JP2012228301A - 放射線撮影装置 - Google Patents

Abstract

【課題】縞走査法を用いて被検体の位相微分画像を生成する放射線撮影装置において、格子の移動精度を向上させる。
【解決手段】Ｘ線源とＸ線画像検出器との間に第１の格子２１と第２の格子２２とが対向配置されている。走査機構は、第１の格子２１に対して第２の格子２２を、格子線に直交する方向（ｘ方向）に対して角θをなす方向に相対的に並進移動させ、第１の格子２１に対する第２の格子２２の相対位置を複数の走査位置に順に設定する。Ｘ線画像検出器は、各走査位置において、第２の格子２２により生成されるＧ２像を検出して画像データを生成する。位相微分画像生成部は、Ｘ線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する。第１及び第２の格子２１，２２に代えて、線源格子を上記方向に並進移動させてもよい。
【選択図】図２

Description

本発明は、格子を用いて位相イメージングを行う放射線撮影装置に関する。

放射線、例えば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、被検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線撮影装置では、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検体を配置して、被検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線画像検出器の画素に入射する。この結果、被検体の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線吸収像に十分な濃淡（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線吸収能の差が小さいため、コントラストが得られにくい。

近年、被検体のＸ線吸収能の違いによる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開発が進められている。この位相変化に基づいた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。

このようなＸ線位相イメージングを可能とするＸ線撮影装置として、Ｘ線源とＸ線画像検出器との間に、第１及び第２の格子を所定の間隔で平行に配置し、Ｘ線源から第１及び第２の格子を通過することにより生成されるＸ線像をＸ線画像検出器で撮影することにより位相コントラス画像を取得するＸ線撮影装置が提案されている（例えば、特許文献１参照）。

特許文献１に記載のＸ線撮影装置では、第１の格子に対して第２の格子を、格子方向にほぼ垂直な方向に、格子ピッチよりも小さい所定量ずつ相対的に並進移動させながら、並進移動を行うたびに撮影を行って複数の画像データを生成し、これらの複数の画像データに基づいて、被検体との相互作用によって生じたＸ線の位相変化量を検出して位相微分画像を生成する縞走査法が行われる。この位相微分画像に基づいて被検体の位相コントラスト画像を取得することができる。

ＷＯ２００４／０５８０７０号公報

特許文献１に記載のＸ線撮影装置では、格子ピッチが数μｍであり、これを分割したサブミクロンオーダの微小なピッチで第１の格子または第２の格子を並進移動させる必要があるため、格子の移動精度が低いと位相微分画像の算出精度が低下し、画質が劣化してしまう。このため、格子の移動精度の向上が望まれている。

本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、縞走査法を用いて被検体の位相微分画像を生成する放射線撮影装置において、格子の移動精度を向上させることを可能とする放射線撮影装置を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明の放射線撮影装置は、放射線源から放射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することにより第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、前記第１の格子に対して前記第２の格子を、格子線方向及びその直交方向に対して傾斜する方向に相対的に並進移動させ、前記第１の格子に対する第２の格子の相対位置を複数の走査位置に順に設定する走査機構と、前記各走査位置において前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、を備えることを特徴とする。

また、本発明の放射線撮影装置は、前記放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化する線源格子と、前記放射線源から前記線源格子を介して放射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することにより第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、前記線源格子を格子線方向及びその直交方向に対して傾斜する方向に相対的に並進移動させ、前記線源格子を複数の走査位置に順に設定する走査機構と、前記各走査位置において前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、を備えることを特徴とする。

また、本発明の放射線撮影装置は、放射線源から放射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、前記第１の格子を格子線方向及びその直交方向に対して傾斜する方向に相対的に並進移動させて複数の走査位置に順に設定する走査機構と、前記各走査位置において前記第１の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、を備えることを特徴とする。

また、本発明の放射線撮影装置は、前記放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化する線源格子と、前記放射線源から前記線源格子を介して放射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、前記線源格子を格子線方向及びその直交方向に対して傾斜する方向に相対的に並進移動させ、前記線源格子を複数の走査位置に順に設定する走査機構と、前記各走査位置において前記第１の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、を備えることを特徴とする。

また、本発明の放射線撮影装置は、前記位相微分画像を積分処理することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部を備える。

前記第１の格子は、吸収型格子であり、入射した放射線を前記第２の格子に幾何光学的に投影することにより前記第１の周期パターン像を生成する。

前記第１の格子は、吸収型格子または位相型格子であり、入射した放射線にタルボ効果を生じさせ前記第１の周期パターン像を生成するものであってもよい。

前記位相微分画像生成部は、前記走査位置に対する画素値の変化を表す強度変調信号の位相を算出することにより前記位相微分画像を生成する。

本発明によれば、第１の格子、第２の格子、線源格子のうちいずれかの格子を、格子線方向及びその直交方向に対して傾斜する方向に並進移動させるので、縞走査の一周期分の走査に要するストローク（移動距離）が長くなり、格子の移動精度が向上する。

Ｘ線撮影装置の構成を示す概略図である。 第２の格子の並進移動方向を説明する概略平面図である。 Ｘ線画像検出器の構成を示す模式図である。 第１及び第２の格子の構成を示す概略側面図である。 第２の格子の並進移動を説明する図である。 強度変調信号を例示するグラフである。 第４の実施形態のＸ線撮影装置の構成を示す概略図である。

（第１の実施形態）
図１において、Ｘ線撮影装置１０は、Ｘ線源１１、撮影部１２、メモリ１３、画像処理部１４、画像記録部１５、撮影制御部１６、コンソール１７、及びシステム制御部１８を備えている。Ｘ線源１１は、例えば、回転陽極型のＸ線管と、Ｘ線の照射野を制限するコリメータとを有し、被検体Ｈに向けてＸ線を放射する。

撮影部１２は、Ｘ線画像検出器２０と、第１及び第２の格子２１，２２とを備える。第１及び第２の格子２１，２２は、吸収型格子であり、Ｘ線照射方向であるｚ方向に関してＸ線源１１に対向配置されている。Ｘ線源１１と第１の格子２１との間には、被検体Ｈが配置可能な間隔が設けられている。Ｘ線画像検出器２０は、例えば、半導体回路を用いたフラットパネル検出器であり、第２の格子２２の背後に、検出面２０ａがｚ方向に直交するように配置されている。

第１の格子２１は、ｚ方向に直交する格子面内の一方向であるｙ方向に延伸された複数のＸ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂを備えている。Ｘ線吸収部２１ａ及びＸ線透過部２１ｂは、ｚ方向及びｙ方向に直交するｘ方向に沿って交互に配列されており、縞状のパターンを形成している。第２の格子２２は、第１の格子２１と同様にｙ方向に延伸され、かつｘ方向に沿って交互に配列された複数のＸ線吸収部２２ａ及びＸ線透過部２２ｂを備えている。Ｘ線吸収部２１ａ，２２ａは、金（Ａｕ）、白金（Ｐｔ）等のＸ線吸収性を有する金属からなる。Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂは、シリコン（Ｓｉ）や樹脂等のＸ線透過性を有する材料からなる。

第１の格子２１は、Ｘ線源１１から放射されたＸ線を部分的に通過させて第１の周期パターン像（以下、Ｇ１像という）を生成する。第２の格子２２は、第１の格子２１により生成されたＧ１像を部分的に透過させて第２の周期パターン像（以下、Ｇ２像という）を生成する。Ｇ１像は、第２の格子２２の格子パターンとほぼ一致する。

Ｘ線画像検出器２０は、Ｇ２像を検出して画像データを生成する。メモリ１３は、Ｘ線画像検出器２０から読み出された画像データを一時的に記憶する。画像処理部１４は、位相微分画像生成部１４ａと位相コントラスト画像生成部１４ｂとにより構成されている。位相微分画像生成部１４ａは、メモリ１３に記憶された画像データに基づいて位相微分画像を生成する。位相コントラスト画像生成部１４ｂは、位相微分画像に基づいて位相コントラスト画像を生成する。画像記録部１５は、位相微分画像や位相コントラスト画像を記録する。撮影制御部１６は、Ｘ線源１１及び撮影部１２の制御を行う。

撮影部１２には、第２の格子２２を並進移動させ、第１の格子２１に対する第２の格子２２の相対位置を変更する走査機構２３が設けられている。走査機構２３は、図２に示すように、第２の格子２２を、格子線方向（ｙ方向）及びその直交方向（ｘ方向）に対して傾斜する方向に並進移動させる。本実施形態では、ｘ方向に対して第２の格子２２の移動方向がなす角θを４５°とする。

走査機構２３は、圧電アクチュエータや静電アクチュエータにより構成されている。走査機構２３は、後述する縞走査の際に、撮影制御部１６の制御に基づいて駆動される。詳しくは後述するが、メモリ１３には、縞走査の各走査位置でＸ線画像検出器２０により撮影される画像データがそれぞれ記憶される。

コンソール１７は、撮影条件の設定や撮影実行指示等の操作を可能とする操作部１７ａと、撮影情報や、表示用位相微分画像、位相コントラスト画像等の表示を行うモニタ１７ｂを備えている。システム制御部１８は、操作部１７ａから入力される信号に応じて各部を統括的に制御する。

図３において、Ｘ線画像検出器２０は、入射Ｘ線によりアモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）等の半導体膜に生じた電荷を収集する画素電極３１と、画素電極３１によって収集された電荷を読み出すためのＴＦＴ（Thin Film Transistor）３２とを備えた画素３０が２次元状に多数配列されたものである。また、Ｘ線画像検出器２０は、画素３０の行ごとに設けられたゲート走査線３３と、各ゲート走査線３３にＴＦＴ３２をオンオフするための走査信号を付与する走査回路３４と、画素３０の列ごとに設けられた信号線３５と、信号線３５を介して画素３０から電荷を読み出し、画像データに変換して出力する読み出し回路３６とから構成されている。なお、各画素３０の詳細な層構成については、特開２００２−２６３００号公報に記載されている層構成と同様である。

読み出し回路３６は、積分アンプ、Ａ／Ｄ変換器、補正回路（いずれも図示せず）等により構成されている。積分アンプは、各画素３０から信号線３５を介して出力された電荷を積分して画像信号を生成する。Ａ／Ｄ変換器は、積分アンプにより生成された画像信号を、デジタル形式の画像データに変換する。補正回路は、画像データに対して、暗電流補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正等を行い、補正後の画像データをメモリ１３に入力する。

Ｘ線画像検出器２０は、入射Ｘ線を電荷に直接変換する直接変換型に限られず、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）やガドリウムオキシサルファイド（ＧＯＳ）等のシンチレータで入射Ｘ線を可視光に変換し、可視光をフォトダイオードで電荷に変換する間接変換型であってもよい。さらに、ＴＦＴに代えて、ＣＭＯＳセンサ等を用いることも可能である。

図４において、Ｘ線源１１から照射されるＸ線は、Ｘ線焦点１１ａを発光点としたコーンビームである。第１及び第２の格子２１，２２は、Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂを通過したＸ線を幾何光学的に投影するように構成される。具体的には、ｘ方向に関するＸ線透過部２１ｂ，２２ｂの幅を、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。これにより、第１及び第２の格子２１，２２は、Ｘ線の大部分を回折させずに、直進性を保ったまま通過させる。例えば、Ｘ線源１１の回転陽極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、Ｘ線透過部２１ｂ，２２ｂのｘ方向の幅を１〜１０μｍ程度とすればよい。

第１の格子２１により生成されるＧ１像は、Ｘ線焦点１１ａからの距離に比例して拡大される。本実施形態においては、第２の格子２２の格子ピッチｐ_２は、第２の格子２２の位置におけるＧ１像の周期パターンと一致するように決定される。すなわち、第２の格子２２の格子ピッチｐ_２は、第１の格子２１の格子ピッチをｐ_１、Ｘ線焦点１１ａと第１の格子２１との間の距離Ｌ_１、第１の格子２１と第２の格子２２との間の距離Ｌ_２とした場合、下式（１）をほぼ満たすように決定される。

Ｘ線源１１と第１の格子２１との間に被検体Ｈを配置するとＧ２像が被検体Ｈにより変調を受ける。この変調量には、被検体Ｈでの屈折によって偏向したＸ線の角度が反映される。同図には、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折するＸ線の１つの経路が例示されている。符号Ｘ１は、被検体Ｈが存在しない場合にＸ線が直進する経路を示している。この経路Ｘ１を進むＸ線は、第１及び第２の格子２１，２２を通過してＸ線画像検出器２０に入射する。符号Ｘ２は、被検体Ｈが存在する場合に、被検体Ｈにより屈折したＸ線の経路を示している。この経路Ｘ２を進むＸ線は、第１の格子２１を通過した後、第２の格子２２のＸ線吸収部２２ａにより吸収される。

被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）として、下式（２）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２の格子２２の位置に形成されたＧ１像は、被検体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、近似的に下式（３）で表される。

ここで、屈折角φは、Ｘ線の波長λと被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、下式（４）で表される。

このように、変位量Δｘは、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。そして、変位量Δｘ及び屈折角φは、Ｘ線画像検出器２０により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Ｈがある場合とない場合とでの強度変調信号の位相ズレ量）と、下式（５）に示すように関連している。

したがって、上式（４）及び（５）により、強度変調信号の位相ズレ量ψが位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量に対応することが分かる。この微分量をｘについて積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち位相コントラスト画像が生成される。

縞走査法では、強度変調信号を得るために、第１及び第２の格子２１，２２の一方を他方に対して相対的に並進移動（走査）させながら、所定の複数の走査位置でＧ２像の撮影を行う。本実施形態では、第１の格子２１を固設し、走査機構２３により、第２の格子２２を、ｘｙ平面内でｘ方向に対して角度θをなす方向に移動させる。Ｇ２像にはモアレ縞が生じる。このモアレ縞は、第２の格子２２の移動に伴って移動し、ｘ方向への移動距離が第２の格子２２の格子周期（格子ピッチｐ_２）に達すると元の位置に戻る。

図５は、配列ピッチｐ_２をＭ（２以上の整数）個に分割した値（ｐ_２／Ｍ）を走査ピッチとし、この走査ピッチごとに第２の格子２２を並進移動させる様子を模式的に示している。走査機構２３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に、第２の格子２２を順に移動させる。具体的には、走査機構２３は、第２の格子２２を、下式（６）で表される距離Ｓを単位として、ｘｙ平面内でｘ方向に対して角度θをなす方向に段階的に移動させる。

ｋ＝０の位置では、主として、Ｘ線源１１から放射され被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の格子２２を通過する。ｋ＝１，２，・・・と順に第２の格子２２を移動させていくと、第２の格子２２を通過するＸ線は、被検体Ｈにより屈折されなかった成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折された成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２の位置では、第２の格子２２を通過するＸ線は、ほぼ被検体Ｈにより屈折された成分のみとなる。ｋ＝Ｍ／２の位置を超えると、第２の格子２２を通過するＸ線は、被検体Ｈにより屈折された成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折されなかった成分が増加する。

ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各走査位置で、Ｘ線画像検出器２０によりＧ２像の撮影を行うと、メモリ１３にＭ枚の画像データが記憶される。各画素３０について得られるＭ個の画素値が上記強度変調信号を構成する。

具体的には、各画素３０で得られたＭ個の画素値は、図６に例示するように、走査位置ｋに対して周期的に変化する。同図中の破線は、被検体Ｈを配置しない状態で得られる強度変調信号を例示している。これに対して、実線は、被検体Ｈを配置した状態で、被検体Ｈの影響により位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）が生じた強度変調信号を例示している。ここで、ｘ，ｙは、画素３０の座標を示している。

次に、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）の算出原理について説明する。走査位置ｋに対する画素値Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）の変化を表す強度変調信号は、一般に下式（７）で表される。

ここで、Ａ_０は入射Ｘ線の強度に対応し、Ａ_ｎは強度変調信号の振幅に対応する値である。ｎは正の整数、iは虚数単位である。

格子ピッチｐ_２を等分割し、走査ピッチを一定とした場合には、下式（８）が成立する。この関係式を適用すると、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）は、下式（９）で表される。

さらに、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）は、三角関数を用いて下式（１０）のように表される。以下、位相ズレ量ψ（ｘ，ｙ）を位相微分値ψ（ｘ，ｙ）と称する。

位相微分画像生成部１４ａは、縞走査により取得されメモリ１３に記憶されたＭ枚の画像データに基づき、上式（１０）を用いて演算を行うことにより位相微分画像を生成する。位相コントラスト画像生成部１４ｂは、位相微分画像生成部１４ａにより生成された位相微分画像をｘ方向に沿って積分処理することにより位相コントラスト画像を生成する。

次に、以上のように構成されたＸ線撮影装置１０の作用を説明する。操作部１７ａから撮影指示が入力されると、走査機構２３により第２の格子２２が、距離Ｓを単位として、ｘｙ平面内でｘ方向に対して角度θをなす方向に段階的に並進移動され、各走査位置ｋにおいて、Ｘ線源１１によるＸ線照射及びＸ線画像検出器２０によるＧ２像の検出が行われる。この結果、Ｘ線画像検出器２０によりＭ枚の画像データが生成され、メモリ１３に格納される。

この後、画像処理部１４によりメモリ１３に格納されたＭ枚の画像データが読み出される。画像処理部１４内では、位相微分画像生成部１４ａにより位相微分画像が生成され、生成された位相微分画像は、位相コントラスト画像生成部１４に入力される。位相コントラスト画像生成部１４ｂでは、積分処理が行われ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及び位相微分画像は、画像記録部１５に記録された後、コンソール１７に入力され、モニタ１７ｂに表示される。

本実施形態では、走査機構２３による第２の格子２２の移動方向を、ｘ方向に対して角度θをなす方向としているため、縞走査の一周期分の走査に要するストロークが、ｘ方向に移動させる場合の１／ｃｏｓθ倍に増大する。このため、走査機構２３による各走査位置への第２の格子２２の移動精度が向上し、強度変調信号が精度よく得られるため、位相微分画像の画質が向上する。

なお、上記第１の実施形態では、第２の格子２２を移動させているが、これに代えて、第１の格子２１を移動させてもよい。この場合も同様に、第１の格子２１をｘｙ平面内でｘ方向に対して角度θ（例えば、４５°）をなす方向に段階的に移動させる。

また、上記第１の実施形態では、強度変調信号の位相ズレ量を位相微分値としているが、これを定数倍したものを位相微分値としてもよい。

また、上記第１の実施形態では、位相微分画像の生成を行っているが、これに加えて、吸収画像や小角散乱画像を生成してもよい。吸収画像は、図６に例示した強度変調信号の平均値を求めることにより生成される。小角散乱画像は、強度変調信号の振幅を求めることにより生成される。

また、上記第１の実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１の格子２１との間に配置しているが、被検体Ｈを第１の格子２１と第２の格子２２との間に配置してもよい。

また、上記第１の実施形態では、Ｘ線源１１から射出されるＸ線をコーンビームとしているが、これに代えて、平行ビームを射出するＸ線源を用いることも可能である。この場合には、上式（１）に代えて、ｐ_２＝ｐ_１をほぼ満たすように第１及び第２の格子２１，２２を構成すればよい。

（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、Ｘ線源１１は単一焦点であるが、第２の実施形態のＸ線撮影装置では、Ｘ線源１１の射出側直後に、ＷＯ２００６／１３１２３５号公報等に記されたマルチスリット（線源格子）を設け、焦点を分散化する。これより、高出力のＸ線源を用いることが可能となり、Ｘ線量が向上するため、位相微分画像の画質が向上する。この場合、マルチスリットのｘ方向への格子ピッチｐ_０は、下式（１１）を満たす必要がある。本実施形態では、距離Ｌ_１は、マルチスリットから第１の格子２１までの距離である。

（第３の実施形態）
次に、本発明の第３の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、第１の格子２１に対して第２の格子２２を並進移動させて縞走査を行っているが、第３の実施形態のＸ線撮影装置では、図７に示すように、Ｘ線源１１の射出側直後に設けたマルチスリット４０を、走査機構４１により並進移動させることにより縞走査を行う。

走査機構４１は、マルチスリット４０を、下式（１２）で表される距離Ｓを単位として、ｘｙ平面内でｘ方向に対して角度θをなす方向に段階的に移動させる。これにより、マルチスリット４０は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各走査位置に移動され、各走査位置でＸ線画像検出器２０によりＧ２像の検出が行われる。その他の構成や作用については、第１の実施形態と同一である。

（第４の実施形態）
次に、本発明の第４の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、第１の格子２１が入射Ｘ線を回折せずに幾何光学的に投影する構成としているが、第４の実施形態のＸ線撮影装置では、特開２００８−２００３６１号公報等に記されているように、第１の格子２１でタルボ効果が生じる構成とする。タルボ効果を生じさせるためには、Ｘ線の空間干渉性を高めるように、小焦点のＸ線光源を用いるか、上記のようなマルチスリットを有するＸ線源を用いればよい。

タルボ効果が生じる場合には、第１の格子２１の自己像（Ｇ１像）は、第１の格子２１から下流にタルボ距離Ｚ_ｍだけ離れた位置に生じる。このため、本実施形態では、第１の格子２１から第２の格子２２までの距離Ｌ_２をタルボ距離Ｚ_ｍに設定する必要がある。その他の構成や作用については、第１の実施形態と同一である。

第１の格子２１が吸収型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビームである場合には、タルボ距離Ｚ_ｍは、下式（１３）で表される。ここで、ｍは正の整数である。

また、第１の格子２１がπ／２の位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビームである場合には、タルボ距離Ｚ_ｍは、下式（１４）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。

また、第１の格子２１がπの位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線がコーンビームである場合には、タルボ距離Ｚ_ｍは、下式（１５）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。

また、第１の格子２１が吸収型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームである場合には、タルボ距離Ｚ_ｍは、下式（１６）で表される。ここで、ｍは正の整数である。

また、第１の格子２１がπ／２の位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームである場合には、タルボ距離Ｚ_ｍは、下式（１７）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。

そして、第１の格子２１がπの位相変調を与える位相型格子であり、Ｘ線源１１から射出されるＸ線が平行ビームである場合には、タルボ距離Ｚ_ｍは、下式（１８）で表される。ここで、ｍは０または正の整数である。

（第５の実施形態）
次に、本発明の第５の実施形態について説明する。上記第１の実施形態では、第１の格子２１により生成されたＧ１像を第２の格子２２によりＧ２像としてＸ線画像検出器２０で検出を行っているが、第５の実施形態のＸ線撮影装置では、第２の格子２２を排し、ＷＯ２００４／０５８０７０号公報に記されているように、高空間分解能のＸ線画像検出器を用いて第１の格子２１により生成されるＧ１像を直接検出し、画像データを生成する。

本実施形態では、走査機構により、第１の格子２１を、下式（１９）で表される距離Ｓを単位として、ｘｙ平面内でｘ方向に対して角度θをなす方向に段階的に移動させ、各走査位置でＸ線画像検出器によりＧ１像の検出を行う。その他の構成や作用については、第１の実施形態と同一である。

なお、本実施形態の変形例として、上記第２の実施形態のように、Ｘ線源１１の射出側直後にマルチスリットを設けてもよい。また、上記第３の実施形態のように、第１の格子２１に代えてマルチスリットを移動させてもよい。さらに、上記第４の実施形態のように、第１の格子２１でタルボ効果が生じる構成とする場合には、第１の格子２１からｚ方向下流にタルボ距離Ｚ_ｍだけ離れた位置にＸ線画像検出器を配置すればよい。

本発明は、医療診断用の放射線撮影装置に限定されず、工業用等のその他の放射線撮影装置に適用することが可能である。また、放射線はＸ線に限られず、ガンマ線等を用いることも可能である。

１０ Ｘ線撮影装置
２０ Ｘ線画像検出器
２１ 第１の格子
２１ａ Ｘ線吸収部
２１ｂ Ｘ線透過部
２２ 第２の格子
２２ａ Ｘ線吸収部
２２ｂ Ｘ線透過部
３０ 画素
３１ 画素電極
３３ ゲート走査線
３５ 信号線

Claims (8)

1. 放射線源から放射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、
   前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することにより第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
   前記第１の格子に対して前記第２の格子を、格子線方向及びその直交方向に対して傾斜する方向に相対的に並進移動させ、前記第１の格子に対する第２の格子の相対位置を複数の走査位置に順に設定する走査機構と、
   前記各走査位置において前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
   前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
   を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
2. 前記放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化する線源格子と、
   前記放射線源から前記線源格子を介して放射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、
   前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽することにより第２の周期パターン像を生成する第２の格子と、
   前記線源格子を格子線方向及びその直交方向に対して傾斜する方向に相対的に並進移動させ、前記線源格子を複数の走査位置に順に設定する走査機構と、
   前記各走査位置において前記第２の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
   前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
   を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
3. 放射線源から放射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、
   前記第１の格子を格子線方向及びその直交方向に対して傾斜する方向に相対的に並進移動させて複数の走査位置に順に設定する走査機構と、
   前記各走査位置において前記第１の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
   前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
   を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
4. 前記放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化する線源格子と、
   前記放射線源から前記線源格子を介して放射された放射線を通過させて第１の周期パターン像を生成する第１の格子と、
   前記線源格子を格子線方向及びその直交方向に対して傾斜する方向に相対的に並進移動させ、前記線源格子を複数の走査位置に順に設定する走査機構と、
   前記各走査位置において前記第１の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、
   前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、
   を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
5. 前記位相微分画像を積分処理することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部を備えること特徴とする請求項１から４いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
6. 前記第１の格子は、吸収型格子であり、入射した放射線を前記第２の格子に幾何光学的に投影することにより前記第１の周期パターン像を生成することを特徴とする請求項１から５いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
7. 前記第１の格子は、吸収型格子または位相型格子であり、入射した放射線にタルボ効果を生じさせ前記第１の周期パターン像を生成することを特徴とする請求項１から５いずれか１項に記載の放射線撮影装置。
8. 前記位相微分画像生成部は、前記走査位置に対する画素値の変化を表す強度変調信号の位相を算出することにより前記位相微分画像を生成することを特徴とする請求項１から７いずれか１項に記載の放射線撮影装置。

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