JP2012135362A

JP2012135362A - 放射線画像取得方法および放射線画像撮影装置

Info

Publication number: JP2012135362A
Application number: JP2010288217A
Authority: JP
Inventors: Naoto Iwakiri; 直人岩切; Masaru Murakoshi; 大村越
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2010-12-24
Filing date: 2010-12-24
Publication date: 2012-07-19

Abstract

【課題】放射線画像検出器が着脱可能な構成の放射線画像撮影装置において、放射線画像検出器の振動による画質劣化を低減し、より高画質な診断画像を取得する。
【解決手段】放射線画像検出器の振動周波数ｆｃに基づいて、放射線源からの放射線の射出のタイミングｆｓを制御する放射線源制御部６０ａとを設ける。
【選択図】図９

Description

本発明は、格子を利用した放射線画像取得方法および放射線画像撮影装置に関するものである。

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線画像を検出する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被写体を構成する物質の特性（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線画像検出器に入射する。この結果、被写体のＸ線透過像が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（蓄積性蛍光体）のほか、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り、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収能の差が小さく、従ってＸ線透過像としての十分な画像の濃淡（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線の吸収量の差が小さいため、画像のコントラストが得られにくい。

近年、被検体の吸収係数の違いによるＸ線の強度変化に代えて、被検体の屈折率の違いによるＸ線の位相変化に基づいた位相コントラスト画像を得るＸ線位相イメージングの研究が行われている。この位相差を利用した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取得することができる。

Ｘ線位相イメージングとはＸ線の位相/屈折情報を利用した新しい画像化方法であり、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）を画像化可能である。

従来、これらの軟部画像化にはＭＲＩによる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での定期検診での実施が困難であることが問題であった。

また、Ｘ線位相イメージングにおい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。

また、Ｘ線位相イメージングは前述のようにＸ線吸収画像では見えなかった軟骨や軟部をＸ線で画像化することができる特徴を有するため、５０代以上の高齢者の半数近くが潜在患者である変形性膝関節症やスポーツ障害等での半月、腱、靭帯損傷、関節リウマチなどの関節疾患、乳がん腫瘍などの軟部組織を迅速に簡便にＸ線により診断することができ、これからの高齢化社会における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出来る方式である。

そして、上述したようなＸ線位相イメージングとして、たとえば、第１の格子と第２の格子の２つの格子を所定の間隔で平行に配列し、第１の格子によるタルボ干渉効果によって第２の格子の位置に第１の格子の自己像を形成し、この自己像を第２の格子によって強度変調された複数の画像から、Ｘ線位相コントラスト画像を取得するＸ線位相画像撮影装置が提案されている。

ここで、被写体、特に軟部組織を透過することで生じるＸ線の位相変化に伴うＸ線の屈折角度は、せいぜい数μradである。このような組織を識別可能とするような画像コントラストを与えるためには、この屈折によって発生する典型的には数μｍ程度のＸ線の位置ずれ量を計測する必要がある。しかし、放射線画像検出器の画素ピッチは、典型的には、数十〜数百μｍであるため、この位置ズレを直接計測することは非常に困難である。そこで、上述したＸ線位相画像撮影装置では、２つの格子のうち、一方の格子に対してもう一方の格子を格子の配列方向に相対移動させる毎に撮影を行い、２つの格子によって発生するモアレの変化を計測する。すなわち、一般に縞走査法と呼ばれる方法を用いてモアレの位相ズレ量を解析し、上記のような僅かな屈折角度を計測している。しかし、モアレの位相ズレ量はやはり僅かであるから、このモアレ画像の僅かな変動は位相復元精度に多大な影響を及ぼすことになる。

一方、放射線画像検出器などを小型の筐体に収容した放射線画像撮影用カセッテも種々提案されている。この放射線画像撮影用カセッテは、比較的薄型で且つ搬送可能なサイズのものであるため取り扱いが便利であるとともに、被写体の大きさや種類などに合わせて、それぞれに適した大きさや形状ものが準備されており、被写体の条件に応じて撮影装置に着脱できるように構成されている。そして、上述したＸ線位相画像撮影装置においても、このようなカセッテを用いることが考えられる。

特開２０１０−１５８２５８号公報特開２００８−２００３６１号公報特開２００８−２００３６０号公報

しかしながら、上述したようなＸ線位相画像撮影装置において、上述したような放射線画像撮影用カセッテを使用する場合、この放射線画像撮影用カセッテの支持部が、放射線画像撮影用カセッテの一端しか支持せず、他方の端部が自由端である場合には振動しやすく、たとえば、乳房や四肢などを乗せて撮影する際に放射線画像検出器に振動が発生してしまう。

このように撮影中に放射線画像撮影用カセッテ、すなわち放射線画像検出器が振動するとモアレ画像の位置ズレやボケ、モアレ周期の変動、さらには、放射線画像検出器の振動ムラがモアレ画像に重畳されるなど、モアレ画像の画質が劣化する虞がある。そして、放射線画像撮影用カセッテの振動によるモアレ画像の画質劣化は位相コントラスト画像を構成する際の演算誤差となり、コントラストや解像度の低下を生じたり、完全には除去できないモアレ等のアーティファクトを生じたりするため、診断能が著しく低下することになる。

また、上述したような振動が位相コントラスト画像に及ぼす影響は、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、被写体に対してＸ線の入射角度を変えながら複数枚撮影を行った後、画像を再構成するＣＴ（Computed Tomography）やトモシンセシス等と比較してもその影響は大きい。

それは上述した位相コントラスト画像の撮影では、被写体に対してＸ線の入射角度を変えずに格子を移動しながら行われ、Ｘ線の位相変化による、放射線画像検出器上での数μｍ程度の僅かなＸ線の位置ずれを複数のモアレ画像から計測するので、被写体の画像自体に大きな変化はないためである。よって、他のＣＴやトモシンセシス等の再構成を行う画像撮影と比較するとわずかな画像変化に対する影響が大きくなるためである。さらに、同じ入射角度で異なる複数のエネルギーのＸ線を照射した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振動によるわずかな画像変化によって及ぼされる影響は大きい。

なお、特許文献１においては、位相コントラスト画像を撮影する撮影装置において、放射線画像検出器を収容したカセッテを用いることが提案されているが、カセッテの振動については何の対策も行われていない。

また、上述した２つの回折格子を用いた放射線位相画像撮影装置において、特許文献２では回折格子の振動を加速度センサで検出することが提案されており、また、特許文献３では回折格子の支持部材に対して緩衝手段を設けることが提案されているが、カセッテの振動については何の対策も行われていない。

本発明は、上記事情に鑑み、放射線画像検出器が着脱可能な構成の放射線画像撮影装置において、放射線画像検出器の振動による画質劣化を低減することができ、より高画質な診断画像を取得することができる放射線画像取得方法および放射線画像撮影装置を提供することを目的とするものである。

本発明の放射線画像撮影装置は、格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、第１の格子により形成された周期パターン像を透過する部分と遮蔽する部分とからなる格子構造が周期的に配置され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、第２の格子によって形成された第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器とを備えた放射線画像撮影装置において、放射線画像検出器の振動周波数に基づいて、放射線源からの放射線の射出のタイミングを制御する放射線源制御部とを備えたことを特徴とする。

また、上記本発明の放射線画像撮影装置においては、放射線画像検出器の振動周波数を検出する振動検出部を設け、放射線源制御部を、振動検出部によって検出された振動周波数に基づいて、放射線源からの放射線の射出のタイミングを制御するものとできる。

また、振動検出部として、加速度センサまたはジャイロセンサを用いることができる。

また、振動検出部を、放射線画像検出器の中央、四隅および各辺の中央の少なくとも一箇所に設けることができる。

また、上記本発明の放射線画像撮影装置においては、上記振動周波数を、放射線画像検出器の固有振動の周波数とすることができる。

また、放射線源制御部を、放射線の射出タイミングの周波数を振動周波数と同じにするものとできる。

また、放射線源制御部を、放射線の射出タイミングの周波数を振動周波数よりも高くするものとできる。

また、振動検出部によって検出された振動周波数に基づいて、放射線源からの放射線の射出のタイミングを制御する場合には、放射線源制御部を、放射線画像検出器の振動の振幅が各周期において最大または最小となる時点近傍において放射線が射出されるように放射線源を制御するものとできる。

また、放射線画像検出器を着脱可能に構成することができる。

また、第１の格子および第２の格子の少なくとも一方の格子を、その一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構と、走査機構による移動にともなって上記一方の格子の各位置について放射線画像検出器によって検出された複数の第２の周期パターン像を表す放射線画像信号を用いて画像を生成する画像生成部とを設けることができる。

本発明の放射線画像取得方法は、格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、第１の格子により形成された周期パターン像を透過する部分と遮蔽する部分とからなる格子構造が周期的に配置され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、第２の格子によって形成された第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器とを備えた放射線画像撮影装置を用いて放射線画像を取得する放射線画像取得方法において、放射線画像検出器の振動周波数に基づいて、放射線源からの放射線の射出のタイミングを制御することを特徴とする。

本発明の放射線画像取得方法および放射線画像撮影装置によれば、放射線画像検出器の振動周波数に基づいて、放射線源からの放射線の射出のタイミングを制御するようにしたので、たとえば、放射線画像検出器によって検出された複数の放射線画像信号を用いて位相コントラスト画像を生成する場合には、その複数の放射線画像信号の撮影間において振動の振幅差が小さくなるように放射線の射出タイミングを制御することができ、これにより振動の影響を小さくすることができて振動による画質劣化を低減することができるので、より高画質な放射線画像を取得することができる。

本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムの概略構成図カセッテユニットの上面に設けられた加速度センサを示す図図１に示す乳房画像撮影装置の放射線源、第１および第２の格子、放射線画像検出器を抽出した模式図図３に示す放射線源、第１および第２の格子、放射線画像検出器の上面図第１の格子の概略構成図第２の格子の概略構成図図１に示す乳房画像撮影表示システムにおけるコンピュータの内部構成を示すブロック図本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムの作用を説明するためのフローチャートカセッテユニットの振動波形ｆｃとその振動波形に基づいて設定された放射線源の制御信号波形ｆｓとの関係の一例を示す図被検体の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つの放射線の経路を例示する図第２の格子の並進移動について説明するための図位相コントラスト画像を生成する方法を説明するための図カセッテユニットの振動波形ｆｃとその振動波形に基づいて設定された放射線源の制御信号波形ｆｓとの関係のその他の例を示す図第２の格子の機能を有する放射線画像検出器の一例を示す図図１４に示す放射線画像検出器における放射線画像の記録の作用を説明するための図図１４に示す放射線画像検出器における放射線画像の読取りの作用を説明するための図第２の格子の機能を有する放射線画像検出器のその他の例を示す図図１７に示す放射線画像検出器における放射線画像の記録の作用を説明するための図図１７に示す放射線画像検出器における放射線画像の読取りの作用を説明するための図図１７に示す放射線画像検出器における電荷蓄積層のその他の形状を示す図吸収画像と小角散乱画像を生成する方法を説明するための図第１および第２の格子を９０°回転させる構成を説明するための図

以下、図面を参照して本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムについて説明する。図１は、本発明の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システム全体の概略構成を示す図である。

本乳房画像撮影表示システムは、図１に示すように、乳房画像撮影装置１０と、乳房画像撮影装置１０に接続されたコンピュータ３０と、コンピュータ３０に接続されたモニタ４０および入力部５０とを備えている。

そして、乳房画像撮影装置１０は、図１に示すように、基台１１と、基台１１に対し上下方向（Ｚ方向）に移動可能であり、かつ回転可能な回転軸１２と、回転軸１２により基台１１と連結されたアーム部１３を備えている。

アーム部１３はアルファベットのＣの形をしており、アーム部１３の一方の側には乳房ｍが設置される撮影台１４が設けられ、他方の側には撮影台１４と対向するように放射線源ユニット１５が設けられている。アーム部１３の上下方向の移動は、基台１１に組み込まれたアームコントローラ３３により制御される。

また、撮影台１４の乳房設置面とは反対側には、グリッドユニット１６とカセッテユニット１７とが撮影台１４からこの順に配置されている。

グリッドユニット１６は、グリッドユニット１６を支持するグリッド支持部１６ａを介してアーム部１３に接続されており、グリッドユニット１６の内部には、後で詳述する第１の格子２、第２の格子３および走査機構５が設けられている。

カセッテユニット１７は、カセッテユニット１７を支持するとともに、カセッテユニット１７が着脱可能であるカセッテ支持部１７ａを介してアーム部１３に接続されている。

なお、本実施形態においては、カセッテユニット１７をカセッテ支持部１７ａに対して取り付けたり、取り外したりできるようにして着脱可能な構成としたが、このような構成に限らず、たとえば、グリッドユニット１６と同様に、カセッテユニット１７をアーム部１３に取り付けた状態のままでカセッテユニット１７を放射線の光路上から待避可能な構成とし、カセッテユニット１７を放射線の光路上に設置させたり、待避させることによってカセッテユニット１７を着脱可能に構成するようにしてもよい。

カセッテユニット１７の内部には、フラットパネルディテクタ等の放射線画像検出器４と、放射線画像検出器４からの電荷信号の読み出しなどを制御する検出器コントローラ３５とが備えられている。また、図示省略したが、カセッテユニット１７の内部には、放射線画像検出器４から読み出された電荷信号を電圧信号に変換するチャージアンプや、チャージアンプから出力された電圧信号をサンプリングする相関２重サンプリング回路や、電圧信号をデジタル信号に変換するＡＤ変換部などが設けられた回路基板なども設置されている。

放射線画像検出器４は、２次元状に画素が配列され、放射線画像の記録と読出しを繰り返して行うことができるものであり、放射線の照射を直接受けて電荷を発生する、いわゆる直接型の放射線画像検出器を用いてもよいし、放射線を一旦可視光に変換し、その可視光を電荷信号に変換する、いわゆる間接型の放射線画像検出器を用いるようにしてもよい。また、放射線画像信号の読出方式としては、ＴＦＴ（thin film transistor）スイッチがオン・オフされることによって放射線画像信号が読みだされる、いわゆるＴＦＴ読出方式のものや、読取光を照射することによって放射線画像信号が読み出される、いわゆる光読出方式のものを用いることが望ましいが、これに限らずその他のものを用いるようにしてもよい。なお、多数の線状電極が設けられ、その線状電極の延伸方向について線状の読取光により走査して画像信号が読み出される光読出方式の放射線画像検出器の場合、１画素の信号を読み出す各線状電極が画素行を構成し、読取光の読取ピッチが画素列を構成するものとする。

また、カセッテユニット１７の上面１７ａの４隅と中央には、図２に示すように、加速度センサ４ａが設けられている。この加速度センサ４ａは、カセッテユニット１７の振動を検出するものである。なお、本実施形態においては、上述したようにカセッテユニット１７の上面１７ａの４隅と中央の五箇所に加速度センサ４ａを設けるようにしたが、これに限らず、たとえば、図２の点線四角で示すように、カセッテユニット１７の各辺の中央部に加速度センサ４ａを設けるようにしてもよい。

また、加速度センサ４ａは、必ずしも複数設ける必要はなく、上述したカセッテユニット１７の上面１７ａの４隅、中央、各辺の中央部のうちのいずれか一箇所に設けるようにすればよい。ただし、カセッテユニット１７の振動の周波数および振幅をより正確に検出するには複数個設けることがより望ましく、上述したようにカセッテユニット１７の上面１７ａの中央と４隅との組み合わせや、中央と各辺の中央部の組み合わせや、中央と４隅と各辺の中央部の組み合わせなどで設けることが望ましい。

また、本実施形態においては、カセッテユニット１７の振動を検出するものとして加速度センサを用いるようにしたが、これに限らず、ジャイロセンサなどその他の振動を検出可能なセンサであれば如何なるものを用いてもよい。

放射線源ユニット１５の中には放射線源１と、放射線源コントローラ３４が収納されている。放射線源コントローラ３４は、放射線源１から放射線を射出するタイミングと、放射線源１における放射線発生条件（管電流、時間、管電圧等）を制御するものである。放射線源コントローラ３４は、後述するコンピュータ３０内の放射線源制御部６０ａから出力される放射線の射出タイミングに応じて放射線源１に制御信号を出力するものである。そして、放射線源制御部６０ａから出力される放射線の射出タイミングは、カセッテユニット１７の振動周波数に基づいて設定されるが、その設定方法については後で詳述する。

また、アーム部１３の中央部には、撮影台１４の上方に配置されて乳房を押さえつけて圧迫する圧迫板１８と、その圧迫板１８を支持する圧迫板支持部２０と、圧迫板支持部２０を上下方向（Ｚ方向）に移動させる圧迫板移動機構１９が設けられている。圧迫板１８の位置、圧迫圧は、圧迫板コントローラ３６により制御される。

ここで、本実施形態の乳房画像撮影表示システムは、放射線源１、第１の格子２、第２の格子３および放射線画像検出器４を用いて乳房ｍの位相コントラスト画像を撮影するものであるが、この位相コントラスト画像の撮影を行うために必要とされる放射線源１、第１の格子２および第３の格子３の構成についてより詳細に説明する。図３は、図１に示す放射線源１、第１および第２の格子２，３および放射線画像検出器４のみを抽出して示したものであり、図４は、図３に示す放射線源１、第１および第２の格子２，３および放射線画像検出器４を上方から見た模式図である。

放射線源１は、乳房ｍに向けて放射線を射出するものであり、第１の格子２に放射線を照射したとき、タルボ干渉効果を発生させうるだけの空間的干渉性を有するものである。たとえば、放射線の発光点のサイズが小さいマイクロフォーカスＸ線管やプラズマＸ線源を利用することができる。また、通常の医療現場で用いられるような比較的放射線の発光点（いわゆる焦点サイズ）の大きな放射線源を用いる場合は、所定のピッチを有するマルチスリットを放射線の射出側に設置して使用することができる。この場合の詳細な構成は、たとえば、“Franz Pfeiffer, Timm Weikamp, Oliver Bunk, Christian David, Nature Physics 2, 258-261(01 Apr 2006)Letters, Phase retrieval and differential phase-contrast imaging with low-brilliance X-ray sources”に記されているが、そのスリットのピッチＰ_０は以下の式を満たすような大きさとする必要がある。

なお、Ｐ_２は第２の格子３のピッチ、Ｚ_１は、図４に示すように、放射線源１の焦点（マルチスリットを用いる場合はマルチスリットの位置）から第１の格子２までの距離、Ｚ_２は第１の格子２から第２の格子３までの距離である。

第１の格子２は、放射線源１から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成するものであり、図５に示すように、放射線を主として透過する基板２１と、基板２１上に設けられた複数の部材２２とを備えている。複数の部材２２は、いずれも放射線の光軸に直交する面内の一方向（Ｘ方向およびＺ方向に直交するＹ方向、図５の紙面厚さ方向）に延伸した線状の部材である。複数の部材２２は、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。部材２２の素材としては、たとえば、金、白金などの金属を用いることができる。また、第１の格子２としては、照射される放射線に対して約９０°または約１８０°の位相変調を与える、いわゆる位相変調型格子であることが望ましく、たとえば、部材２２を金とした場合、通常の医療診断用のＸ線エネルギー領域において必要な厚さｈ_１は１μｍ〜数μｍ程度になる。また、振幅変調型格子を用いることもできる。この場合、部材２２は放射線を十分に吸収する厚さが必要である。たとえば、部材２２を金とした場合、通常の医療診断用のＸ線エネルギー領域において必要な厚さｈ_１は１０μｍ〜数１０μｍ程度になる。

第２の格子３は、第１の格子２により形成された第１の周期パターン像を強度変調して第２の周期パターン像を形成するものであり、図６に示すように、第１の格子２と同様に、放射線を主として透過する基板３１と、基板３１に設けられた複数の部材３２とを備えている。複数の部材３２は放射線を遮蔽するものであり、いずれも放射線の光軸に直交する面内の一方向（Ｘ方向およびＺ方向に直交するＹ方向、図６の紙面厚さ方向）に延伸した線状の部材である。複数の部材３２は、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。複数の部材３２の素材としては、たとえば、金、白金などの金属を用いることができる。第２の格子３は、振幅変調型格子であることが望ましい。このとき、部材３２は放射線を十分に吸収する厚さが必要である。たとえば、部材３２を金とした場合、通常の医療診断用のＸ線エネルギー領域において必要な厚さｈ_２は１０μｍ〜数１０μｍ程度になる。

ここで、放射線源１から照射される放射線が、平行ビームではなく、コーンビームである場合には、第１の格子２を通過して形成される第１の格子２の自己像は、放射線源１からの距離に比例して拡大される。そして、本実施形態においては、第２の格子３の格子ピッチＰ_２と間隔ｄ_２は、そのスリット部が、第２の格子３の位置における第１の格子２の自己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る。すなわち、放射線源１の焦点から第１の格子２までの距離をＺ_１、第１の格子２から第２の格子３までの距離をＺ_２とした場合、第２の格子ピッチＰ_２および間隔ｄ_２は、次式（２）および次式（３）の関係を満たすように決定される。

なお、放射線源１から照射される放射線が平行ビームである場合には、Ｐ_２＝Ｐ_１，ｄ_２＝ｄ_１を満たすように決定される。

そして、本実施形態の乳房画像撮影装置１０をタルボ干渉計として機能させるためには、さらにいくつかの条件をほぼ満たさねばならない。その条件について以下に説明する。

まず、第１の格子２と第２の格子３とのグリッド面が、図３に示すＸ−Ｙ平面に平行であることが必要である。

そして、さらに、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ_２は、第１の格子２が９０°の位相変調を与える位相変調型格子である場合、次の条件をほぼ満たさなければならない。

ただし、λは放射線の波長（通常はピーク波長）、ｍは０か正の整数、Ｐ_１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ_２は上述した第２の格子３の格子ピッチである。

また、第１の格子２が１８０°の位相変調を与える位相変調型格子である場合には、次の条件をほぼ満たさなければならない。

さらに、第１の格子２が振幅変調型格子である場合には、次の条件をほぼ満たさなければならない。

ただし、λは放射線の波長（通常はピーク波長）、ｍは正の整数、Ｐ_１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ_２は上述した第２の格子３の格子ピッチである。

なお、上式（４），（５），（６）は、放射線源１により照射される放射線がコーンビームである場合であり、放射線が平行ビームである場合には、上式（４）に代えて下式（７）、上式（５）に代えて下式（８）、上式（６）に代えて下式（９）となる。

また、図５および図６に示すように、第１の格子２の部材２２は厚みｈ_１で形成され、第２の格子３の部材３２は厚みｈ_２で形成されるが、厚みｈ_１と厚みｈ_２とを厚くしすぎると、第１の格子２および第２の格子３に斜めに入射する放射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部材２２，３２の延伸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の上限を規定する必要がある。放射線画像検出器４の検出面におけるＸ方向の有効視野の長さＶを確保するためには、厚みｈ_１，ｈ_２は、次式（１０）および次式（１１）を満たすように設定する必要がある。ここで、Ｌは、放射線源１の焦点から放射線画像検出器４の検出面までの距離である（図４参照）。

そして、グリッドユニット１６内に設けられた走査機構５は、上述したような第２の格子３をその部材３２の延伸方向に直交する方向（Ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の格子２と第２の格子３との相対位置を変化させるものである。走査機構５は、たとえば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。そして、走査機構５によって並進移動する第２の格子３の各位置において第２の格子３により形成された第２の周期パターン像が、放射線画像検出器４によって検出される。

図７は、図１に示すコンピュータ３０の構成を示すブロック図である。コンピュータ３０は、中央処理装置（ＣＰＵ）および半導体メモリやハードディスクやＳＳＤ等のストレージデバイスなどを備えており、これらのハードウェアによって、図７に示すような制御部６０、位相コントラスト画像生成部６１、およびカセッテ振動波形取得部６２が構成されている。

制御部６０は、各種のコントローラ３３〜３６に対して所定の制御信号を出力し、システム全体の制御を行うものである。

また、制御部６０は放射線源制御部６０ａを備えている。放射線源制御部６０ａは、カセッテ振動波形取得部６２から出力されたカセッテユニット１７の振動に関する情報に基づいて、放射線源１から射出される放射線の射出タイミングを設定し、その設定した射出タイミングに応じた制御信号を放射線源コントローラ３４に出力するものである。放射線源制御部６０ａにおける放射線の射出タイミングの設定方法については、後で詳述する。

位相コントラスト画像生成部６１は、放射線画像検出器４により第２の格子３の位置毎に検出された互いに異なる複数種類の縞画像の画像信号に基づいて放射線位相コントラスト画像を生成するものである。放射線位相コントラスト画像の生成方法については、後で詳述する。

カセッテ振動波形取得部６２は、カセッテユニット１７に設けられた加速度センサ４ａの検出信号が入力され、その検出信号に基づいてカセッテユニット１７、すなわち放射線画像検出器４の振動周波数に関する情報を取得し、その振動周波数に関する情報を制御部６０の放射線源制御部６０ａに出力するものである。具体的には、本実施形態のように複数の加速度センサ４ａをカセッテユニット１７に設ける場合には、カセッテ振動波形取得部６２は、各加速度センサ４ａから出力された同一方向の振動波形の平均値を算出し、その振動波形の情報を放射線源制御部６０ａに出力するものである。または、各加速度センサ４ａから出力された同一方向の振動波形の中で最大の振幅を持つ加速度センサ４ａの出力を代表値として使用するようにしても良い。

モニタ４０は、コンピュータ３０の位相コントラスト画像生成部６１において生成された位相コントラスト画像を表示するものである。

入力部５０は、たとえば、キーボードやマウスなどのポインティングデバイスから構成されるものであり、撮影条件や撮影開始指示などの撮影者による入力を受け付けるものである。

次に、本実施形態の乳房画像撮影表示システムの作用について、図８に示すフォローチャートを参照しながら説明する。

まず、撮影台１４の上に患者の乳房ｍが設置され、圧迫板１８により乳房ｍが所定の圧力によって圧迫される（Ｓ１０）。

そして、上述したように乳房ｍが設置された際、カセッテユニット１７に設けられた加速度センサ４ａによって検出された検出信号がコンピュータ３０のカセッテ振動波形取得部６２に入力され、カセッテ振動波形取得部６２は、入力された検出信号に基づいてカセッテユニット１７の振動波形を取得する（Ｓ１２）。具体的には、上述したようにカセッテ振動波形取得部６２は、各加速度センサ４ａから出力された振動波形の平均値を算出し、その平均値をカセッテユニット１７の振動波形として取得して放射線源制御部６０ａに出力する。なお、ここでいうカセッテユニット１７の振動とは、たとえば、上述したように撮影台１４上への乳房ｍの設置による装置の振動やその他の外的な振動などに起因するものである。

そして、放射線源制御部６０ａは、入力されたカセッテユニット１７の振動波形に基づいて放射線源１から射出される放射線の射出タイミングを設定する（Ｓ１４）。具体的には、たとえば、入力された振動波形が、図９に示すような振動波形ｆｃである場合には、この振動波形ｆｃと同じ周波数であって、振動波形ｆｃの振幅が各周期において最大となる時点近傍が射出タイミングとなるような制御信号波形ｆｓを設定する。

次に、撮影者によって入力部５０において位相コントラスト画像の撮影開始指示が入力されると、放射線源制御部６０ａは、上述したようにして設定した制御信号波形ｆｓを放射線源コントローラ３４に出力し、放射線源コントローラ３４は、入力された制御信号波形ｆｓに基づく射出タイミングで放射線が射出されるように放射線源１を制御し、これにより放射線源１から放射線が射出されて位相コントラスト画像の撮影が行われる（Ｓ１８）。なお、本実施形態においては、後述するようにグリッドユニット１６内の第２の格子の並進移動にともなって、位相コントラスト画像を構成するための複数枚の放射線画像の撮影が行われるが、上述した放射線源１からの放射線の射出タイミングが各放射線画像の撮影タイミングとなる。

そして、放射線源１から射出された放射線は乳房ｍを透過した後、第１の格子２に照射される。第１の格子２に照射された放射線は、第１の格子２で回折されることにより、第１の格子２から放射線の光軸方向において所定の距離において、タルボ干渉像を形成する。

これをタルボ効果と呼び、光波が第１の格子２を通過したとき、第１の格子２から所定の距離において、第１の格子２の自己像を形成する。たとえば、第１の格子２が、９０°の位相変調を与える位相変調型格子の場合、上式（４）または上式（７）（１８０°の位相変調型格子の場合は上式（５）または上式（８）、強度変調型格子の場合は上式（６）または上式（９））で与えられる距離において第１の格子２の自己像を形成する一方、被検体である乳房ｍによって、第１の格子２に入射する放射線の波面は歪むため、第１の格子２の自己像はそれに従って変形している。

続いて、放射線は、第２の格子３を通過する。その結果、上記の変形した第１の格子２の自己像は第２の格子３との重ね合わせにより、強度変調を受け、上記波面の歪みを反映した画像信号として放射線画像検出器４により検出される。そして、放射線画像検出器４によって検出された画像信号はコンピュータ３０の位相コントラスト画像生成部６１に入力される。

次に、位相コントラスト画像生成部６１において位相コントラスト画像を生成する方法について説明するが、まず、本実施形態における位相コントラスト画像の生成方法の原理について説明する。

図１０は、被検体ｍ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つの放射線の経路を例示している。符号Ｘ１は、被検体ｍが存在しない場合に直進する放射線の経路を示しており、この経路Ｘ１を進む放射線は、第１の格子２および第２の格子３を通過して放射線画像検出器４に入射する。符号Ｘ２は、被検体ｍが存在する場合に、被検体ｍにより屈折されて偏向した放射線の経路を示している。この経路Ｘ２を進む放射線は第１の格子２を通過した後、第２の格子３により遮蔽される。

被検体ｍの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体ｍの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、放射線の進む方向をｚとして、次式（１２）で表される。ここで、説明の簡略化のため、ｙ座標は省略している。

第１の格子２から第２の格子３の位置に形成された自己像Ｇ１は、被検体ｍでの放射線の屈折により、その屈折角ψに応じた量だけｘ方向に変位する。この変位量Δｘは、放射線の屈折角ψ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ψは、放射線の波長λと被検体ｍの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、次式（１４）で表される。

このように、被検体ｍでの放射線の屈折による自己像Ｇ１の変位量Δｘは、被検体ｍ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、放射線画像検出器４で検出される各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψ（被検体ｍがある場合とない場合とでの各画素の強度変調信号の位相ズレ量）に、次式（１５）のように関連している。

したがって、各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを求めることにより、上式（１５）から屈折角ψが求まり、上式（１４）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まる。この微分量をｘについて積分することにより、被検体ｍの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被検体ｍの位相コントラスト画像を生成することができる。本実施形態では、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の格子２または第２の格子３の一方を他方に対して相対的にＸ方向に並進移動させながら、上述したような撮影を行う。本実施形態においては、上述の走査機構５により第２の格子３を移動させる。第２の格子３の移動にともなって、放射線画像検出器４によって検出される縞画像が移動し、並進距離（Ｘ方向への移動量）が、第２の格子３の配列周期の１周期（配列ピッチＰ_２）に達すると、すなわち位相変化が２πに達すると縞画像は元の位置に戻る。このような縞画像の変化を、配列ピッチＰ_２の整数分の１ずつ第２の格子３を移動させながら、放射線画像検出器４において縞画像を検出し、その検出した複数の縞画像から各画素の強度変調信号を取得し、各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを取得する。

図１１は、配列ピッチＰ_２をＭ（２以上の整数）個に分割した移動ピッチ（Ｐ_２／Ｍ）ずつ第２の格子３を移動させる様子を模式的に示している。走査機構５は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各移動位置に、第２の格子３を順に並進移動させる。なお、図１０では、第２の格子３の初期位置を、被検体ｍが存在しない場合における第２の格子３の位置での第１の格子２の自己像の暗部が、第２の格子３の部材３２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、被検体ｍにより屈折されなかった放射線が第２の格子３を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の格子３を移動させていくと、第２の格子３を通過する放射線は、被検体ｍにより屈折されなかった放射線の成分が減少する一方で、被検体ｍにより屈折された放射線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２では、主として、被検体ｍにより屈折された放射線の成分のみが第２の格子３を通過する。ｋ＝Ｍ／２を超えると、逆に、第２の格子３を通過する放射線は、被検体ｍにより屈折された放射線の成分が減少する一方で、被検体ｍにより屈折されなかった放射線の成分が増加する。

そして、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で放射線画像検出器４による撮影を行うことによってＭ枚の縞画像信号が取得され、位相コントラスト画像生成部６１に記憶される。なお、上述したように、本実施形態においては、このＭ枚の縞画像信号の各縞画像信号が、図９に示す制御信号波形ｆｓの放射線の射出タイミングで撮影されるものとする。

以下に、このＭ枚の画像信号の各画素の画素信号から各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを算出する方法を説明する。

まず、第２の格子３の位置ｋにおける各画素の画素信号Ｉｋ（ｘ）は、次式（１６）で表される。

ここで、ｘは、画素のｘ方向に関する座標であり、Ａ_０は入射放射線の強度であり、Ａ_ｎは強度変調信号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、ψ（ｘ）は、上記屈折角ψを放射線画像検出器４の画素の座標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ψ（ｘ）は、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、放射線画像検出器４の各画素の位相ズレ量Ψに対応する。したがって、放射線画像検出器４の各画素について取得されたＭ個の縞画像信号の画素信号から、式（１８）に基づいて位相コントラスト画像の各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを算出することにより、屈折角ψ（ｘ）が求められる。

具体的には、放射線画像検出器４の各画素について取得されたＭ個の画素信号は、図１２に示すように、放射線画像検出器４の位置ｋに対して、第２の格子２の格子ピッチＰ_２の周期で周期的に変化する。図１２中の破線は被検体ｍが存在しない場合の画素信号の変化を示しており、実線は、被検体ｍが存在する場合の画素信号の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψに対応する。

そして、屈折角ψ（ｘ）は、上式（１４）で示したように位相シフト分布Φ（ｘ）の微分値に対応する値であるため、屈折角ψ（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）を取得することができる。

上記説明では、画素のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標についても同様の演算を行うことにより、屈折角の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）が得られ、これをｘ軸に沿って積分することにより、２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を位相コントラスト画像として得ることができる。

また、屈折角の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）に代えて、位相ズレ量の２次元分布Ψ（ｘ，ｙ）をｘ軸に沿って積分することにより位相コントラスト画像を生成するようにしてもよい。

屈折角の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）や位相ズレ量Ψ（ｘ，ｙ）は、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）の微分値に対応するものであるため位相微分像と呼ばれるが、この位相微分像を位相コントラスト画像として生成するようにしてもよい。

以上のようにして位相コントラスト画像生成部６１において、複数の縞画像に基づいて位相コントラスト画像が生成される。

そして、位相コントラスト画像生成部６１において生成された位相コントラス画像は、モニタ４０に出力されて表示される。

なお、上記実施形態においては、カセッテユニット１７の振動波形の振幅が最大となる時点近傍が射出タイミングとなるように放射線源１を制御するようにしたが、これに限らず、カセッテユニット１７の振動波形の振幅が最小となる時点近傍が射出タイミングとなるように放射線源１を制御するようにしてもよい。

また、上記実施形態においては、カセッテユニット１７の振動波形の周波数と放射線の射出タイミングの周波数とが同じになるようにしたが、すなわち、カセッテユニット１７の振動波形の振幅が最大となる時点近傍で１枚の放射線画像を撮影するようにしたが、これに限らず、たとえば、カセッテユニット１７の振動波形の周波数よりも放射線の射出タイミングの周波数の方が高くなるように設定し、図１３に示すように、カセッテユニット１７の振動波形の振幅が最大となる時点近傍において、上述したＭ枚の縞画像信号の撮影を全て行うようにしてもよい。なお、図１３は、位相コントラスト画像を構成するために５枚の縞画像信号の撮影を行う場合の制御信号波形ｆｓを示している。また、カセッテユニット１７の振動波形の振幅が最小となる時点近傍において、上述したＭ枚の縞画像信号の撮影を全て行うようにしてもよい。

また、上記実施形態の説明では、カセッテユニット１７の振動波形の振幅が最大または最小となる時点近傍で１枚または複数枚の放射線画像を撮影するようにしたが、撮影タイミングは、カセッテユニット１７の振動波形の振幅が最大または最小となる時点近傍に限定されるわけではなく、要は、各撮影タイミング間におけるカセッテユニット１７の振動量の差が小さくなるタイミングで撮影を行うのであればその他のタイミングで撮影するようにしてもよい。

また、上記実施形態の乳房画像撮影表示システムにおいては、カセッテユニット１７の振動周波数を加速度センサ４ａによって検出するようにしたが、必ずしもこのような検出手段を設ける必要はなく、予め算出したカセッテユニット１７の固有振動数を設定しておくようにしてもよい。そして、たとえば、複数種類のカセッテユニット１７を交換して用いる場合には、その各カセッテユニット１７の固有振動数を予め算出して設定しておくようにすればよい。また、予め算出した固有振動数の情報を各カセッテユニット１７に記憶しておき、これを読み出して利用するようにしてもよい。

なお、上記実施形態の乳房画像撮影表示システムにおいては、カセッテユニット１７を着脱可能な構成としたが、これに限らず、カセッテユニット１７を固定とした構成にも本発明は適用可能である。

上記実施形態の乳房画像撮影表示システムによれば、カセッテユニット１７の振動を検出し、その検出した振動波形に基づいて、放射線源１からの放射線の射出のタイミングを制御するようにしたので、複数の縞画像信号の撮影間において振動の振幅差が小さくなるように放射線の射出タイミングを制御することができ、これにより振動の影響を小さくすることができて振動による画像ムラを低減することができるので、より高画質な放射線画像を取得することができる。

また、上記実施形態の放射線画像撮影装置は、第１の格子２から第２の格子３までの距離Ｚ_２がタルボ干渉距離となるようにしたが、これに限らず、第１の格子２が入射放射線を回折せずに投影させる構成とするようにしてもよい。このように構成すれば第１の格子２を通過して射影される投影像が、第１の格子２の後方の全ての位置で相似的に得られるため、第１の格子２から第２の格子３までの距離Ｚ_２を、タルボ干渉距離を無関係に設定することができる。

具体的には、第１の格子２と第２の格子３とを、ともに吸収型（振幅変調型）格子として構成するとともに、タルボ干渉効果の有無に関わらず、スリット部を通過した放射線を幾何学的に投影するように構成する。より詳細には、第１の格子２の間隔ｄ_１と第２の格子３の間隔ｄ_２とを、放射線源１から照射される放射線のピーク波長より十分大きな値とすることで、照射放射線に含まれる大部分をスリット部で回折せずに、直進性を保ったまま通過するように構成することができる。たとえば、放射線源のターゲットとしてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、放射線のピーク波長は約０．４Åである。この場合には、第１の格子２の間隔ｄ_１と第２の格子３の間隔ｄ_２を、１μｍ〜１０μｍ程度とすればスリット部で大部分の放射線が回折されずに幾何学的に投影される。

なお、第１の格子２の格子ピッチＰ_１と第２の格子３の格子ピッチＰ_２との関係と、第１の格子２の間隔ｄ_１と第２の格子３の間隔ｄ_２との関係とについては、上記第１の実施形態と同様である。

そして、上記のような構成の放射線位相画像撮影装置においては、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ_２を、上式（６）においてｍ＝１とした場合の最小のタルボ干渉距離より短い値に設定することができる。すなわち、上記距離Ｚ_２が、次式（１９）を満たす範囲の値に設定する。

なお、第１の格子２の部材２２と第２の格子３の部材３２とは、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、放射線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上述した放射線吸収に優れる材料（金、白金等）を用いたとしても、吸収されずに透過する放射線が少なからず存在する。このため、放射線の遮蔽性を高めるためには、部材２２，３２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。部材２２，３２による遮蔽は、照射放射線の９０％以上であることが好ましく、たとえば、放射線源１の管電圧が５０ｋＶ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。

ただし、上記実施形態と同様に、いわゆる放射線のケラレの問題があるため、第１の格子２の部材２２と第２の格子３の部材３２との厚さｈ_１，ｈ_２の制限がある。

上記のような構成の放射線位相画像撮影装置によれば、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ_２をタルボ干渉距離よりも短くすることができるので、一定のタルボ干渉距離を確保しなければならない上記実施形態の放射線画像撮影装置と比較すると、撮影装置をより薄型化することができる。

また、上記実施形態の放射線位相画像撮影装置においては、第１の格子２と第２の格子３との２つの格子を用いるようにしたが、第２の格子３の機能を放射線画像検出器にもたせることによって第２の格子３を用いないようにすることができる。以下、第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器の構成について説明する。

第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器は、放射線が第１の格子２を通過することによって第１の格子２によって形成された第１の格子２の自己像を検出するとともに、その自己像に応じた電荷信号を後述する格子状に分割された電荷蓄積層に蓄積することによって自己像に強度変調を施して縞画像を生成し、その生成した縞画像を画像信号として出力するものである。

図１４（Ａ）は、第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器４００の斜視図、図１４（Ｂ）は図１４（Ａ）に示す放射線画像検出器のＸＺ面断面図、図１４（Ｃ）は図１４（Ａ）に示す放射線画像検出器のＹＺ面断面図である。

放射線画像検出器４００は、図１４（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、放射線を透過する第１の電極層４１、第１の電極層４１を透過した放射線の照射を受けることにより電荷を発生する記録用光導電層４２、記録用光導電層４２において発生した電荷のうち一方の極性の電荷に対しては絶縁体として作用し、且つ他方の極性の電荷に対しては導電体として作用する電荷蓄積層４３、読取光の照射を受けることにより電荷を発生する読取用光導電層４４、および第２の電極層４５をこの順に積層してなるものである。なお、上記各層は、ガラス基板４６上に第２の電極層４５から順に形成されている。

第１の電極層４１としては、放射線を透過するものであればよく、たとえば、ネサ皮膜（ＳｎＯ₂）、ＩＴＯ（Indium Tin Oxide）、ＩＺＯ（Indium Zinc Oxide）、アモルファス状光透過性酸化膜であるＩＤＩＸＯ（Idemitsu Indium X-metal Oxide ；出光興産（株））などを５０〜２００ｎｍ厚にして用いることができ、また、１００ｎｍ厚のＡｌやＡｕなども用いることもできる。

記録用光導電層４２は、放射線の照射を受けることにより電荷を発生するものであればよく、放射線に対して比較的量子効率が高く、また暗抵抗が高いなどの点で優れているａ−Ｓｅを主成分とするものを使用する。厚さは１０μｍ以上１５００μｍ以下が適切である。また、特にマンモグラフィ用途である場合には、１５０μｍ以上２５０μｍ以下であることが好ましく、一般撮影用途である場合には、５００μｍ以上１２００μｍ以下であることが好ましい。

電荷蓄積層４３は、蓄積したい極性の電荷に対して絶縁性の膜であれば良く、アクリル系有機樹脂、ポリイミド、ＢＣＢ、ＰＶＡ、アクリル、ポリエチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルイミド等のポリマーやＡｓ_２Ｓ_３、Ｓｂ_２Ｓ_３、ＺｎＳ等の硫化物、その他に酸化物、フッ化物より構成される。更には、蓄積したい極性の電荷に対して絶縁性であり、それと逆の極性の電荷に対しては導電性を有する方がより好ましく、移動度×寿命の積が、電荷の極性により３桁以上差がある物質が好ましい。

好ましい化合物としては、Ａｓ_２Ｓｅ_３、Ａｓ_２Ｓｅ_３にＣｌ、Ｂｒ、Ｉを５００ｐｐｍから２００００ｐｐｍまでドープしたもの、Ａｓ_２Ｓｅ_３のＳｅをＴｅで５０％程度まで置換したＡｓ_２（Ｓｅ_ｘＴｅ_１−ｘ）_３（０．５＜ｘ＜１）、Ａｓ_２Ｓｅ_３のＳｅをＳで５０％程度まで置換したもの、Ａｓ_２Ｓｅ_３からＡｓ濃度を±１５％程度変化させたＡｓ_ｘＳｅ_ｙ（ｘ＋ｙ＝１００、３４≦ｘ≦４６）、アモルファスＳｅ−Ｔｅ系でＴｅを５−３０ｗｔ％のもの等が挙げられる。

なお、電荷蓄積層４３の材料としては、第１の電極層４１と第２の電極層４５との間に形成される電気力線が曲がらないようにするため、その誘電率が、記録用光導電層４２と読取用光導電層４４の誘電率の１／２倍以上２倍以下のものを用いることが望ましい。

そして、電荷蓄積層４３は、図１４（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、第２の電極層４５の透明線状電極４５ａおよび遮光線状電極４５ｂの延伸方向に平行となるように線状に分割されている。

また、電荷蓄積層４３は、透明線状電極４５ａもしくは遮光線状電極４５ｂの配列ピッチよりも細かいピッチで分割されるが、その配列ピッチＰ_２と間隔ｄ_２は、上記実施形態の第２の格子３の条件と同様である。

また、電荷蓄積層４３は、積層方向（Ｚ方向）について２μｍ以下の厚さで形成される。

そして、電荷蓄積層４３は、たとえば、上述したような材料と金属板に穴を空けたメタルマスクやファイバーなどによって形成されたマスクとを用いて抵抗加熱蒸着によって形成することができる。また、フォトリソグラフィを用いて形成するようにしてもよい。

読取用光導電層４４としては、読取光の照射を受けることにより導電性を呈するものであればよく、たとえば、ａ−Ｓｅ、Ｓｅ−Ｔｅ、Ｓｅ−Ａｓ−Ｔｅ、無金属フタロシアニン、金属フタロシアニン、ＭｇＰｃ（Magnesium phtalocyanine），ＶｏＰｃ（phaseII of Vanadyl phthalocyanine）、ＣｕＰｃ（Cupper phtalocyanine）などのうち少なくとも１つを主成分とする光導電性物質が好適である。厚さは５〜２０μｍ程度が適切である。

第２の電極層４５は、読取光を透過する複数の透明線状電極４５ａと読取光を遮光する複数の遮光線状電極４５ｂとを有するものである。透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとは、放射線画像検出器４００の画像形成領域の一方の端部から他方の端部まで連続して直線状に延びるものである。そして、透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとは、図１４（Ａ），（Ｂ）に示すように、所定の間隔を空けて交互に配列されている。

透明線状電極４５ａは読取光を透過するとともに、導電性を有する材料から形成されている。たとえば、第１の電極層４１と同様に、ＩＴＯ、ＩＺＯやＩＤＩＸＯを用いることができる。そして、その厚さは１００〜２００ｎｍ程度である。

遮光線状電極４５ｂは読取光を遮光するとともに、導電性を有する材料から形成されている。たとえば、上記の透明導電材料とカラーフィルターを組み合せて用いることができる。透明導電材料の厚さは１００〜２００ｎｍ程度である。

そして、放射線画像検出器４００においては、後で詳述するが、隣接する透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとの１組を用いて画像信号が読み出される。すなわち、図１４（Ｂ）に示すように、１組の透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとによって１画素の画像信号が読み出されることになる。たとえば、１画素が略５０μｍとなるように透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとを配置することができる。

そして、図１４（Ａ）に示すように、透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂの延伸方向に直交する方向（Ｘ方向）に延設された線状読取光源５００を備えている。線状読取光源５００は、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）やＬＤ（Laser Diode）などの光源と所定の光学系とから構成され、略１０μｍの幅の線状の読取光を放射線画像検出器４００に照射するように構成されている。そして、この線状読取光源５００は、所定の移動機構（図示省略）によって透明線状電極４５ａおよび遮光線状電極４５ｂの延伸方向（Ｙ方向）について移動するものであり、この移動により線状読取光源５００から発せられた線状の読取光によって放射線画像検出器４００が走査されて画像信号が読み出される。

なお、タルボ干渉計として機能させるための第１の格子２と放射線画像検出器４００との距離の条件については、放射線画像検出器４００が第２の格子３として機能するものであるので、第１の格子２と第２の格子３との距離の条件と同様である。

次に、上記のように構成された放射線画像検出器４００の作用について説明する。

まず、図１５（Ａ）に示すように高圧電源１００によって放射線画像検出器４００の第１の電極層４１に負の電圧を印加した状態において、タルボ効果によって形成された第１の格子２の自己像を担持した放射線が、放射線画像検出器４００の第１の電極層４１側から照射される。

そして、放射線画像検出器４００に照射された放射線は、第１の電極層４１を透過し、記録用光導電層４２に照射される。そして、その放射線の照射によって記録用光導電層４２において電荷対が発生し、そのうち正の電荷は第１の電極層４１に帯電した負の電荷と結合して消滅し、負の電荷は潜像電荷として電荷蓄積層４３に蓄積される（図１５（Ｂ）参照）。

ここで、電荷蓄積層４３は、上述したような配列ピッチで線状に分割されているので、記録用光導電層４２において第１の格子２の自己像に応じて発生した電荷のうちその直下に電荷蓄積層４３が存在する電荷のみが電荷蓄積層４３によってトラップされて蓄積され、それ以外の電荷については線状の電荷蓄積層４３の間（以下、非電荷蓄積領域という）を通過し、読取用光導電層４４を通過した後、透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとに流れ出してしまう。

このように記録用光導電層４２において発生した電荷のうち、その直下に線状の電荷蓄積層４３が存在する電荷のみを蓄積することによって、第１の格子２の自己像は電荷蓄積層４３の線状のパターンとの重ね合わせにより強度変調を受け、被検体ｍによる自己像の波面の歪みを反映した縞画像の画像信号が電荷蓄積層４３に蓄積されることになる。すなわち、電荷蓄積層４３は、上記実施形態の第２の格子３と同等の機能を果たすことになる。

そして、次に、図１６に示すように、第１の電極層４１が接地された状態において、線状読取光源５００から発せられた線状の読取光Ｌ１が第２の電極層４５側から照射される。読取光Ｌ１は透明線状電極４５ａを透過して読取用光導電層４４に照射され、その読取光Ｌ１の照射により読取用光導電層４４において発生した正の電荷が電荷蓄積層４３における潜像電荷と結合するとともに、負の電荷が、透明線状電極４５ａに接続されたチャージアンプ２００を介して遮光線状電極４５ｂに帯電した正の電荷と結合する。

そして、読取用光導電層４４において発生した負の電荷と遮光線状電極４５ｂに帯電した正の電荷との結合によって、チャージアンプ２００に電流が流れ、この電流が積分されて画像信号として検出される。

そして、線状読取光源５００が、副走査方向（Ｙ方向）に移動することによって線状の読取光Ｌ１によって放射線画像検出器４００が走査され、線状の読取光Ｌ１の照射された読取ライン毎に上述した作用によって画像信号が順次検出され、その検出された読取ライン毎の画像信号が位相コントラスト画像生成部６１に順次入力されて記憶される。

そして、放射線画像検出器４００の全面が読取光Ｌ１に走査されて１フレーム全体の画像信号が位相コントラスト画像生成部６１に記憶される。

そして、上記実施形態の放射線位相画像撮影装置において第２の格子３を第２の格子に対して相対的に並進運動させたように、上述した第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器４００を並進運動させることによって複数の縞画像が取得される。なお、この場合の各縞画像の撮影タイミングについても、上記実施形態と同様である。

そして、５枚の縞画像信号に基づいて、位相コントラスト画像生成部６１において位相コントラスト画像が生成される。

また、上述した第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器４００おいては、電極間に、記録用光導電層４２、電荷蓄積層４３および読取用光導電層４４の３層を設ける構成としたが、必ずしもこの層構成である必要はなく、たとえば、図１７に示すように、読取用光導電層４４を設けることなく、第２の電極層の透明線状電極４５ａおよび遮光線状電極４５ｂ上に直接接触するように線状の電荷蓄積層４３を設け、その電荷蓄積層４３の上に記録用光導電層４２を設けるようにしてもよい。なお、この記録用光導電層４２は、読取用光導電層としても機能するものである。

この放射線画像検出器５００の構造は、読取用光導電層４４なしに第２の電極層４５に直接電荷蓄積層４３を設ける構造であり、線状の電荷蓄積層４３の形成を容易にする。すなわち、この線状の電荷蓄積層４３は、蒸着で形成することができる。この蒸着工程において、選択的に線状パターンを形成するためにメタルマスクなどを用いるが、読取用光導電層４４の上に線状の電荷蓄積層４３を設ける構成では、読取用光導電層４４の蒸着後のメタルマスクをセットする工程のため、読取用光導電層４４の蒸着工程と記録用光導電層４２の蒸着工程の間で大気中操作により、読取用光導電層４４に劣化や、光導電層間に異物が混入して品質の劣化をもたらす虞がある。上述した読取用光導電層４４を設けない構造とすることで、光導電層の蒸着後の大気中操作を減らすことができるため、上述の品質劣化の懸念を低減することができる。

記録用光導電層４２および電荷蓄積層４３の材料については、上述した放射線画像検出器４００と同様である。また、電荷蓄積層４３の線状構成についても、上述した放射線画像検出器と同様である。

以下に、この放射線画像検出器５００の放射線画像の記録と読み出しの作用について説明する。

まず、図１８（Ａ）に示すように高圧電源１００によって放射線画像検出器５００の第１の電極層４１に負の電圧を印加した状態において、第１の格子２の自己像を担持した放射線が、放射線画像検出器４の第１の電極層４１側から照射される。

そして、放射線画像検出器４に照射された放射線は、第１の電極層４１を透過し、記録用光導電層４２に照射される。そして、その放射線の照射によって記録用光導電層４２において電荷対が発生し、そのうち正の電荷は第１の電極層４１に帯電した負の電荷と結合して消滅し、負の電荷は潜像電荷として電荷蓄積層４３に蓄積される（図１８（Ｂ）参照）。なお、第２の電極層４５に接した線状の電荷蓄積層４３は絶縁性の膜であるから、この電荷蓄積層４３に到達した電荷はそこに捕えられ、第２の電極層４５へ行くことができず、蓄積されて留まる。

ここでも、上述した放射線画像検出器４００と同様に、記録用光導電層４２において発生した電荷のうち、その直下に線状の電荷蓄積層４３が存在する電荷のみを蓄積することによって、第１の格子２の自己像は電荷蓄積層４３の線状のパターンとの重ね合わせにより強度変調を受け、被検体ｍによる自己像の波面の歪みを反映した縞画像の画像信号が電荷蓄積層４３に蓄積されることになる。

そして、図１９に示すように、第１の電極層４１が接地された状態において、線状読取光源５００から発せられた線状の読取光Ｌ１が第２の電極層４５側から照射される。読取光Ｌ１は、透明線状電極４５ａを透過して電荷蓄積層４３近傍の記録用光導電層４２に照射され、その読取光Ｌ１の照射により発生した正の電荷が線状の電荷蓄積層４３へ引き寄せられて再結合する。そして、もう一方の負の電荷は、透明線状電極４５ａへ引き寄せられ、透明線状電極４５ａに帯電した正の電荷および透明線状電極４５ａに接続されたチャージアンプ２００を介して遮光線状電極４５ｂに帯電した正の電荷と結合する。これによりチャージアンプ２００に電流が流れ、この電流が積分されて画像信号として検出される。

また、上述した放射線画像検出器４００，５００においては、電荷蓄積層４３を、完全に線状に分離して形成するようにしたが、これに限らず、たとえば、図２０に示す放射線画像検出器６００のように、平板形状の上に線状のパターンを形成することによって格子状の電荷蓄積層４３を形成するようにしてもよい。

また、上記実施形態は、本発明の放射線位相画像撮影装置を乳房画像撮影表示システムに適用した例を説明したが、これに限らず、本発明の放射線位相画像撮影装置は、被検者を立位状態で撮影する放射線画像撮影システムや、被検者を臥位状態で撮影する放射線画像撮影システムや、被検者を立位状態および臥位状態で撮影可能な放射線画像撮影システムや、長尺撮影を行う放射線画像システムなどにも適用可能である。

さらに、本発明は、３次元画像を取得する放射線位相ＣＴ装置や、立体視が可能なステレオ画像を取得するステレオ撮影装置などに適用することも可能である。

また、上記実施形態においては、位相コントラスト画像を取得することによりこれまで描出が難しかった画像を得ることができるが、従来のＸ線画像診断学は吸収画像に基づいているため、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と読影の助けになる。たとえば、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が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との間の撮影肢体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体の負担となる。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、たとえば、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、位相コントラスト画像を生成するために取得した複数枚のカセッテ補正済縞画像から、吸収画像を生成する吸収画像生成部や小角散乱画像を生成する小角散乱画像生成部をコンピュータ３０にさらに設けるようにしてもよい。

吸収画像生成部は、画素毎に得られる画素信号Ｉｋ（ｘ，ｙ）を、図２１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ものである。なお、平均値の算出は、画素信号Ｉｋ（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よいが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素信号Ｉｋ（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、正弦波に限らず、矩形波や三角波形状を用い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、画素信号Ｉｋ（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。

小角散乱画像生成部は、画素毎に得られる画素信号Ｉｋ（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、画素信号Ｉｋ（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よいが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素信号Ｉｋ（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よい。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、分散値や標準偏差などを用いることができる。

また、位相コントラスト画像は、第１および第２の格子２，３の部材２２，３２の周期配列方向（Ｘ方向）のＸ線の屈折成分に基づくものとなり、部材２２，２３の延伸方向（Ｙ方向）の屈折成分は反映されない。すなわち、ＸＹ面である格子面を介して、Ｘ方向に交差する方向（直交する場合はＹ方向）に沿った部位輪郭がＸ方向の屈折成分に基づく位相コントラスト画像として描出されるのであり、Ｘ方向に交差せずにＸ方向に沿っている部位輪郭はＸ方向の位相コントラスト画像として描出されない。すなわち、被検体Ｈとする部位の形状と向きによっては描出できない部位が存在する。例えば、膝等の関節軟骨の荷重面の方向を格子の面内方向であるＸＹ方向のうちＹ方向に合わせると、Ｙ方向にほぼ沿った荷重面（ＹＺ面）近傍の部位輪郭は十分に描出されるが、荷重面に交差しＸ方向にほぼ沿って延びる軟骨周辺組織（腱や靭帯など）については描出が不十分になると考えられる。被検体Ｈを動かすことにより、描出が不十分な部位を再度撮影することは可能ではあるが、被検体Ｈ及び術者の負担が増えることに加え、再度撮影した画像との位置再現性を担保することが難しいといった問題がある。

そこで、他の例として、図２２に示すように、第１および第２の格子２，３の格子面の中心に直交する仮想線（Ｘ線の光軸Ａ）を中心として、第１および第２の格子２，３を、図２２（ａ）に示すような第１の向きから任意の角度で回転させて、図２２（ｂ）に示すような第２の向きとする回転機構１８０をグリッドユニット１６内に設け、第１の向きと第２の向きとのそれぞれにおいて位相コントラスト画像を生成するように構成することも好適である。

こうすることで、上述した位置再現性の問題をなくせる。なお、図２２（ａ）には、第２の格子３の部材３２の延伸方向がＹ方向に沿う方向となるような第１および第２の格子２，３の第１の向きを示し、図２２（ｂ）には、図２２（ａ）の状態から９０度回転させ、第２の格子３の部材３２の延伸方向がＸ方向に沿う方向となるような第１および第２の格子２，３の第２の向きを示したが、第１の格子２と第２の格子３との間の傾き関係を維持した状態であれば、第１および第２の格子２，３の回転角度は任意である。また、第１の向きおよび第２の向きに加えて、第３の向き、第４の向きなど、２回以上の回転操作を行って、それぞれの向きでの位相コントラスト画像を生成するように構成してもよい。

また、上述したように、１次元格子である第１および第２の格子２，３を回転させるのではなく、第１および第２の格子の２，３を、それぞれの部材２２，３２を２次元方向に延設した２次元格子の構成としてもよい。

このように構成することにより、１次元格子を回転させる構成と比較すると、１度の撮影で第１の方向、第２の方向に対する位相コントラスト画像が得られるため、撮影間の被検体の体動や装置振動の影響がなく、第１および第２の方向の位相コントラスト画像間の位置再現性においてより良好である。また、回転機構を排除することで、装置の簡略化、コストダウンが可能である。

１放射線源
２第１の格子
３第２の格子
４放射線画像検出器
４ａ加速度センサ
５走査機構
１０乳房画像撮影装置
１３アーム部
１５放射線源ユニット
１６グリッドユニット
１６ａグリッド支持部
１７カセッテユニット
１７ａカセッテ支持部
１８圧迫板
３０コンピュータ
４０モニタ
５０入力部
６０制御部
６０ａ放射線源制御部
６１位相コントラスト画像生成部
６２カセッテ振動波形取得部

Claims

格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、該第１の格子により形成された周期パターン像を透過する部分と遮蔽する部分とからなる格子構造が周期的に配置され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、該第２の格子によって形成された前記第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器とを備えた放射線画像撮影装置において、
前記放射線画像検出器の振動周波数に基づいて、前記放射線源からの前記放射線の射出のタイミングを制御する放射線源制御部とを備えたことを特徴とする放射線画像撮影装置。
前記放射線画像検出器の振動周波数を検出する振動検出部を備え、
前記放射線源制御部が、前記振動検出部によって検出された振動周波数に基づいて、前記放射線源からの前記放射線の射出のタイミングを制御するものであることを特徴とする請求項１記載の放射線画像撮影装置。
前記振動検出部が、加速度センサまたはジャイロセンサであることを特徴とする請求項２記載の放射線画像撮影装置。
前記振動検出部が、前記放射線画像検出器の中央、四隅および各辺の中央の少なくとも一箇所に設けられていることを特徴とする請求項２または３記載の放射線画像撮影装置。
前記振動周波数が、前記放射線画像検出器の固有振動の周波数であることを特徴とする請求項１項記載の放射線画像撮影装置。
前記放射線源制御部が、前記放射線の射出タイミングの周波数を前記振動周波数と同じにするものであることを特徴とする請求項１から５いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
前記放射線源制御部が、前記放射線の射出タイミングの周波数を前記振動周波数よりも高くするものであることを特徴とする請求項１から５いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
前記放射線源制御部が、前記放射線画像検出器の振動の振幅が各周期において最大または最小となる時点近傍において前記放射線が射出されるように前記放射線源を制御するものであることを特徴とする請求項２から４いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
前記放射線画像検出器が着脱可能に構成されたものであることを特徴とする請求項１から８いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
前記第１の格子および第２の格子の少なくとも一方の格子を、該一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構と、
該走査機構による移動にともなって前記一方の格子の各位置について前記放射線画像検出器によって検出された複数の前記第２の周期パターン像を表す放射線画像信号を用いて画像を生成する画像生成部とを備えたものであることを特徴とする請求項１から９いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、該第１の格子により形成された周期パターン像を透過する部分と遮蔽する部分とからなる格子構造が周期的に配置され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、該第２の格子によって形成された前記第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器とを備えた放射線画像撮影装置を用いて放射線画像を取得する放射線画像取得方法において、
前記放射線画像検出器の振動周波数に基づいて、前記放射線源からの前記放射線の射出のタイミングを制御することを特徴とする放射線画像取得方法。