＭＲＩ（Ｍagnetic Ｒesonance Ｉmaging）により撮影が可能ではあったが、撮影にかかる時間が数十分と長いこと、画像の分解能が１mm程度と低いこと、費用対効果により健康診断等の定期検診での実施が困難であることの不利がある。

このような問題を背景に、近年、被写体によるＸ線の強度変化に代えて、被写体によるＸ線の位相変化（屈折角度変化）に基づいた画像（以下、位相コントラスト画像と称する）を得るＸ線位相イメージングの研究が盛んに行われている。一般に、Ｘ線が物体に入射したとき、Ｘ線の強度よりも位相の方が高い相互作用を示すことが知られている。このため、位相差を利用したＸ線位相イメージングでは、Ｘ線吸収能が低い弱吸収物体であっても高コントラストの画像を得ることができる。しかしＸ線位相イメージングに関しても、今までは加速器を用いた大規模な放射光設備（例えばSPring-8）等により波長と位相の揃ったＸ線を発生することで撮影は可能であったが、設備が大規模すぎて一般の病院に使用できるレベルではないという問題を抱えていた。このような問題を解決するＸ線位相イメージングの一種として、２枚の透過回折格子（位相型格子及び吸収型格子）とＸ線画像検出器とからなるＸ線タルボ干渉計を用いたＸ線撮影システムが考案されている（例えば、特許文献１参照）。

Ｘ線タルボ干渉計は、被写体の背後に第１の回折格子Ｇ１（位相型格子あるいは吸収型格子）を配置し、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長で決まる特定距離（タルボ干渉距離）だけ下流に第２の回折格子Ｇ２（吸収型格子）を配置し、その背後にＸ線画像検出器を配置することにより構成される。上記タルボ干渉距離とは、第１の回折格子Ｇ１を通過したＸ線が、タルボ干渉効果によって自己像を形成する距離であり、この自己像は、Ｘ線源と第１の回折格子との間に配置された被写体とＸ線との相互作用（位相変化）により変調を受ける。

Ｘ線タルボ干渉計では、第１の回折格子Ｇ１の自己像と第２の回折格子Ｇ２との重ね合わせにより生じるモアレ縞を検出し、被写体によるモアレ縞の変化を解析することによって被写体の位相情報を取得する。モアレ縞の解析方法としては、例えば、縞走査法が知られている。この縞走査法によると、第１の回折格子Ｇ１に対して第２の回折格子Ｇ２を、第１の回折格子Ｇ１の面にほぼ平行で、かつ第１の回折格子Ｇ１の格子方向（条帯方向）にほぼ垂直な方向に、格子ピッチを等分割した走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を行う。そして、Ｘ線画像検出器で得られる各画素の信号値の変化から、被写体で屈折したＸ線の角度分布（位相シフトの微分像）を取得する。この取得された角度分布に基づいて被写体の位相コントラスト画像を得ることができる。

このようにして、得られる位相コントラスト画像によれば、従来のＸ線の吸収に基づく画像化方法では吸収差が小さく、全くといって良いほどコントラスト差がつかずに見えなかった組織（軟骨や軟部）が画像化可能となる。特にＸ線の吸収では軟骨と関節液の間では吸収差がほとんど得られなかったが、Ｘ線位相（屈折）イメージングでは明確にコントラストがついて画像化できる。これにより、高齢者の多くが潜在患者と考えられている変形性膝関節症、スポーツ障害等での半月板損傷などの関節疾患、リウマチ、アキレス腱損傷、椎間板ヘルニアなどの軟部組織を、迅速かつ簡便にＸ線により診断でき、潜在患者の早期診断、早期治療や医療費の削減に貢献することが期待される。

特開２００８−２００３５９号公報

上記のＸ線位相（屈折）イメージングは、第２の回折格子Ｇ２をステップ移動させながら複数回撮影し、各撮影画像から得られる画素毎の複数の強度値から各画素に入射するＸ線の位相を復元して位相コントラスト画像を形成するものである。

そこで、特許文献１のＸ線撮影システムにおいては、撮影毎にＸ線の照射を停止する際、Ｘ線管への電力供給を停止させている。しかし、Ｘ線システムには次に示す時定数があるため、電力供給を停止した後も暫くの期間は電力が供給され続け、Ｘ線を即時停止することができない。即ち、Ｘ線管の出力には、ある一定期間残留出力（波尾と呼称する）が存在する。

Ｘ線管球に流す管電流をＩ、管電圧をＶとすると、Ｘ線管球の見掛けの抵抗Ｒは、Ｒ＝Ｖ／Ｉで表される。また、Ｘ線管球の容量をＣ_Tube[pF]、Ｘ線ケーブルの容量をＣ_line[pF/m]、ケーブル長をＬとすると、このＸ線システムの容量Ｃは、Ｃ＝Ｃ_Tube＋Ｃ_line×Ｌで求められる。この場合のＸ線システムの時定数τはτ＝ＲＣで求められる。

例えば、軟部組織のコントラストを得るため、管電圧を50ｋV、管電流を50mAに設定する場合、抵抗Ｒは１×10⁶、Ｘ線管球の容量Ｃ_Tubeは500〜1500pF程度であるから代表として500pF、Ｘ線ケーブルの容量Ｃ_lineは100pF〜200pF程度であるから代表として150pF/ｍ、ケーブル長を20ｍとすると、Ｘ線システムの容量Ｃは3500pFとなる。よって時定数τは、3.5msecとなり、上述した波尾の時間は、十分なＸ線の減衰時間としてτの3〜5倍とすると十数ｍｓとなる。

Ｘ線位相（屈折）イメージングとして複数枚撮影する際には、患者は病気/疾患のため長時間じっとしていられない状態であることが多く、できるだけ短時間で撮影を行いたい。よって2〜30画像/秒程度で撮影を行うためにＸ線の照射時間も20msec以下程度で行う必要がある。このような場合、照射時間が20msec以下であっても波尾が十数ｍｓ程度存在すると、波尾の時間は照射時間全体に対して無視できない程の割合となる。このような波尾によるＸ線が発生している時間帯に第２の回折格子Ｇ２を駆動すると、第２の回折格子Ｇ２の移動により、第１の回折格子Ｇ１と第２の回折格子Ｇ２との間の距離が変化してモアレ縞が変動する。このモアレ縞の変動は、本来の位相差/屈折率差によるモアレ縞のパターンに重畳されて、撮影後に位相差/屈折率差の画像を再構成する際に演算誤差を生じさせる原因となる。

そのため、位相コントラスト画像を生成する際に、コントラストや解像度の低下や、完全にはモアレ縞の変動が除去できない等のアーティファクトを生じ、診断能が著しく低下する。また、波尾が自然と収束するまで待って撮影していては、複数回の撮影を完了するまでに時間がかかり、患者の体動によるブレの問題も生じる。更に、第２の回折格子Ｇ２の移動に関しても、第２の回折格子Ｇ２の移動速度は立ち上がり時に過渡応答するので移動速度が等速ではない。この移動速度の過渡時に波尾によるＸ線が発生していると、この影響による成分も画像に重畳されてしまい、安定したモアレ縞のパターンが得られなくなる。また、被写体を透過することで生じるＸ線の位相シフト/屈折率変化によるＸ線の位置ズレは１μm程度と僅かであり、強度値の僅かな変動も位相復元精度に多大な影響を及ぼす。

このように、Ｘ線位相（屈折）イメージングにおける波尾が及ぼす影響は、複数画像のわずかな変化から画像を演算によって再構成をするわけではない通常のＸ線の静止画や動画撮影の場合と比較して遙かに大きなものとなる。また、ＣＴやトモシンセシス等の被写体に対してＸ線の入射角度を変えながら被写体の画像自体が大きく変わる複数枚撮影を行った後、画像を再構成する場合と比較しても影響は大きい。それは、位相コントラスト画像では被写体に対してＸ線の入射角度を変えずに第２の回折格子を並進移動しながらＸ線の位相シフト／屈折率変化による１μｍ程度の僅かなＸ線の位置ずれを被写体画像に対してモアレの重畳として撮影するが、被写体の画像自体にはほとんど変化はなく、複数画像間のわずかな画像変化から位相コントラスト画像を再構成するためである。よって、Ｘ線の入射角度を変えて被写体の画像自体が大きく変わる複数の画像から再構成画像を演算するＣＴやトモシンセシス等の再構成を行う他の撮影と比較しても、位相コントラスト画像ではわずかな画像変化に対する影響は大きなものとなる。更に、同じＸ線の入射角度で異なる複数のエネルギーの被写体画像からエネルギー吸収分布を再構成することで軟部組織と骨部組織などを分離するエネルギーサブトラクション画像でも、撮影エネルギーが異なることで複数画像間の被写体コントラストが大きく変わるため、位相コントラスト画像の方が波尾によるＸ線の発生期間中における第２の回折格子の移動に伴うわずかな画像変化の変動で及ぼされる影響は大きい。

本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、Ｘ線等の放射線による位相イメージングにおいて、管電圧波形の波尾による影響をなくし、得られる放射線位相コントラスト画像の画質を高めることを目的とする。

第１の格子と、
前記第１の格子を通過した放射線により形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する第２の格子と、
前記放射線像と前記第２の格子との位相差が互いに異なる複数の相対位置に、前記放射線像と前記第２の格子の少なくとも一方を他方に対して相対変位させる走査手段と、
前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、
前記放射線の光路上に設けられ前記放射線画像検出器に照射される放射線を検出する放射線検出手段と、
前記放射線検出手段により検出される放射線の線量検出値が前記放射線画像検出器の画像に実質的に影響のない線量値まで減衰した期間内に、前記走査手段による前記第１の格子と前記第２の格子との相対変位動作を行わせる制御手段と、
を備えた放射線画像検出装置。

本発明によれば、Ｘ線等の放射線による位相イメージングにおいて、放射線検出手段により検出される放射線の線量検出値が放射線画像検出器の画像に実質的に影響のない線量値まで減衰した期間内に、走査手段による第１の格子と第２の格子との相対変位動作を行わせることで、管電圧波形の波尾による影響が撮影画像に及ぶことを防止できる。これにより、得られる放射線位相コントラスト画像の画質を高めることができる。

本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの制御ブロック図である。 図１の放射線撮影システムの射線画像検出器の構成を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の斜視図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の側面図である。 （Ａ），（Ｂ），（Ｃ）は第１及び第２の格子の重ね合わせによるモアレ縞の周期を変更するための機構を示す模式図である。 被写体による放射線の屈折を説明するための模式図である。 縞走査法を説明するための模式図である。 縞走査に伴う放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。 電離箱型のフォトタイマの断面図である。 フォトタイマを用いて露出制御を行う際の制御ブロック図である。 Ｘ線源に印加する管電圧の波形と、フォトタイマの検出信号と、走査機構による格子移動量との関係を示す説明図である。 フォトタイマの配置位置を示す説明図である。 Ｘ線検出部を有するＦＰＤの撮像回路の回路図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 図１５の放射線撮影システムの変形例の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、放射線画像を生成する演算部の構成を示すブロック図である。 図１８の放射線撮影システムの演算部における処理を説明するための放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。

図１は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示し、図２は、図１の放射線撮影システムの制御ブロックを示す。

Ｘ線撮影システム１０は、被写体（患者）Ｈを立位状態で撮影するＸ線診断装置であって、被写体ＨにＸ線を放射するＸ線源１１と、Ｘ線源１１に対向配置され、Ｘ線源１１から被写体Ｈを透過したＸ線を検出して画像データを生成する撮影部１２と、操作者の操作に基づいてＸ線源１１の曝射動作や撮影部１２の撮影動作を制御するとともに、撮影部１２により取得された画像データを演算処理して位相コントラスト画像を生成するコンソール１３とに大別される。

Ｘ線源１１は、天井から吊り下げられたＸ線源保持装置１４により上下方向（ｘ方向）に移動自在に保持されている。撮影部１２は、床上に設置された立位スタンド１５により上下方向に移動自在に保持されている。

Ｘ線源１１は、Ｘ線源制御部１７の制御に基づき、高電圧発生器１６から印加される高電圧に応じてＸ線を発生するＸ線管１８と、Ｘ線管１８から発せられたＸ線のうち、被写体Ｈの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限する可動式のコリメータ１９ａを備えたコリメータユニット１９と、後述する露光制御部３７から構成されている。Ｘ線管１８は、陽極回転型であり、電子放出源（陰極）としてのフィラメント（図示せず）から電子線を放出して、所定の速度で回転する回転陽極１８ａに衝突させることによりＸ線を発生する。この回転陽極１８ａの電子線の衝突部分がＸ線焦点１８ｂとなる。

Ｘ線源保持装置１４は、天井に設置された天井レール（図示せず）により水平方向（ｚ方向）に移動自在に構成された台車部１４ａと、上下方向に連結された複数の支柱部１４ｂとからなる。台車部１４ａには、支柱部１４ｂを伸縮させて、Ｘ線源１１の上下方向に関する位置を変更するモータ（図示せず）が設けられている。

立位スタンド１５は、床に設置された本体１５ａに、撮影部１２を保持する保持部１５ｂが上下方向に移動自在に取り付けられている。保持部１５ｂは、上下方向に離間して配置された２つのプーリ１５ｃの間に掛架された無端ベルト１５ｄに接続され、プーリ１５ｃを回転させるモータ（図示せず）により駆動される。このモータの駆動は、操作者の設定操作に基づき、後述するコンソール１３の制御装置２０により制御される。

また、立位スタンド１５には、プーリ１５ｃ又は無端ベルト１５ｄの移動量を計測することにより、撮影部１２の上下方向に関する位置を検出するポテンショメータ等の位置センサ（図示せず）が設けられている。この位置センサの検出値は、ケーブル等によりＸ線源保持装置１４に供給される。Ｘ線源保持装置１４は、供給された検出値に基づいて支柱部１４ｂを伸縮させ、撮影部１２の上下動に追従するようにＸ線源１１を移動させる。

コンソール１３には、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等からなる制御装置２０が設けられている。制御装置２０には、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置２１と、撮影部１２により取得された画像データを演算処理してＸ線画像を生成する演算処理部２２と、Ｘ線画像を記憶する記憶部２３と、Ｘ線画像等を表示するモニタ２４と、Ｘ線撮影システム１０の各部と接続されるインターフェース（Ｉ／Ｆ）２５とがバス２６を介して接続されている。

入力装置２１としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等を用いることが可能であり、入力装置２１の操作により、Ｘ線管電圧やＸ線照射時間等のＸ線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。モニタ２４は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置２０の制御により、Ｘ線撮影条件等の文字やＸ線画像を表示する。

撮影部１２には、半導体回路からなるフラットパネル検出器（ＦＰＤ）３０、被写体ＨによるＸ線の位相変化（角度変化）を検出し位相イメージングを行うための第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２が設けられている。また、ＦＰＤ３０と第２の吸収型格子３２との間の走査機構３３に干渉しない隙間には、Ｘ線検出部としてフォトタイマ３６を配置している。フォトタイマ３６は、Ｘ線により電離した電荷量を検出し、これにより生成される信号電流を露光制御部３７に出力する。

ＦＰＤ３０は、検出面がＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交するように配置されている。詳しくは後述するが、第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、ＦＰＤ３０とＸ線源１１との間に配置されている。

また、撮影部１２には、第２の吸収型格子３２を上下方向（ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の吸収型格子３１に対する第２の吸収型格子３２の相対位置関係を変化させる走査機構３３が設けられている。この走査機構３３は、例えば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。

図３は、図１の放射線撮影システムに含まれる放射線画像検出器の構成を示す。

放射線画像検出器としてのＦＰＤ３０は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素４０がアクティブマトリクス基板上にｘｙ方向に２次元配列されてなる受像部４１と、受像部４１からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路４２と、各画素４０に蓄積された電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して記憶する読み出し回路４３と、画像データをコンソール１３のＩ／Ｆ２５を介して演算処理部２２に送信するデータ送信回路４４とから構成されている。なお、走査回路４２と各画素４０とは、行毎に走査線４５によって接続されており、読み出し回路４３と各画素４０とは、列毎に信号線４６によって接続されている。

各画素４０は、アモルファスセレン等の変換層（図示せず）でＸ線を電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたキャパシタ（図示せず）に蓄積する直接変換型の素子として構成することができる。各画素４０には、ＴＦＴスイッチ（図示せず）が接続され、ＴＦＴスイッチのゲート電極が走査線４５、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線４６に接続される。ＴＦＴスイッチが走査回路４２からの駆動パルスによってＯＮ状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線４６に読み出される。

なお、各画素４０は、テルビウム賦活酸化ガドリニウム（Ｇｄ_２Ｏ₂Ｓ:Ｔｂ）やタリウム賦活ヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｔｌ）等からなるシンチレータ（図示せず）でＸ線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード（図示せず）で電荷に変換して蓄積する間接変換型のＸ線検出素子として構成することも可能である。また、Ｘ線画像検出器としては、ＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤに限られず、ＣＣＤセンサやＣＭＯＳセンサ等の固体撮像素子をベースとした各種のＸ線画像検出器を用いることも可能である。

読み出し回路４３は、積分アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、補正回路、及び画像メモリ（いずれも図示せず）により構成されている。積分アンプ回路は、各画素４０から信号線４６を介して出力された電荷を積分して電圧信号（画像信号）に変換して、Ａ／Ｄ変換器に入力する。Ａ／Ｄ変換器は、入力された画像信号をデジタルの画像データに変換して補正回路に入力する。補正回路は、画像データに対して、オフセット補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正を行い、補正後の画像データを画像メモリに記憶させる。なお、補正回路による補正処理として、Ｘ線の露光量や露光分布（いわゆるシェーディング）の補正や、ＦＰＤ３０の制御条件（駆動周波数や読み出し期間）に依存するパターンノイズ（例えば、ＴＦＴスイッチのリーク信号）の補正等を含めてもよい。

図４及び図５は、図１の放射線撮影システムの撮影部を示す。

第１の吸収型格子３１は、基板３１ａと、この基板３１ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３１ｂとから構成されている。同様に、第２の吸収型格子３２は、基板３２ａと、この基板３２ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３２ｂとから構成されている。基板３１ａ，３１ｂは、いずれもＸ線を透過させるガラス等のＸ線透過性部材により形成されている。

Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、いずれもＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交する面内の一方向（図示の例では、ｘ方向及びｚ方向に直交するｙ方向）に延伸した線状の部材で構成される。各Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの材料としては、Ｘ線吸収性に優れるものが好ましく、例えば、金、白金等の重金属であることが好ましい。これらのＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、金属メッキ法や蒸着法によって形成することが可能である。

Ｘ線遮蔽部３１ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期ｐ_１で、互いに所定の間隔ｄ_１を空けて配列されている。同様に、Ｘ線遮蔽部３２ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期ｐ_２で、互いに所定の間隔ｄ_２を空けて配列されている。このような第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、入射Ｘ線に位相差を与えるものでなく、強度差を与えるものであるため、振幅型格子とも称される。なお、スリット部（上記間隔ｄ_１，ｄ_２の領域）は空隙でなくてもよく、例えば、高分子や軽金属などのＸ線低吸収材で該空隙を充填してもよい。

第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、タルボ干渉効果の有無に係らず、スリット部を通過したＸ線を幾何学的に投影するように構成されている。具体的には、間隔ｄ_１，ｄ_２を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線のピーク波長より十分大きな値とすることで、照射Ｘ線に含まれる大部分のＸ線をスリット部で回折させずに、直進性を保ったまま通過するように構成する。例えば、前述の回転陽極１８ａとしてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、Ｘ線のピーク波長は、約０．４Åである。この場合には、間隔ｄ_１，ｄ_２を、１〜１０μｍ程度とすれば、スリット部で大部分のＸ線が回折されずに幾何学的に投影される。

Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点１８ｂを発光点としたコーンビームであるため、第１の吸収型格子３１を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像と称する）は、Ｘ線焦点１８ｂからの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、そのスリット部が、第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定されている。すなわち、Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子３１までの距離をＬ_１、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離をＬ_２とした場合に、格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、次式（１）及び（２）の関係を満たすように決定される。

第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ_２は、タルボ干渉計では、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本Ｘ線撮影システム１０の撮影部１２では、第１の吸収型格子３１が入射Ｘ線を回折させずに投影させる構成であって、第１の吸収型格子３１のＧ１像が、第１の吸収型格子３１の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離Ｌ_２を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。

上記のように撮影部１２は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第１の吸収型格子３１でＸ線を回折したと仮定した場合のタルボ干渉距離Ｚは、第１の吸収型格子３１の格子ピッチｐ_１、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２、Ｘ線波長（ピーク波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、次式（３）で表される。

式（３）は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線がコーンビームである場合のタルボ干渉距離を表す式であり、「Atsushi Momose, et al., Japanese Journal of Applied Physics, Vol.47, No.10, 2008年10月, 8077頁」により知られている。

本Ｘ線撮影システム１０では、撮影部１２の薄型化を目的とし、上記距離Ｌ_２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ干渉距離Ｚより短い値に設定する。すなわち、上記距離Ｌ_２は、次式（４）を満たす範囲の値に設定される。

なお、Ｘ線源１１から照射されるＸ線が実質的に平行ビームとみなせる場合のタルボ干渉距離Ｚは次式（５）となり、上記距離Ｌ_２を、次式（６）を満たす範囲の値に設定する。

Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、Ｘ線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上記したＸ線吸収性に優れる材料（金、白金等）を用いたとしても、吸収されずに透過するＸ線が少なからず存在する。このため、Ｘ線の遮蔽性を高めるためには、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂのそれぞれの厚みｈ_１，ｈ_２を、可能な限り厚くすることが好ましい。例えば、Ｘ線管１８の管電圧が５０ｋＶの場合に、照射Ｘ線の９０％以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、厚みｈ_１，ｈ_２は、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。

一方、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ_１，ｈ_２を厚くし過ぎると、斜めに入射するＸ線がスリット部を通過しにくくなり、いわゆるケラレが生じて、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向（条帯方向）に直交する方向（ｘ方向）の有効視野が狭くなるといった問題がある。このため、視野確保の観点から、厚みｈ_１，ｈ_２の上限を規定する。ＦＰＤ３０の検出面におけるｘ方向の有効視野の長さＶを確保するには、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離をＬとすると、厚みｈ_１，ｈ_２は、図５に示す幾何学的関係から、次式（７）及び（８）を満たすように設定する必要がある。

例えば、ｄ_１＝２．５μｍ、ｄ_２＝３．０μｍであり、通常の病院での検査を想定して、Ｌ＝２ｍとした場合には、ｘ方向の有効視野の長さＶとして１０ｃｍの長さを確保するには、厚みｈ_１は１００μｍ以下、厚みｈ_２は１２０μｍ以下とすればよい。

散乱除去格子３４のＸ線遮蔽部３４ａは、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交する面内の一方向（図示の例では、ｙ方向）に延伸した帯状の部材で構成される。Ｘ線遮蔽部３４ａの材料としては、Ｘ線吸収性に優れるものが好ましく、例えば、鉛や銅、タングステン等の金属箔が用いられる。Ｘ線遮蔽部３４ａは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に互いに間隔を空けて配列されている。Ｘ線透過部３４ｂは、隣り合うＸ線遮蔽部３４ａの間を充填するように設けられている。Ｘ線透過部３４ｂの材料としては、Ｘ線低吸収材が好ましく、例えば、高分子や軽金属等が用いられる。

以上のように構成された撮影部１２では、第１の吸収型格子３１のＧ１像と第２の吸収型格子３２との重ね合わせにより、強度変調された像が形成され、ＦＰＤ３０によって撮像される。第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像のパターン周期ｐ_１’と、第２の吸収型格子３２の実質的な格子ピッチｐ_２’（製造後の実質的なピッチ）とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じる。このうち、配置誤差とは、第１及び第２の吸収型格子３１，３２が、相対的に傾斜や回転、両者の間隔が変化することによりｘ方向への実質的なピッチが変化することを意味している。

Ｇ１像のパターン周期ｐ_１’と格子ピッチｐ_２’との微小な差異により、画像コントラストはモアレ縞となる。このモアレ縞の周期Ｔは、次式（９）で表される。

このモアレ縞をＦＰＤ３０で検出するには、画素４０のｘ方向に関する配列ピッチＰは、少なくとも次式（１０）を満たす必要があり、更には、次式（１１）を満たすことが好ましい（ここで、ｎは正の整数である）。

式（１０）は、配列ピッチＰがモアレ周期Ｔの整数倍でないことを意味しており、ｎ≧２の場合であっても原理的にモアレ縞を検出することが可能である。式（１１）は、配列ピッチＰをモアレ周期Ｔより小さくすることを意味している。

ＦＰＤ３０の画素４０の配列ピッチＰは、設計的に定められた値（一般的に１００μｍ程度）であり変更することが困難であるため、配列ピッチＰとモアレ周期Ｔとの大小関係を調整するには、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の位置調整を行い、Ｇ１像のパターン周期ｐ_１’と格子ピッチｐ_２’との少なくともいずれか一方を変更することによりモアレ周期Ｔを変更することが好ましい。

図６（Ａ），（Ｂ），（Ｃ）に、モアレ周期Ｔを変更する方法を示す。

モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａを中心として相対的に回転させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａを中心として相対的に回転させる相対回転機構５０を設ける。この相対回転機構５０により、第２の吸収型格子３２を角度θだけ回転させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ_２’」→「ｐ_２’／ｃｏｓθ」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（図６（Ａ））。

別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させる相対傾斜機構５１を設ける。この相対傾斜機構５１により、第２の吸収型格子３２を角度αだけ傾斜させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ_２’」→「ｐ_２’×ｃｏｓα」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（図６（Ｂ））。

更に別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間の距離Ｌ_２を変更するように、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させる相対移動機構５２を設ける。この相対移動機構５２により、第２の吸収型格子３２を光軸Ａに移動量δだけ移動させると、第２の吸収型格子３２の位置に投影される第１の吸収型格子３１のＧ１像のパターン周期は、「ｐ_１’」→「ｐ_１’×（Ｌ_１＋Ｌ_２＋δ）／（Ｌ_１＋Ｌ_２）」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（図６（Ｃ））。

本Ｘ線撮影システム１０において、撮影部１２は、上述のようにタルボ干渉計ではなく、距離Ｌ_２を自由に設定することができるため、相対移動機構５２のように距離Ｌ_２の変更によりモアレ周期Ｔを変更する機構を、好適に採用することができる。モアレ周期Ｔを変更するための第１及び第２の吸収型格子３１，３２の上記変更機構（相対回転機構５０、相対傾斜機構５１、及び相対移動機構５２）は、圧電素子等のアクチュエータにより構成することが可能である。

Ｘ線源１１と第１の吸収型格子３１との間に被写体Ｈを配置した場合には、ＦＰＤ３０により検出されるモアレ縞は、被写体Ｈにより変調を受ける。この変調量は、被写体Ｈによる屈折効果によって偏向したＸ線の角度に比例する。したがって、ＦＰＤ３０で検出されたモアレ縞を解析することによって、被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。

次に、モアレ縞の解析方法について説明する。

図７は、被写体Ｈのｘ方向に関する位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折される１つのＸ線を示す。なお、散乱除去格子の図示は省略する。

符号５５は、被写体Ｈが存在しない場合に直進するＸ線の経路を示しており、この経路５５を進むＸ線は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を通過してＦＰＤ３０に入射する。符号５６は、被写体Ｈが存在する場合に、被写体Ｈにより屈折されて偏向したＸ線の経路を示している。この経路５６を進むＸ線は、第１の吸収型格子３１を通過した後、第２の吸収型格子３２より遮蔽される。

被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被写体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、ｚをＸ線の進む方向として、次式（１２）で表される。

第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２の位置に投射されたＧ１像は、被写体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位することになる。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式（１３）で表される。

ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、式（１４）で表される。

このように、被写体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量Δｘは、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。そして、この変位量Δｘは、ＦＰＤ３０の各画素４０から出力される信号の位相ズレ量ψ（被写体Ｈがある場合とない場合とでの各画素４０の信号の位相のズレ量）に、次式（１５）のように関連している。

したがって、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（１５）から屈折角φが求まり、式（１４）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まるから、これをｘについて積分することにより、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。本Ｘ線撮影システム１０では、上記位相ズレ量ψを、下記に示す縞走査法を用いて算出する。

縞走査法では、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方を他方に対して相対的にｘ方向にステップ的に並進移動させながら撮影を行う（すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う）。本Ｘ線撮影システム１０では、前述の走査機構３３により第２の吸収型格子３２を移動させているが、第１の吸収型格子３１を移動させてもよい。第２の吸収型格子３２の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子３２の格子周期の１周期（格子ピッチｐ_２）に達すると（すなわち、位相変化が２πに達すると）、モアレ縞は元の位置に戻る。このようなモアレ縞の変化を、格子ピッチｐ_２を整数分の１ずつ第２の吸収型格子３２を移動させながら、ＦＰＤ３０で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素４０の信号を取得し、演算処理部２２で演算処理することにより、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを得る。

図８は、格子ピッチｐ_２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ_２／Ｍ）ずつ第２の吸収型格子３２を移動させる様子を模式的に示す。

走査機構３３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に、第２の吸収型格子３２を順に並進移動させる。なお、同図では、第２の吸収型格子３２の初期位置を、被写体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子３２の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部３２ｂにほぼ一致する位置（ｋ＝０）としているが、この初期位置は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のうちいずれの位置としてもよい。

まず、ｋ＝０の位置では、主として、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の吸収型格子３２を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の吸収型格子３２を移動させていくと、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２では、主として、被写体Ｈにより屈折されたＸ線のみが第２の吸収型格子３２を通過する。ｋ＝Ｍ／２を超えると、逆に、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が増加する。

ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、ＦＰＤ３０により撮影を行うと、各画素４０について、Ｍ個の信号値が得られる。以下に、このＭ個の信号値から各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。第２の吸収型格子３２の位置ｋにおける各画素４０の信号値をＩ_ｋ（ｘ）と標記すると、Ｉ_ｋ（ｘ）は、次式（１６）で表される。

ここで、ｘは、画素４０のｘ方向に関する座標であり、Ａ_０は入射Ｘ線の強度であり、Ａ_ｎは画素４０の信号値のコントラストに対応する値である（ここで、ｎは正の整数である）。また、φ（ｘ）は、上記屈折角φを画素４０の座標ｘの関数として表したものである。

次いで、次式（１７）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、次式（１８）のように表される。

ここで、ａｒｇ［ ］は、偏角の抽出を意味しており、各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素４０で得られたＭ個の信号値から、式（１８）に基づいて各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ（ｘ）が求められる。

図９は、縞走査に伴って変化する放射線画像検出器の一つの画素の信号を示す。

各画素４０で得られたＭ個の信号値は、第２の吸収型格子３２の位置ｋに対して、格子ピッチｐ_２の周期で周期的に変化する。図９中の破線は、被写体Ｈが存在しない場合の信号値の変化を示しており、図９中の実線は、被写体Ｈが存在する場合の信号値の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。

そして、屈折角φ（ｘ）は、上記式（１４）で示したように微分位相値に対応する値であるため、屈折角φ（ｘ）をｘ軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）が得られる。なお、上記の説明では、画素４０のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標について同様の演算を行うことにより、ｘ方向及びｙ方向における２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）が得られる。

以上の演算は、演算処理部２２により行われ、演算処理部２２は、位相コントラスト画像を記憶部２３に記憶させる。

上記の縞走査、及び位相コントラスト画像の生成処理は、入力装置２１から操作者により撮影指示がなされた後、制御装置２０の制御に基づいて各部が連係動作し、自動的に行われ、最終的に被写体Ｈの位相コントラスト画像がモニタ２４に表示される。

次に、フォトタイマ３６について説明する。
図１０に電離箱型のフォトタイマ３６の断面図を示した。フォトタイマ３６は、樹脂等の絶縁板からなる中空構造のフレーム６１と、フレーム６１内部のＸ線入射方向上下面にそれぞれ配置され、Ｘ線吸収の少ない薄肉のアルミ又はカーボン製の電極６２Ａ，６２Ｂと、電極６２Ａ，６２Ｂに直流電圧を供給して電離電流を取り出す２本の導線６３と、フレーム６１外側のＸ線入射方向上下面に固着され、フレーム６１の補強と軟線除去用のＸ線フィルタ機能を有するアルミ板６４と、フレーム６１の内部空間６５に封入され密閉されたＸｅガス、Ｋｒガス、Ａｒガス等希ガスの電離ガスとを有して構成される。

上記構造のフォトタイマ３６は、Ｘ線がこのフレーム６１内部に入射すると、Ｘ線のエネルギを吸収した気体原子は、最外殻の電子が原子核の引力圏外まで飛び出した状態となり、原子は正に帯電する。そして、電極６２Ａ，６２Ｂに直流電圧が印加されることにより、電子及び正に帯電した原子は、各々電極６２Ａ，６２Ｂに捕獲され、Ｘ線量を表す信号電流として取り出される。

なお、フォトタイマ３６は、上記電離箱型の他、蛍光採光型、半導体型、その他のものであってもよい。また、フォトタイマ３６の受光面積は、ＦＰＤ３０の一部であってもよく、ＦＰＤ３０の受光面全体を覆うものであってもよい。

図１１はフォトタイマ３６を用いて露出制御を行う際の制御ブロック図である。
フォトタイマ３６は、所定の管電圧、管電流、Ｘ線照射時間の条件でＸ線源１１から出射され、被写体Ｈ、及び第１、第２吸収型格子３１，３２、散乱除去格子３４を通過したＸ線を検出して、信号電流を発生する。フォトタイマ３６が出力する信号電流は、フォトタイマ３６に入射したＸ線の線量に比例し、信号電流の積分強度はＦＰＤ３０の露光量に比例する。そこで、露光制御部３７は、フォトタイマ３６からの信号電流値を加算して積分強度を求め、ＦＰＤ３０が所定のＸ線露光量に達したタイミングを取得し、このタイミングでＸ線源１１からのＸ線の出射を停止させる制御を行う。つまり、露光制御部３７は、Ｘ線の露光量を表す積分強度が所定の線量設定値に達したときに、撮影部１２に向かうＸ線の照射を停止させるＸ線照射停止部として機能する。

具体的な手順は次の通りである。まず、フォトタイマ３６は、Ｘ線の照射により発生した信号電流を露光制御部３７の積分回路６６に出力する。積分回路６６は、入力された信号電流を積分処理して積分強度を求め、強度判定部６７に出力する。強度判定部６７は、入力された信号電流の積分強度信号を設定値記憶部６８に予め記憶された線量設定値ＤＯと比較して、積分強度信号が線量設定値ＤＯ以上となるときにＸ線遮断信号発生部６９からＸ線遮断信号を発生させる。このＸ線遮断信号はＸ線源制御部１７に送信され、図２に示す高電圧発生器１６によってＸ線管１８からのＸ線の発生を停止する。これにより、ＦＰＤ３０のＸ線露光量が制御される。

また、露光制御部３７は、上記のフォトタイマ３６を用いた露出制御に加え、Ｘ線源１１への管電圧波形に生じる波尾による影響を排除する制御も行う。

図１２は、Ｘ線源１１に印加する管電圧の波形と、フォトタイマ３６の検出信号と、走査機構３３による格子移動量との関係を示す説明図である。Ｘ線源１１に所定の電圧及び電流を供給するとき、電源部からＸ線管までを接続するケーブル等に電荷が蓄積される。この蓄積された電荷の影響で、管電圧をパルス状に印加した場合の電圧立ち下がり時には、管電圧が瞬時に零にならず、指数関数的に減少する、所謂、波尾ＷＴが発生する。

このように、管電圧波形に波尾ＷＴが発生すると、波尾ＷＴの期間内ではＸ線源１１がＸ線の出力を停止せずに出力し続けることになる。

一方、走査機構３３は、前述したように第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方を他方に対して相対的にｘ方向にステップ的に並進移動させ、各移動先の位置でＦＰＤ３０により撮影を行う。走査機構３３による第１及び第２の吸収型格子３１，３２の移動速度は、移動開始時には過渡応答状態となり、移動速度が等速にはならない。

移動速度が過渡応答状態となる立ち上がり時に、ＦＰＤ３０が上記の波尾によるＸ線を検出すると、移動中である第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間の距離の違いによるモアレの変動が生じる。このモアレの変動が、本来の位相差／屈折率差によるモアレ縞に重畳されてしまう。すると、前述した位相コントラスト画像を生成する際に、撮影した複数の縞画像の演算処理に演算誤差が生じてしまい、コントラストや解像度が低下したり、完全にはモアレ縞の変動が除去できないことや不安定なムラの発生等のアーティファクトを生じたり、診断能の著しく低い位相コントラスト画像しか得られなくなる。

そこで本構成のＸ線撮影システムにおいては、管電圧波形の波尾ＷＴの影響をなくすため、管電圧が画像に実質的に影響のないレベルに立ち下がるまでは走査機構３３により第１、第２の吸収型格子３１，３２の相対移動を行わないように制御する。ここで、画像に実質的に影響のないレベルとは、管電圧が設定された値の５％以下、望ましくは１％以下、更に望ましくは０．１％以下となることを意味する。又はＸ線の単位時間当たりの出力が設定された照射時間内での単位時間当たりの出力の５％以下、望ましくは１％以下、更に望ましくは０．１％以下となることを意味する。若しくは前述のＸ線システムの時定数τの３倍以上１０倍以下、望ましくは５倍以上１０倍以下、更に望ましくは７倍以上１０倍以下の時間となることを意味する。

即ち、図１２に示すように、管電圧が立ち上がったタイミングｔ_０から立ち下がり始めたタイミングＴ_１までの期間Ｔ_aと、管電圧が立ち下がり始めたタイミングｔ_１からＸ線が波尾ＷＴにより発生し続ける期間Ｔ_bとに対しては、走査機構３３による第１、第２の吸収型格子３１，３２の相対移動を行わずにＦＰＤ３０によるＸ線の検出を行う。そして、波尾ＷＴによるＸ線の発生が無くなり、管電圧が立ち上がり前のレベルに戻ったタイミングｔ_２から、次に管電圧が立ち上がるタイミングｔ_３までの期間Ｔ_ｃに対しては、走査機構３３の駆動を開始して第１、第２の吸収型格子３１，３２の相対移動を完了させる。

この波尾ＷＴが発生している期間Ｔ_ｂは、フォトタイマ３６が出力する信号電流（以降は出力信号を称する）に基づいて決定する。即ち、管電圧に比例するフォトタイマ３６からの出力信号は、前述の図１１に示すように露光制御部３７の積分回路６６に入力される。積分回路６６は、入力された出力信号Ｓ１を積分処理して積分強度信号Ｓ２を求め、求めた積分強度信号Ｓ２を強度判定部６７と収束判定部７１との双方に出力する。

収束判定部７１は、積分回路６６から入力される積分強度信号Ｓ２を受けて、設定値記憶部６８に予め記憶された線量設定値ＤＯを参照して、図１２に示すように、積分強度信号Ｓ２が線量設定値ＤＯに達したかを検出し、線量設定値ＤＯに達したタイミングｔ_１を求める。次いで、収束判定部７１は、タイミングｔ_１の後の積分強度信号Ｓ２が、波尾ＷＴによる影響により漸増して一定値に収束するタイミングを検出する。積分強度信号Ｓ２が一定値に収束したかは、フォトタイマ３６からの出力信号Ｓ１が、ＦＰＤ３０の画像に実質的に影響のない線量値以下まで減少したかで簡便に判断することができる。この収束設定値ＤＬは、ＦＰＤ３０の種類等、撮影条件に応じた最適値が設定値記憶部６８に予め記憶されており、適宜参照されて用いられる。

なお、積分強度信号Ｓ２が一定値に収束したかの判断は、フォトタイマ３６からの出力信号Ｓ１や積分強度信号Ｓ２の時間微分値を求め、この時間微分値が予め定めた設定値以下（例えば零）になったか検出することでも行える。

上記のように、積分強度信号Ｓ２が線量設定値ＤＯに達したタイミングｔ１から、出力信号Ｓ１が収束設定値ＤＬ以下に達したタイミングｔ２までの間が、波尾ＷＴの生じる期間Ｔｂとして検出される。

次に、この波尾ＷＴの生じる期間Ｔｂの経過後、つまり、図１１に示す収束判定部７１が、積分強度信号Ｓ２が線量設定値ＤＯに達し、出力信号Ｓ１が収束設定値ＤＬ以下になったと判定したときに、収束判定部７１は走査開始信号発生部７２にタイミング信号を出力する。また、走査開始信号発生部７２は走査機構３３に対して走査開始信号を出力する。

走査機構３３が走査開始信号を受けて、第1，第２の吸収型格子３１，３２の相対移動させる駆動を開始すると、図１２に示すように、吸収型格子の移動量はｔ２から変化して、駆動初期の過渡応答によって振動を生じる。そして、吸収型格子は、この振動が収束した後に所望の移動先の位置で静止して保持される。

なお、積分回路６６は、期間Ｔｃで積分強度信号Ｓ２の積算値をリセットして、次回撮影分のフォトタイマ３６からの出力信号Ｓ１をリセット状態から積分処理できるようにする。その後、次の移動先にて上記同様のＦＰＤ３０による露光と吸収型格子の移動が行われる。

以上の露光制御によれば、フォトタイマ３６で検出されるＸ線の線量検出値がＦＰＤ３０の画像に実質的に影響のない線量値まで減衰した期間内に、走査機構３３が第１、第２の吸収型格子３１，３２の相対変位の駆動動作を行う。このため、相対変位の各移動先におけるＦＰＤ３０の露光期間内に、第１、第２の吸収型格子３１，３２が相対移動することがない。従って、第１，第２の吸収型格子３１，３２の相対変位の移動速度が過渡応答状態となってモアレが大きく乱れるタイミングで、ＦＰＤ３０が撮影することがなくなり、本来のモアレ縞を正確かつ安定して検出することができる。

このため、撮影画像のモアレ縞には波尾による影響が生じることがなく、演算処理により得られる位相コントラスト画像は、位相復元精度が向上して、高いコントラスト、高い解像度で診断に適した画質となる。

本Ｘ線撮影システム１０によれば、第１、第２の吸収型格子３１，３２を相対移動させて所望の位置に静止させた後、ＦＰＤ３０による撮影を行う際、波尾が収まったタイミングを検出することにより、必要最小限の待ち時間で次の移動先への相対移動を開始できる。このため、管電圧の波尾が自然に収束することを必要以上に待つことなく、複数回の撮影を短時間で完了でき、患者の体動によるブレの問題を最小限に抑えることができる。特にＸ線位相イメージングとして複数回撮影する際には、患者は病気/疾患のため長時間じっとしていられない状態であることが多く、できるだけ短時間で撮影を行わないと被写体の変位（体動）が生じ易いため複数回の撮影を短期間で完了できることの効果は大きい。

更に、本Ｘ線撮影システム１０は、第１の吸収型格子３１で殆どのＸ線を回折させずに、第２の吸収型格子３２に幾何学的に投影するため、照射Ｘ線には、高い空間的可干渉性は要求されず、Ｘ線源１１として医療分野で用いられている一般的なＸ線源を用いることができる。そして、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ_２を任意の値とすることができ、該距離Ｌ_２を、タルボ干渉計での最小のタルボ干渉距離より小さく設定することができるため、撮影部１２を小型化（薄型化）することができる。更に、本Ｘ線撮影システムでは、第１の吸収型格子３１からの投影像（Ｇ１像）には、照射Ｘ線のほぼすべての波長成分が寄与し、モアレ縞のコントラストが向上するため、位相コントラスト画像の検出感度を向上させることができる。

なお、本Ｘ線撮影システム１０は、第１の格子の投影像に対して縞走査を行って屈折角φを演算するものであって、そのため、第１及び第２の格子がいずれも吸収型格子であるものとして説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。上述のとおり、タルボ干渉像に対して縞走査を行って屈折角φを演算する場合にも、本発明は有用である。よって、第１の格子は、吸収型格子に限らず位相型格子であってもよい。また、第１の格子のＸ線像と第２の格子との重ね合わせによって形成されるモアレ縞の解析方法は、前述した縞走査法に限られず、例えば「J. Opt. Soc. Am. Vol.72,No.1 (1982) p.156」により知られているフーリエ変換／フーリエ逆変換を用いた方法など、モアレ縞を利用した種々の方法も適用可能である。

また、本Ｘ線撮影システム１０は、位相シフト分布Φを画像としたものを位相コントラスト画像として記憶ないし表示するものとして説明したが、上記のとおり、位相シフト分布Φは、屈折角φより求まる位相シフト分布Φの微分量を積分したものであって、屈折角φ及び位相シフト分布Φの微分量もまた被写体によるＸ線の位相変化に関連している。よって、屈折角φを画像としたもの、また、位相シフトΦの微分量を画像としたものも位相コントラスト画像に含まれる。

また、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から位相微分像（位相シフト分布Φの微分量）を作成するようにしてもよい。この位相微分像は、検出系の位相ムラを反映している（モアレによる位相ズレ、グリッドの不均一性、線量検出器の屈折等が含まれている）。そして、被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から位相微分像を作成し、これからプレ撮影で得られた位相微分像を引くことで、測定系の位相ムラを補正した位相微分像を得ることができる。

なお、上記構成においては、第２の吸収型格子３２とＦＰＤ３０との間にフォトタイマ３６を配置した例を示したが、これに限らず、図１３に示すように、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間にフォトタイマ３６Ａを配置した構成とすることで、Ｘ線源１１からフォトタイマ３６Ａまでの距離を縮めることができ、フォトタイマ３６のＦＰＤ３０上における検出範囲を実質的に拡げることができる。また、ＦＰＤ３０の第２の吸収型格子３２とは反対側にフォトタイマ３６Ｂを配置した構成とすることで、ＦＰＤ３０にフォトタイマ３６Ｂによる影の映出が防止できる。

次に、フォトタイマ３６に代えてＦＰＤ内にＸ線検出部を設けたＸ線撮影システムの変形例を説明する。
図１４は、本変形例におけるＦＰＤが備える撮像回路１１１の回路図である。
この撮像回路１１１には、Ｘ線を電荷に変換する第１の光電変換素子１１３と、これに接続された転送用スイッチ素子である薄膜トランジスタ１１５とを有する画素１１７が、光電変換基板１１９に２次元の行列状に複数配列されて光電変換部を構成している。また、撮像回路１１１は、Ｘ線検出部となる第２の光電変換素子１２１と、これに接続され光電変換部内に入射したＸ線の線量を検出する線量検出回路１２３を有している。ここでは図示の便宜上、縦４セル、横４セルの合計１６画素を示している。

第１の光電変換素子１１３は、第１のバイアス回路１２５に接続され、薄膜トランジスタ１１５は、そのゲートが行毎にゲート線Ｖ１〜Ｖ４を介してシフトレジスタ１２７と接続されている。また、薄膜トランジスタ１１５の出力信号は、列毎に信号線Ｈ１〜Ｈ４を介して、増幅器、マルチプレクサ、Ａ／Ｄ変換器等を含む画像出力回路１２９に転送され、順次に信号処理される。つまり、シフトレジスタ１２７により選択された行に対応する第１の光電変換素子１１３で生成された電荷は、電荷に応じた電気信号として薄膜トランジスタ１１５を介して所定のタイミングで読み出され、画像出力回路１２９に転送される。

一方、第２の光電変換素子１２１は、通常の画像を撮像するための第１の光電変換素子１１３とは別個に、光電変換基板１１９の画素１１７間における列方向の信号線間に配置されている。第２の光電変換素子１２１は、第２のバイアス回路１３１に接続されており、その電荷の読出しの際には、シフトレジスタ１２７により選択されることなく、入射されたＸ線の線量に応じて電荷を常に出力することができる。そのため、常に一定電位が印加されている。この第２の光電変換素子１２１で検出された電荷は、線量検出回路１２３を通じて線量検出信号として出力される。

本構成例によれば、Ｘ線検出部となる第２の光電変換素子１２１を光電変換基板１１９内に作り込むためＸ線検出部をＦＰＤ３０とは別体で設ける必要がなくなり、Ｘ線画像検出装置を小型化できるとともに、回路構成を簡易にすることができる。なお、ＦＰＤ内にＸ線検出部を設けた上記構成、即ち、ＦＰＤ３０が、放射線を電荷に変換する光電変換素子と、光電変換素子に接続され電荷に応じた電気信号を所定のタイミングで出力する薄膜トランジスタと、を含む画素が半導体基板上で行列状に複数配列されており、Ｘ線検出部が半導体基板上の複数画素からなる画素領域内に配置されるように、第１の光電変換素子１１３の間に、Ｘ線検出部である第２の光電変換素子１２１を配置する構成以外にも、第１の光電変換素子１１３の少なくとも一部をＸ線検出部として使用することや、光電変換基板１１９以外の場所に専用のＸ線検出部を配置するなどの方式を採用しても良い。

また、この場合の線量検出信号は、図１１に示す露光制御部３７に送信される。そして、前述のフォトタイマ３６からの出力信号と同様に、強度判定部６７と収束判定部７１の判定結果に応じて、Ｘ線遮断信号、走査開始信号を発生して露光制御が行われる。

図１５は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。

図１５に示すマンモグラフィ装置８０は、被検体として乳房ＢのＸ線画像（位相コントラスト画像）を撮影する装置である。マンモグラフィ装置８０は、基台（図示せず）に対して旋回可能に連結されたアーム部材８１の一端に配設されたＸ線源収納部８２と、アーム部材８１の他端に配設された撮影台８３と、撮影台８３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板８４とを備える。

Ｘ線源収納部８２にはＸ線源１１が収納されており、撮影台８３には撮影部１２が収納されている。Ｘ線源１１と撮影部１２とは、互いに対向するように配置されている。圧迫板８４は、移動機構（図示せず）により移動し、撮影台８３との間で乳房Ｂを挟み込んで圧迫する。この圧迫状態で、上記したＸ線撮影が行われる。

なお、Ｘ線源１１及び撮影部１２は、前述したＸ線撮影システム１０のものと同様の構成であるため、各構成要素には、Ｘ線撮影システム１０と同一の符号を付している。その他の構成及び作用については、前述したＸ線撮影システム１０と同様であるため説明は省略する。

図１６は、図１５の放射線撮影システムの変形例を示す。

図１６に示すマンモグラフィ装置９０は、第１の吸収型格子３１がＸ線源１１と圧迫板８４との間に配設されている点が前述したマンモグラフィ装置８０と異なる。第１の吸収型格子３１は、アーム部材８１に接続された格子収納部９１に収納されている。撮影部９２は、ＦＰＤ３０、第２の吸収型格子３２、走査機構３３により構成されている。

このように、被検体（乳房）Ｂが第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に位置する場合であっても、第２の吸収型格子３２の位置に形成される第１の吸収型格子３１の投影像（Ｇ１像）が被検体Ｂにより変形する。したがって、この場合でも、被検体Ｂに起因して変調されたモアレ縞をＦＰＤ３０により検出することができる。すなわち、本マンモグラフィ装置９０でも前述した原理で被検体Ｂの位相コントラスト画像を得ることができる。

そして、本マンモグラフィ装置９０では、第１の吸収型格子３１による遮蔽により、線量がほぼ半減したＸ線が被検体Ｂに照射されることになるため、被検体Ｂの被曝量を、前述したマンモグラフィ装置８０の場合の約半分に低減することができる。なお、本マンモグラフィ装置９０のように、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に被検体を配置することは、前述したＸ線撮影システム１０にも適用することが可能である。

図１７は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。

Ｘ線撮影システム１００は、Ｘ線源１０１のコリメータユニット１０２に、マルチスリット１０３を配設した点が、前述したＸ線撮影システム１０と異なる。その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。

前述したＸ線撮影システム１０では、Ｘ線源１１からＦＰＤ３０までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離（１ｍ〜２ｍ）とした場合に、Ｘ線焦点１８ｂの焦点サイズ（一般的に０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度）によるＧ１像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、Ｘ線焦点１８ｂの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、Ｘ線強度が低下してしまう。本Ｘ線撮影システム１００においては、この課題を解決するために、Ｘ線焦点１８ｂの直後にマルチスリット１０３を配置する。

マルチスリット１０３は、撮影部１２に設けられた第１及び第２の吸収型格子３１，３２と同様な構成の吸収型格子（第３の吸収型格子）であり、一方向（ｙ方向）に延伸した複数のＸ線遮蔽部が、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂと同一方向（ｘ方向）に周期的に配列されている。このマルチスリット１０３は、Ｘ線焦点１８ｂから放射される放射線を部分的に遮蔽することにより、ｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小して、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成することを目的としている。

このマルチスリット１０３の格子ピッチｐ_３は、マルチスリット１０３から第１の吸収型格子３１までの距離をＬ_３として、次式（１９）を満たすように設定する必要がある。

上記式（１９）は、マルチスリット１０３により分散形成された各点光源から射出されたＸ線の第１の吸収型格子３１による投影像（Ｇ１像）が、第２の吸収型格子３２の位置で一致する（重なり合う）ための幾何学的な条件である。

また、実質的にマルチスリット１０３の位置がＸ線焦点位置となるため、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、次式（２０）及び（２１）の関係を満たすように決定される。

このように、本Ｘ線撮影システム１００では、マルチスリット１０３により形成される複数の点光源に基づくＧ１像が重ね合わせられることにより、Ｘ線強度を低下させずに、位相コントラスト画像の画質を向上させることができる。以上説明したマルチスリット１０３は、前述したいずれのＸ線撮影システムにおいても適用可能である。

図１８は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。

前述した各Ｘ線撮影システムによれば、これまで描出が難しかったＸ線弱吸収物体の高コントラストな画像（位相コントラスト画像）が得られるが、更に、位相コントラスト画像と対応して吸収画像が参照できることは読影の助けになる。例えば、吸収画像と位相コントラスト画像を重み付けや階調、周波数処理などの適当な処理によって重ね合わせることにより吸収画像で表現できなかった部分を位相コントラスト画像の情報で補うことは有効である。しかし、位相コントラスト画像とは別に吸収画像を撮影することは、位相コントラスト画像の撮影と吸収画像の撮影の間の撮影肢位のズレによって良好な重ね合わせを困難にするのに加え、撮影回数が増えることにより被検者の負担となる。また、近年、位相コントラスト画像や吸収画像の他に、小角散乱画像が注目されている。小角散乱画像は、被検体組織内部の微細構造に起因する組織性状を表現可能であり、例えば、ガンや循環器疾患といった分野での新しい画像診断のための表現方法として期待されている。

そこで、本Ｘ線撮影システムは、位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から、吸収画像や小角散乱画像を生成することも可能とする演算処理部１９０を用いる。なお、その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。演算処理部１９０は、位相コントラスト画像生成部１９１、吸収画像生成部１９２、小角散乱画像生成部１９３が構成されている。これらは、いずれもｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置で得られる画像データに基づいて演算処理を行う。このうち、位相コントラスト画像生成部１９１は、前述の手順に従って位相コントラスト画像を生成する。

吸収画像生成部１９２は、画素ごとに得られる画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）を、図１９に示すように、ｋについて平均化して平均値を算出して画像化することにより吸収画像を生成する。なお、平均値の算出は、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）をｋについて単純に平均化することにより行っても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の平均値を求めるようにしてもよい。また、吸収画像の生成には、平均値に限られず、平均値に対応する量であれば、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）をｋについて加算した加算値等を用いることが可能である。

なお、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から、吸収像を作成するようにしてもよい。この吸収像は、検出系の透過率ムラを反映している（グリッドの透過率ムラ、線量検出器の吸収の影響等の情報が含まれている）。そこで、この画像から、検出系の透過率ムラを補正するための補正係数マップを作成することができる。被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から、吸収像を作成し、前述の補正係数を各画素にかけることで、検出系の透過率ムラを補正した、被写体の吸収像を得ることができる。

小角散乱画像生成部１９３は、画素ごとに得られる画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）の振幅値を算出して画像化することにより小角散乱画像を生成する。なお、振幅値の算出は、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）の最大値と最小値との差を求めることによって行っても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の振幅値を求めるようにしても良い。また、小角散乱画像の生成には、振幅値に限られず、平均値を中心としたばらつきに対応する量として、分散値や標準偏差等を用いることが可能である。

なお、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から、小角散乱画像を作成するようにしてもよい。この小角散乱画像は、検出系の振幅値ムラを反映している（グリッドのピッチ不均一性、開口率不均一性、グリッド間の相対位置ズレによる不均一性等の情報が含まれている）。そこで、この画像から、検出系の振幅値ムラを補正するための補正係数マップを作成することができる。被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から、小角散乱画像を作成し、前述の補正係数を各画素にかけることで、検出系の振幅値ムラを補正した、被写体の小角散乱画像を得ることができる。

本Ｘ線撮影システムによれば、被写体の位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から吸収画像や小角散乱画像を生成するので、吸収画像や小角散乱画像の撮影の間の撮影肢位のズレが生じず、位相コントラスト画像と吸収画像や小角散乱画像との良好な重ね合わせが可能となるとともに、吸収画像や小角散乱画像のために別途撮影を行う場合に比べて被写体の負担を軽減することができる。

以上、説明したように、本明細書には、第１の格子と、
前記第１の格子を通過した放射線により形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する第２の格子と、
前記放射線像と前記第２の格子との位相差が互いに異なる複数の相対位置に、前記放射線像と前記第２の格子の少なくとも一方を他方に対して相対変位させる走査手段と、
前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、
前記放射線の光路上に設けられ前記放射線画像検出器に照射される放射線を検出する放射線検出手段と、
前記放射線検出手段により検出される放射線の線量検出値が前記放射線画像検出器の画像に実質的に影響のない線量値まで減衰した期間内に、前記走査手段による前記第１の格子と前記第２の格子との相対変位動作を行わせる制御手段と、
を備えた放射線画像検出装置が開示されている。

また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記制御手段が、
前記放射線検出手段が逐次検出する放射線の線量検出値を加算して積分強度を求める積分回路と、
前記積分強度が所定の線量設定値に達したときに、前記第１の格子への放射線の照射を停止させる放射線遮断手段と、
を更に備えている。

また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記放射線検出手段が、前記放射線画像検出器に内蔵されている。

また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記放射線画像検出器が、放射線を電荷に変換する光電変換素子と、前記光電変換素子に接続され前記電荷に応じた電気信号を所定のタイミングで出力する薄膜トランジスタと、を含む画素を半導体基板上で行列状に複数配列されてなり、
前記放射線検出手段が、前記半導体基板の少なくともいずれかの画素内、又は前記半導体基板の複数の画素からなる画素領域内に配置された放射線画像検出装置。

また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記放射線検出手段が、前記第２の格子と前記放射線画像検出器との間に配置されている。

また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記放射線検出手段が、前記第１の格子と前記第２の格子と間に配置されている。

また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記放射線検出手段が、前記放射線画像検出器の前記第２の格子とは反対側に配置されている。

また、本明細書には、上記いずれかの放射線画像検出装置と、
前記放射線画像検出装置に放射線を照射する放射線源と、
を備える放射線撮影装置が開示されている。

また、本明細書には、上記放射線撮影装置と、
前記放射線撮影装置の前記放射線画像検出器により検出された画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、
を備える放射性撮影システムが開示されている。

１０ Ｘ線撮影システム
１１ Ｘ線源（放射線源）
１２ 撮影部
１３ コンソール
１７ Ｘ線源制御部（放射線源制御手段）
３０ ＦＰＤ（放射線画像検出器）
３１ 第１の吸収型格子（第１の格子）
３２ 第２の吸収型格子（第２の格子）
３３ 走査機構（走査手段）
３６ フォトタイマ（放射線検出手段）
３７ 露光制御部（制御手段）
６６ 積分回路
６７ 強度判定部
６８ 設定値記憶部
６９ Ｘ線遮断信号発生部
７１ 収束判定部
７２ 走査開始信号発生部
Ａ 光軸
ＷＴ 波尾

Claims (9)

1. 第１の格子と、
   前記第１の格子を通過した放射線により形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する第２の格子と、
   前記放射線像と前記第２の格子との位相差が互いに異なる複数の相対位置に、前記放射線像と前記第２の格子の少なくとも一方を他方に対して相対変位させる走査手段と、
   前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、
   前記放射線の光路上に設けられ前記放射線画像検出器に照射される放射線を検出する放射線検出手段と、
   前記放射線検出手段により検出される放射線の線量検出値が前記放射線画像検出器の画像に実質的に影響のない線量値まで減衰した期間内に、前記走査手段による前記第１の格子と前記第２の格子との相対変位動作を行わせる制御手段と、
   を備えた放射線画像検出装置。
2. 請求項１記載の放射線画像検出装置であって、
   前記制御手段が、
   前記放射線検出手段が逐次検出する放射線の線量検出値を加算して積分強度を求める積分回路と、
   前記積分強度が所定の線量設定値に達したときに、前記第１の格子への放射線の照射を停止させる放射線照射停止手段と、
   を更に備えた放射線画像検出装置。
3. 請求項１又は請求項２記載の放射線画像検出装置であって、
   前記放射線検出手段が、前記放射線画像検出器に内蔵された放射線画像検出装置。
4. 請求項３記載の放射線画像検出装置であって、
   前記放射線画像検出器が、放射線を電荷に変換する光電変換素子と、前記光電変換素子に接続され前記電荷に応じた電気信号を所定のタイミングで出力する薄膜トランジスタと、を含む画素を半導体基板上で行列状に複数配列されてなり、
   前記放射線検出手段が、前記半導体基板の少なくともいずれかの画素内、又は前記半導体基板の複数の画素からなる画素領域内に配置された放射線画像検出装置。
5. 請求項１〜請求項３のいずれか１項記載の放射線画像検出装置であって、
   前記放射線検出手段が、前記第２の格子と前記放射線画像検出器との間に配置された放射線画像検出装置。
6. 請求項１〜請求項３のいずれか１項記載の放射線画像検出装置であって、
   前記放射線検出手段が、前記第１の格子と前記第２の格子と間に配置された放射線画像検出装置。
7. 請求項１〜請求項３のいずれか１項記載の放射線画像検出装置であって、
   前記放射線検出手段が、前記放射線画像検出器の前記第２の格子とは反対側に配置された放射線画像検出装置。
8. 請求項１〜請求項７のいずれか１項記載の放射線画像検出装置と、
   前記放射線画像検出装置に放射線を照射する放射線源と、
   を備える放射線撮影装置。
9. 請求項８記載の放射線撮影装置と、
   前記放射線撮影装置の前記放射線画像検出器により検出された画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、
   を備える放射線撮影システム。