JP2014030438A - 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 - Google Patents

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 Download PDF

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Abstract

【課題】線量を正確に検出して、より高精度な放射線位相コントラスト画像を生成する。
【解決手段】Ｘ線撮影システム１０は、第１の格子３１と、第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する第２の講師３２と、第２の格子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、放射線画像検出器によって取得される画像データを処理する演算処理部２２と、を備え、放射線源１１と第１の格子との間に被写体を配置し、放射線の照射時間を一定として第２の格子を前記放射線像に対して互いに位相の異なる相対位置に置いて複数回の撮影を行い、各撮影で放射線画像検出器によって取得された画像データを、その撮影において線量検出画素によって検出される線量に基づいて輝度補正する。
【選択図】図１０

Description

本発明は、放射線画像検出装置、並びにこの放射線画像検出装置を備える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。
上記のＸ線撮影システムでは、被写体によって異なる必要露光量に対して、Ｘ線画像検出器により得られる画像の濃度を安定させるため、あるいは必要以上に露光されることによる被写体の過度の被爆を防止するために、自動露光制御が行われている。自動露光制御では、一般に、被写体を透過したＸ線の線量を線量検出器で検出し、線量検出器で検出される線量が予め設定された閾値に達したところでＸ線の照射を停止している。また、ＦＰＤの一部の画素を用いて線量を検出し、それによって露光制御を行うものも知られている。なお、ＦＰＤの一部の画素を用いて線量を検出する場合には、画素の信号の読み出しに要する時間との関係でリアルタイムな線量検出が困難であることから、撮影に先立って行われる透視において、線量検出画素によって検出される線量が予め設定された所定値となるようにＸ線照射条件が調整される。そして撮影においては、透視時のＸ線照射条件を基に、更に透視と撮影との管電圧差などを加味して照射時間が計算され、計算された照射時間によって露光制御がなされる。
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。
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（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ほう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。このようなＸ線位相イメージングの一種として、近年、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（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（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の回折格子の自己像と第２の回折格子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の回折格子に対して第２の回折格子を、第１の回折格子の面にほぼ平行で、かつ第１の回折格子の格子方向（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い、Ｘ線画像検出器で得られる各画素の画素値の変化から、被写体で屈折したＸ線の角度分布（位相シフトの微分像）を演算し、この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。
国際公開第０８／１０２５９８号
縞走査法によるＸ線位相イメージングは、上記の通り、第２の回折格子の走査に伴う各画素の画素値の変化から被写体の位相情報を検出するものであり、第２の回折格子の走査とは別の要因による各画素の画素値の変化は、被写体の位相情報の検出精度を低下させる。各画素の画素値を変化させる要因としては、例えば撮影間における照射線量のバラツキが挙げられ、よって、撮影間の照射線量を一定とするか、あるいは撮影間の照射線量のバラツキを計測しておき、被写体で屈折したＸ線の角度分布を演算する際に、照射線量のバラツキに起因する各画素の画素値の変化を補正する必要がある。
ここで、特許文献１に記載されたＸ線位相イメージング装置においては、線量検出器を用い、線量検出器で検出される線量が予め設定された閾値に達したところでＸ線の照射を停止させる従来の自動露光制御がなされている。特許文献１には、線量検出器の位置について特に記載されていないが、線量検出器は、一般にＦＰＤの裏に配置される。この場合に、縞走査法によるＸ線位相イメージングにおいては、線量検出器は第２の回折格子の下流に位置することになり、線量検出器上にモアレ縞が形成される。このモアレ縞は第２の回折格子の走査に伴って移動し、モアレ縞の暗部が線量検出器に重なるときと暗部が重ならないときとで、線量検出器に単位時間当たりに入射するＸ線の線量が大きく変動する。そして、上記の自動露光制御は、線量検出器に単位時間当たりに入射するＸ線の線量の変動をキャンセルするように、Ｘ線の照射時間を延長あるいは短縮する。結果、撮影間の照射線量にバラツキが生じる。
そこで、照射時間を一定として露光制御することが考えられるが、照射時間を一定としても、例えばＸ線源の立ち上がり特性や立ち下がり特性などによって、撮影間で照射線量のバラツキが生じ得る。よって、撮影間の照射線量のバラツキを計測しておく必要があるが、前述の通り、第２の回折格子の走査に伴って線量検出器とモアレ縞の暗部との重なりが変化し、それによって線量検出器に照射時間内に入射するＸ線の線量が変化するため、モアレ縞の下で撮影間の照射線量のバラツキを計測することは困難である。
以上は、線量検出器に替えてＦＰＤの一部の画素を用いて線量を検出する場合にも妥当する。ＦＰＤは第２の回折格子の下流に位置し、その検出面上にはモアレ縞が形成される。よって、第２の回折格子の走査に伴って線量検出器とモアレ縞の暗部との重なりが変化し、それによって線量検出器に単位時間当たりに入射するＸ線の線量が変化する。そのため、ＦＰＤの一部の画素を用いて線量を検出する場合にも、モアレ縞の下で撮影間の照射線量のバラツキを計測することはやはり困難である。
本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、線量を正確に検出して、より高精度な放射線位相コントラスト画像を生成することを目的とする。
（１） 第１の格子と、前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する第２の格子と、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、を備え、前記放射線画像検出器は、前記第１の格子及び前記第２の格子の少なくとも一方の格子領域を外れて伝播する放射線が入射し、そこに入射する放射線量の検出に用いられる線量検出画素を少なくとも一つ含む放射線画像検出装置。
（２） 上記（１）の放射線画像検出装置と、前記第１の格子に向けて放射線を出射する放射線源と、を備える放射線撮影装置。
（３） 上記（１）の放射線画像検出装置と、前記第１の格子に向けて放射線を出射する放射線源と、前記放射線画像検出器によって取得される画像データを処理する演算処理部と、を備え、前記放射線源と前記第１の格子との間、又は前記第１の格子と前記第２の格子との間に被写体を配置し、前記第２の格子を前記放射線像に対して互いに位相の異なる相対位置に置いて複数回の撮影を行う撮影モードがあり、前記演算処理部は、前記撮影モードにおける各撮影で前記放射線画像検出器によって取得された画像データを、その撮影において前記線量検出画素によって検出される線量に基づいて輝度補正する放射線撮影システム。
本発明によれば、第１の格子及び第２の格子の少なくとも一方の格子領域を外れて伝播する放射線を線量検出画素で検出しており、線量検出画素上には第１の格子の放射線像と第２の格子との重ね合わせによるモアレ縞が形成されず、よって、モアレ縞の影響を受けることなく、線量検出画素によって正確に線量を検出することができる。それにより、放射線源と第１の格子との間、又は第１の格子と第２の格子との間に被写体を配置し、第２の格子を各相対位置に置いて行われる複数回の撮影で、撮影間の照射線量のバラツキを正確に計測することができる。そして、各撮影において取得された画像データを、その撮影において検出された線量に基づいて輝度補正することによって、照射線量のバラツキに起因する各画素の画素値の変化を除去あるいは低減することができる。それにより、より高精度な放射線位相コントラスト画像を生成することができる。
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。 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。 図１の放射線撮影システムによる位相コントラスト画像の生成処理を説明するためのフローチャートである。 図１の放射線撮影システムの変形例に関し、その撮影部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変形例に関し、その撮影部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一例に関し、その撮影部の構成を示す模式図である。 図１３の放射線撮影システムの変形例に関し、その撮影部の構成を示す模式図である。 図１４の放射線撮影システムの他の変形例に関し、放射線遮蔽体の構成を示す模式図である。 放射線画像検出器の画素の信号の一例を示すグラフである。 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１７の放射線撮影システムの撮影部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。 図１９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の構成を示す模式図である。 図２２の放射線撮影システムの演算処理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（放射線画像検出装置）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の検査領域の撮影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。
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、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ:Thin Film Transistor）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、酸化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ３）やヨウ化セシウム（ＣｓＩ）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ｐ１で、互いに所定の間隔ｄ１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ｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２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ｄ１，ｄ２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ｄ１，ｄ２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ｄ１，ｄ２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ｐ２及び間隔ｄ２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Ｌ１、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Ｌ２とした場合に、格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、次式（１）及び（２）の関係を満たすように決定される。
Figure 2014030438
Figure 2014030438
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Ｌ２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Ｌ２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ｐ１、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２、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。
Figure 2014030438
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Ｌ２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Ｌ２は、次式（４）を満たす範囲の値に設定される。
Figure 2014030438
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Ｌ２を、次式（６）を満たす範囲の値に設定する。
Figure 2014030438
Figure 2014030438
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ｈ１，ｈ２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ｈ１，ｈ２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ｈ１，ｈ２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ｈ１，ｈ２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ｈ１，ｈ２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。
Figure 2014030438
Figure 2014030438
例えば、ｄ１＝２．５μｍ、ｄ２＝３．０μｍであり、通常の病院での撮影を想定して、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ｈ１は１００μｍ以下、厚みｈ２は１２０μｍ以下とすればよい。
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。
ここで、ＦＰＤ３０は、第１の及び第２の吸収型格子３１，３２の格子領域（Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂが周期的に配列されている領域）を外れて伝播する放射線が入射する画素４０を有している。即ち、Ｘ線焦点１８ｂを視点とするＦＰＤ３０の検出面上への投影において、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の投影は略一致しており、ＦＰＤ３０の検出面は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の投影より大きい。そして、ＦＰＤ３０の検出面において、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の投影が重なる領域３０Ａに属する画素４０の群は、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を検出する（以下、領域３０Ａに属する画素を像検出画素という）。また、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の投影から外れる領域３０Ｂに属する画素４０には、第１の及び第２の吸収型格子３１，３２の格子領域を外れて伝播する放射線が入射する。図示の例において、領域３０Ｂは、ＦＰＤ３０の検出面の一辺に沿って設けられている。この領域３０Ｂに属する複数の画素４０の各々は、そこに入射する放射線の線量を検出するために用いられる（以下、領域３０Ｂに属する画素を線量検出画素という）。
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ｐ１’と、第２の吸収型格子３２の実質的な格子ピッチｐ２’（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ｐ１’と格子ピッチｐ２’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。
Figure 2014030438
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）。
Figure 2014030438
Figure 2014030438
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ｐ１’と格子ピッチｐ２’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、「ｐ２’」→「ｐ２’／ｃｏｓθ」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ａ）。
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、「ｐ２’」→「ｐ２’×ｃｏｓα」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｂ）。
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Ｌ２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、「ｐ１’」→「ｐ１’×（Ｌ１＋Ｌ２＋δ）／（Ｌ１＋Ｌ２）」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｃ）。
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Ｌ２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Ｌ２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。
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。
Figure 2014030438
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。
Figure 2014030438
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。
Figure 2014030438
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。
Figure 2014030438
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ｐ２）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ｐ２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でモアレ縞を撮影し、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ｐ２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ２／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個の画素値が得られる。以下に、このＭ個の画素値から各画素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の画素値をＩｋ（ｘ）と標記すると、Ｉｋ（ｘ）は、次式（１６）で表される。
Figure 2014030438
ここで、ｘは、画素４０のｘ方向に関する座標であり、Ａ０は入射Ｘ線の強度であり、Ａｎは画素４０の画素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。
Figure 2014030438
Figure 2014030438
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個の画素値から、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個の画素値は、第２の吸収型格子３２の位置ｋに対して、格子ピッチｐ２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画素値の変化を示しており、図９中の実線は、被写体Ｈが存在する場合の画素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。
図１０は、図１の放射線撮影システムにおける位相コントラスト画像の生成処理のフローを示す。
本Ｘ線撮影システム１０においては、Ｘ線の照射時間を一定として、第２の吸収型格子３２をＫ＝０，１・・・，Ｍ−１の各位置（図８参照）に置きながらＭ回の撮影が行われる。
各撮影において、制御装置２０は、Ｘ線の照射開始を指示する制御信号をＸ線源制御部１７に送出する。この制御信号を受信したＸ線制御部１７は、Ｘ線管１８への電力の供給を開始するように高電圧発生器１６を制御する。それにより、被写体ＨへのＸ線の照射が開始される（ステップＳ１）。
被写体Ｈにより変調を受けた第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って形成された像がＦＰＤ３０の像検出画素４０の群によって撮像される。その際、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を外れて伝播するＸ線が、ＦＰＤ３０の線量検出画素４０の群に入射し、入射するＸ線の線量に応じた電荷がそれらの線量検出画素４０に蓄積される。
制御装置２０は、Ｘ線源制御部１７に対してＸ線の照射開始を指示する制御信号を送出してからの経過時間Ｔを計測し、経過時間Ｔが予め設定された照射時間Ｔ０に達したところで、Ｘ線の照射停止を指示する制御信号をＸ線源制御部１７に送出する（ステップＳ２）。
Ｘ線制御部１７は、制御装置２０から送出された上記の制御信号を受信し、Ｘ線管１８への電力の供給を停止するように高電圧発生器１６を制御する。それにより、被写体ＨへのＸ線の照射が停止される（ステップＳ３）。
Ｘ線の照射が停止された後、ＦＰＤ３０から画像データが出力され（ステップＳ４）、演算処理部２２は、ＦＰＤ３０から出力された画像データに対して、後述する輝度補正を行う（ステップＳ５）。
以上のプロセスで、第２の吸収型格子３２をＫ＝０，１・・・，Ｍ−１の各位置（図８参照）に置きながらＭ回の撮影が行われる。演算処理部２２は、Ｍ回の撮影によって取得され、それぞれ輝度補正された画像データを用い、前述した手順に従って位相シフト分布Φを演算し、これを位相コントラスト画像として記憶部２３に記憶させる（ステップＳ６）。
次に、各画像データの輝度補正について説明する。
前述した位相コントラスト画像の生成処理において、各撮影におけるＸ線の照射時間は一定とされているが、Ｘ線管１８の立ち上がり特性や立ち下がり特性などの影響によって撮影間で照射線量にバラツキが生じ、撮影間の照射線量のバラツキに起因して、画像データ間で全体的な輝度変化が生じる。そこで、演算処理部２２において、各画像データに対して輝度補正を行う。
画像データにおける各画素の画素値（輝度）は、その画素に入射したＸ線の線量に対応する。線量検出画素４０には、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の格子領域から外れて伝播するＸ線が入射し、よって、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るモアレ縞が線量検出画素４０上に形成されることはない。よって、線量検出画素４０においては、モアレ縞の暗部との重なりの変化によって照射時間内に入射するＸ線の線量が変化するということはなく、画像データ間における線量検出画素４０の画素値のバラツキは、撮影間における照射線量のバラツキによる。
演算処理部２２は、各画像データにおける線量検出画素４０の画素値を画像データ間で合わせるように、各画像データに対して輝度補正を行う。なお、線量検出画素４０が複数ある場合には、それらの画素値の総和あるいは平均を合わせるように、各画像データに対して輝度補正を行う。例えば、１回目の撮影で取得された画像データにおける線量検出画素４０の画素値を基準値とする。そして、２回目以降の撮影で取得される各画像データにおいて、その画像データに含まれる線量検出画素４０の画素値の基準値に対する比の逆数を、その画像データの全ての画素に乗算する。それにより、２回目以降の撮影で取得された各画像データの線量検出画素４０の画素値は基準値に合わせられ、線量検出画素４０を除く各画素４０の画素値は、他の画素４０の画素値との比を保って補正される。それにより、撮影間の照射線量のバラツキに起因する各画素４０の画素値の変化が除去あるいは低減される。なお、この輝度補正により撮影間の照射線量のバラツキに起因する各画素４０の画素値の変化が除去あるいは低減されるため、Ｘ線の照射時間は一定である必要はない。
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。
以上、説明したように、本Ｘ線撮影システム１０によれば、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の格子領域を外れて伝播するＸ線を線量検出画素４０で検出しており、線量検出画素上には第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るモアレ縞が形成されず、よって、モアレ縞の影響を受けることなく正確に線量を検出することができる。それにより、撮影間の照射線量のバラツキを正確に計測することができる。そして、各撮影において取得された画像データを、その撮影において検出された線量に基づいて輝度補正することによって、撮影間の照射線量のバラツキに起因する各画素４０の画素値の変化を除去あるいは低減することができる。それにより、より高精度なＸ線位相コントラスト画像を生成することができる。
なお、本Ｘ線撮影システム１０において、ＦＰＤ３０の線量検出画素４０には、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の格子領域の双方を外れて伝播するＸ線が入射するものとして説明したが、線量検出画素４０において正確に線量検出するうえでは、線量検出画素４０上にモアレ縞が形成されなければ足り、図１１に示すように第１の吸収型格子３１の格子領域を外れ、第２の吸収型格子３２の格子領域を通過して伝播するＸ線が線量検出画素４０に入射するよう構成することもでき、また第２の吸収型格子３２の格子領域を外れ、第１の吸収型格子３１の格子領域を通過して伝播するＸ線が線量検出画素４０に入射するよう構成することもできる。この場合、線量検出画素４０に入射するＸ線は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方を通過することによって減衰される。このことは、線量検出画素４０の画素値が飽和することを防止することができ、好ましい。即ち、ＦＰＤ３０の像検出画素４０に入射するＸ線は第１及び第２の吸収型格子３１，３２を通過することによって減衰され、像検出画素４０において十分な線量が確保されることを基準に撮影条件が定められる。そのため、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の格子領域の双方を外れて伝播するＸ線が線量検出画素４０に入射するよう構成した場合に、撮影条件によっては線量検出画素４０の画素値が飽和することも考えられる。そこで、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方の格子領域を通過して減衰されたＸ線が線量検出画素４０に入射するように構成すれば、線量検出画素４０の画素値が飽和することを防止することができる。
また、線量検出画素４０は一つあれば足りるが、本Ｘ線撮影システム１０のように、線量検出画素４０を複数設け、それらの画素値の平均ないし総和を算出することが好ましい。それによれば、線量検出の精度を高め、各画像データの輝度補正の精度を高めることができる。また、本Ｘ線撮影システム１０において、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の投影から外れる領域３０Ｂ、及び領域３０Ｂに属する複数の線量検出画素４０は、ＦＰＤ３０の検出面の一辺に沿って一つの群をなして設けられているが、これに限らず、例えば図１２に示すように、枠状であってもよく（ＦＩＧ．１２Ａ）、また、四隅に分散して設けられてもよく（ＦＩＧ．１２Ｂ）、撮影に支障のない限りにおいて撮影部位や撮影手技に応じて適宜設けることができる。
また、本Ｘ線撮影システム１０によれば、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に線形的に投影するため、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Ｌ２を任意の値とすることができ、該距離Ｌ２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、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出来る。
図１３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に関し、その撮影部の構成を示す。
Ｘ線撮影システム６０では、線量検出画素４０の画素値が飽和することを防止するため、線量検出画素４０に重なるＸ線減衰体６１を更に備えている。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。
Ｘ線減衰体６１は、一様な厚みの箔状ないし板状に形成されており、Ｘ線焦点１８ｂを視点とするＦＰＤ３０の検出面上への投影において、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の投影から外れる領域３０Ｂを覆って設けられている。Ｘ線減衰体６１の材料としては、例えば金、白金、鉛、タングステン、アルミ、銅、鉄、等の金属材料が好適に用いられ、Ｘ線減衰体６１は、用いられる材料のＸ線吸収能との関係で適宜な厚みに形成される。なお、上記の金属材料に比べて厚くはなるが、Ｘ線減衰体６１の材料としては、ポリマー、シリコン、ガラス、等の非金属材料も用いることができる。
以上のように構成されたＸ線減衰体６１は、入射するＸ線を一様に減衰させ、これを透過したＸ線が領域３０Ｂに属する線量検出画素４０に入射する。それにより、線量検出画素４０の画素値が飽和することを防止し、線量検出画素４０による線量検出を正常に行うことができる。
なお、Ｘ線減衰体６１を透過すると共に、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方の格子領域を通過して伝播するＸ線が線量検出画素４０に入射するよう構成してもよい。それによれば、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方の格子領域を通過することによってＸ線が減衰されるので、線量検出画素４０の画素値が飽和することをより確実に防止することができ、あるいはＸ線減衰体６１の厚みを比較的小さく抑えることができる。
更に、Ｘ線減衰体６１を透過させ、あるいはＸ線減衰体６１を透過させると共に第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方の格子領域を通過させることによっても、なお、線量検出画素４０の画素値が飽和する場合において、それがＦＰＤ３０の読み出し回路４３（図３参照）のダイナミックレンジの制約によるものであれば、読み出し回路４３において増幅率がより小さい積分アンプ回路を用いることによって、線量検出画素４０の画素値が飽和することを防止することができる。例えば、増幅率が互いに異なる数種の積分アンプ回路を読み出し回路４３に設けておき、撮影条件に応じて適宜な増幅率の積分アンプ回路が選択的に使用されるように構成すればよい。
なお、本Ｘ線撮影システム６０において、Ｘ線減衰体６１は、ＦＰＤ３０の検出面上に載置されている。このように、Ｘ線減衰体６１は、透過Ｘ線の出射面がＦＰＤ３０の検出面に密接するか、あるいは極近接するように配置されることが好ましい。Ｘ線減衰体６１を透過することによって散乱が生じるが、Ｘ線減衰体６１の出射面とＦＰＤ３０の検出面との距離が小さいほどＸ線の散逸を低減することができ、線量検出画素４０において、より正確な線量検出が可能となる。
図１４は、図１３の放射線撮影システムの変形例に関し、その撮影部の構成を示す。
本変形例では、Ｘ線減衰体６１の厚みが各部で異なり、図示の例では、その幅方向に階段状に厚みが増減している。かかる構成によれば、例えばＸ線減衰体６１において厚みが最小の部分６１Ａが重なる線量検出画素４０で画素値が飽和したとしても、より厚みが大きい部分６１Ｂ，６１Ｃが重なる線量検出画素４０では画素値が飽和せず、線量検出を正常に行うことができる。それにより、単一のＸ線減衰体６１を用いてより多くの撮影条件に対応することが可能となる。
なお、厚みは同じで減衰係数の異なる複数の減衰材（例えば、白金、金、鉛、銀、タングステン、モリブデン、等）を厚み方向と直交する方向に並べてＸ線減衰体を構成することもできる。この場合、Ｘ線減衰体の厚みは均一とし、減衰量を各部で変えることができる。また、図１５に示すように、減衰係数の異なる第１及び第２の減衰材６１ａ，６１ｂを厚さ方向に積層し、これら第１及び第２の減衰材６１ａ、６１ｂの厚みの比率を各部で異なるようにしてＸ線減衰体を構成することもできる。この場合にも、Ｘ線減衰体の厚みは均一とし、減衰量を各部で変えることができる。
また、画像データの輝度補正においては、線量検出画素４０のうち、その画素値が不飽和の線量検出画素４０のみ抽出され、抽出された線量検出画素４０の画素値に基づいて各画像データの輝度補正がなされる。ここで、ＦＰＤの特性によっては、入射線量に対する各画素の出力が線形でない場合がある。例えば、図１６に示すように、高線量と低線量とで出力特性の傾きが異なる場合がある。そのような場合に、画素値が不飽和の線量検出画素４０のうち、Ｇ１像を検出する像検出画素４０の平均の画素値、或いは特定の像検出画素４０の画素値に最も近い画素値の線量検出画素４０の画素値に基づいて各画像データの輝度補正を行うことが好ましい。
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一例を示し、図１８は、図１７の放射線撮影システムの撮影部の構成を示す。
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。
Ｘ線撮影システム７０は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２をＸ線照射野に配置し、前述した縞走査によって被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成する位相撮影モードと、第１及び第２の吸収型格子３１，３２をＸ線照射野から退避させ、被写体ＨによるＸ線の強度変化に基づいた画像（吸収画像）を生成する通常撮影モードとを有しており、第１の及び第２の吸収型格子３１，３２をＸ線照射野から退避させる移動機構７１を更に備えている。位相撮影モードと通常撮影モードとの切り換え、つまりは、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線照射野への挿入及び照射野からの退避は、例えばコンソール１３における入力操作に応じて制御装置２２が移動機構７１を駆動することによってなされる。移動機構７１としては、例えばボールネジやリニアモータなどの直動機構を用いることができる。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６０と同様であるため説明は省略する。
通常撮影モードにおける吸収画像の生成処理は、前述した縞走査による位相コントラスト画像の生成処理とは異なり１回の撮影で済む。そのため、撮影間の照射線量のバラツキを測定しておく必要がなく、Ｘ線減衰体６１もまた不要となる。そこで、本Ｘ線撮影システム７０においては、第１及び第２の吸収型格子３１，３２と共にＸ線減衰体６１もＸ線照射野から退避させるようにしている。それにより、ＦＰＤ３０の検出面の全体を有効に活用することができる。
ここで、Ｘ線減衰体６１のＸ線照射野への挿入及び照射野からの退避を行うために別途移動機構を設けてもよいが、本Ｘ線撮影システム７０においては、Ｘ線減衰体６１が第２の吸収型格子３２と一体とされており、移動機構７１によって第２の吸収型格子３２と共に移動される。それにより、装置の構成を簡素化することができる。
また、本Ｘ線撮影システム７０においては、第２の吸収型格子３２とは別に形成されたＸ線減衰体６１を第２の吸収型格子３２に組みつけて両者を一体としているが、Ｘ線減衰体６１を第２の吸収型格子３２に形成して両者を一体とすることもできる。更に、Ｘ線減衰体６１の材料に第２の吸収型格子３２のＸ線遮蔽部３２ｂと同じ材料（金、白金等）を用いるようにすれば、金属メッキ法や蒸着法によってＸ線遮蔽部３２ｂと同時に形成することが可能である。なお、第２の吸収型格子３２に替えて、Ｘ線減衰体６１を第１の吸収型格子３１と一体に設け、Ｘ線減衰体６１を第１の吸収型格子３１と共に移動させるように構成してもよい。
図１９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１９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、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２０は、図１９の放射線撮影システムの変形例を示す。
図２０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２１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ｐ３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Ｌ３として、次式（１９）を満たすように設定する必要がある。
Figure 2014030438
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ｐ２及び間隔ｄ２は、次式（２０）及び（２１）の関係を満たすように決定される。
Figure 2014030438
Figure 2014030438
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Ｘ線撮影システムのいずれにも適用可能である。なお、前述したＸ線撮影システム７０に適用した場合に、第１及び第２の吸収型格子３１，３２をＸ線照射から退避させて行う通常撮影においては、マルチスリット１０３もまたＸ線照射野から退避させる。
図２２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Ｘ線撮影システム７０では、位相コントラスト画像とは別に吸収画像を撮影しているが、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が困難となる場合がある。また、撮影回数が増えることにより被検者の負担となることもある。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Ｉｋ（ｘ，ｙ）を、図２３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Ｉｋ（ｘ，ｙ）をｋについて単純に平均化することにより行なっても良いが、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、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。
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出来る。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出来る。
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、画素データ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なっても良いが、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出来る。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出来る。
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。
なお、前述した各Ｘ線撮影システムでは、放射線として一般的なＸ線を用いる場合について説明したが、本発明に用いられる放射線はＸ線に限られるものではなく、α線、γ線等のＸ線以外の放射線を用いることも可能である。
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って形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する第２の格子と、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、を備え、前記放射線画像検出器は、前記第１の格子及び前記第２の格子の少なくとも一方の格子領域を外れて伝播する放射線が入射し、そこに入射する放射線量の検出に用いられる線量検出画素を少なくとも一つ含む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、前記各線量検出画素に重なる放射線源衰体を更に備える。
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、前記線量検出画素を複数含み、前記放射線減衰体は、各部で減衰量が異なっている。
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記放射線減衰体の厚みが各部で異なっている。
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記放射線減衰体が、減衰係数の異なる第１及び第２の放射線減衰材を含み、該第１及び第２の放射線減衰材が厚さ方向に積層されて構成されており、前記第１及び第２の放射線源衰材の厚みの比率が、前記放射線減衰体の各部で異なっている。
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記放射線減衰体が、減衰係数の異なる複数の放射線減衰材を含み、該複数の放射線減衰材が厚さ方向と直交する方向に並べられて構成されている。
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記放射線源衰体が、前記放射線画像検出器の検出面に密接して配置される。
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記第１の格子及び前記第２の格子並びに前記放射線減衰体を、放射線照射野から退避させる移動機構を更に備える。
また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記放射線減衰体が、前記第１の格子又は前記第２の格子に一体に設けられている。
また、本明細書には、上記の放射線画像検出装置と、前記第１の格子に向けて放射線を出射する放射線源と、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、上記の放射線画像検出装置と、前記第１の格子に向けて放射線を出射する放射線源と、前記放射線画像検出器によって取得される画像データを処理する演算処理部と、を備え、前記放射線源と前記第１の格子との間、又は前記第１の格子と前記第２の格子との間に被写体を配置し、前記第２の格子を前記放射線像に対して互いに位相の異なる相対位置に置いて複数回の撮影を行う撮影モードがあり、前記演算処理部は、前記撮影モードにおける各撮影で前記放射線画像検出器によって取得された画像データを、その撮影において前記線量検出画素によって検出される線量に基づいて輝度補正する放射線撮影システムが開示されている。
また、本明細書には、上記の放射線画像検出装置と、前記第１の格子に向けて放射線を出射する放射線源と、前記放射線画像検出器によって取得される画像データを処理する演算処理部と、を備え、前記放射線源と前記第１の格子との間、又は前記第１の格子と前記第２の格子との間に被写体を配置し、前記第２の格子を前記放射線像に対して互いに位相の異なる相対位置に置いて複数回の撮影を行う第１の撮影モードと、前記第１の格子及び前記第２の格子並びに前記放射線源衰体を放射線照射野から退避させ、前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に被写体を配置して撮影を行う第２の撮影モードと、があり、前記演算処理部は、前記第１の撮影モードにおける各撮影で前記放射線画像検出器によって取得された画像データを、その撮影において前記線量検出画素によって検出される線量に基づいて輝度補正する放射線撮影システムが開示されている。
また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記放射線画像検出器が、前記線量検出画素を複数含み、前記演算処理部は、前記複数の線量検出画素のうち、画素値が不飽和の画素によって検出される線量に基づいて輝度補正する。
また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記演算処理部が、前記複数の線量検出画素のうち、その画素値が前記放射線像を検出する画素群の画素値に最も近い線量検出画素によって検出される線量に基づいて輝度補正する。
また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記演算処理部が、輝度補正された複数の画像データから、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、位相コントラスト画像を生成する。
１０ Ｘ線撮影システム
１１ Ｘ線源
１２ 撮影部（放射線画像検出装置）
１３ コンソール
２０ 制御装置
３０ ＦＰＤ
３１ 第１の吸収型格子
３２ 第２の吸収型格子
３３ 走査機構
４０ 画素

Claims (15)

  1. 第１の格子と、
    前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する第２の格子と、
    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、
    を備え、
    前記放射線画像検出器は、前記第１の格子及び前記第２の格子の少なくとも一方の格子領域を外れて伝播する放射線が入射し、そこに入射する放射線量の検出に用いられる線量検出画素を少なくとも一つ含む放射線画像検出装置。
  2. 請求項１に記載の放射線画像検出装置であって、
    前記各線量検出画素に重なる放射線源衰体を更に備える放射線画像検出装置。
  3. 請求項２に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は、前記線量検出画素を複数含み、
    前記放射線減衰体は、各部で減衰量が異なっている放射線画像検出装置。
  4. 請求項３に記載の放射線画像検出装置であって、
    前記放射線減衰体は、厚みが各部で異なっている放射線画像検出装置。
  5. 請求項３に記載の放射線画像検出装置であって、
    前記放射線減衰体は、減衰係数が互いに異なる第１及び第２の放射線減衰材を含み、該第１及び第２の放射線減衰材が厚さ方向に積層されて構成されており、
    前記第１及び第２の放射線源衰材の厚みの比率が、前記放射線減衰体の各部で異なっている放射線画像検出装置。
  6. 請求項３に記載の放射線画像検出装置であって、
    前記放射線減衰体は、減衰係数の異なる複数の放射線減衰材を含み、該複数の放射線減衰材が厚さ方向と直交する方向に並べられて構成されている放射線画像検出装置。
  7. 請求項２から６のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置であって、
    前記放射線源衰体は、前記放射線画像検出器の検出面に密接して配置される放射線画像検出装置。
  8. 請求項２から７のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置であって、
    前記第１の格子及び前記第２の格子並びに前記放射線減衰体を、放射線照射野から退避させる移動機構を更に備える放射線画像検出装置。
  9. 請求項８に記載の放射線画像検出装置であって、
    前記放射線減衰体は、前記第１の格子又は前記第２の格子に一体に設けられている放射線画像検出装置。
  10. 請求項１から９のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置と、
    前記第１の格子に向けて放射線を出射する放射線源と、
    を備える放射線撮影装置。
  11. 請求項１から９のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置と、
    前記第１の格子に向けて放射線を出射する放射線源と、
    前記放射線画像検出器によって取得される画像データを処理する演算処理部と、
    を備え、
    前記放射線源と前記第１の格子との間、又は前記第１の格子と前記第２の格子との間に被写体を配置し、前記第２の格子を前記放射線像に対して互いに位相の異なる相対位置に置いて複数回の撮影を行う撮影モードがあり、
    前記演算処理部は、前記撮影モードにおける各撮影で前記放射線画像検出器によって取得された画像データを、その撮影において前記線量検出画素によって検出される線量に基づいて輝度補正する放射線撮影システム。
  12. 請求項８又は９に記載の放射線画像検出装置と、
    前記第１の格子に向けて放射線を出射する放射線源と、
    前記放射線画像検出器によって取得される画像データを処理する演算処理部と、
    を備え、
    前記放射線源と前記第１の格子との間、又は前記第１の格子と前記第２の格子との間に被写体を配置し、前記第２の格子を前記放射線像に対して互いに位相の異なる相対位置に置いて複数回の撮影を行う第１の撮影モードと、
    前記第１の格子及び前記第２の格子並びに前記放射線源衰体を放射線照射野から退避させ、前記放射線源と前記放射線画像検出器との間に被写体を配置して撮影を行う第２の撮影モードと、
    があり、
    前記演算処理部は、前記第１の撮影モードにおける各撮影で前記放射線画像検出器によって取得された画像データを、その撮影において前記線量検出画素によって検出される線量に基づいて輝度補正する放射線撮影システム。
  13. 請求項１１又は１２に記載の放射線撮影システムであって、
    前記放射線画像検出器は、前記線量検出画素を複数含み、
    前記演算処理部は、前記複数の線量検出画素のうち、画素値が不飽和の画素によって検出される線量に基づいて輝度補正する放射線撮影システム。
  14. 請求項１３に記載の放射線撮影システムであって、
    前記演算処理部は、前記複数の線量検出画素のうち、その画素値が前記放射線像を検出する画素群の画素値に最も近い線量検出画素によって検出される線量に基づいて輝度補正する放射線撮影システム。
  15. 請求項１１から１４のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
    前記演算処理部は、輝度補正された複数の画像データから、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、位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システム。
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Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2018155502A (ja) * 2017-03-15 2018-10-04 株式会社島津製作所 放射線格子検出器およびｘ線検査装置
EP3395253A1 (en) 2017-04-21 2018-10-31 Shimadzu Corporation X-ray phase imaging apparatus
JP2019144177A (ja) * 2018-02-23 2019-08-29 コニカミノルタ株式会社 Ｘ線撮影システム
WO2020054151A1 (ja) * 2018-09-11 2020-03-19 株式会社島津製作所 Ｘ線位相イメージング装置

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004290615A (ja) * 2003-03-28 2004-10-21 Konica Minolta Holdings Inc 放射線画像撮影装置
WO2008102598A1 (ja) * 2007-02-21 2008-08-28 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. 放射線画像撮影装置及び放射線画像撮影システム
JP5582514B2 (ja) * 2008-02-29 2014-09-03 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｘ線ｃｔ装置

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2018155502A (ja) * 2017-03-15 2018-10-04 株式会社島津製作所 放射線格子検出器およびｘ線検査装置
EP3395253A1 (en) 2017-04-21 2018-10-31 Shimadzu Corporation X-ray phase imaging apparatus
US10980501B2 (en) 2017-04-21 2021-04-20 Shimadzu Corporation X-ray phase imaging apparatus
JP2019144177A (ja) * 2018-02-23 2019-08-29 コニカミノルタ株式会社 Ｘ線撮影システム
JP7020169B2 (ja) 2018-02-23 2022-02-16 コニカミノルタ株式会社 Ｘ線撮影システム
WO2020054151A1 (ja) * 2018-09-11 2020-03-19 株式会社島津製作所 Ｘ線位相イメージング装置

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