JP5702586B2 - 放射線撮影システム - Google Patents

Description

本発明は、Ｘ線等の放射線を用いて被検体の撮影を行う放射線撮影システムに係り、特に、被検体の位相イメージングを可能とする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線吸収能が小さく、Ｘ線吸収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（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。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より高い相互作用を示すため、位相差に基づいた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が得られる。

このようなＸ線位相イメージングとして、第１の格子と第２の格子とを所定の間隔で平行に配置し、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することにより位相コントラス画像を取得する放射線撮影システムが提案されている（例えば、特許文献１、非特許文献１参照）。被検体の位相情報は、自己像を強度変調することにより得られる縞画像に反映される。

上記縞画像から被検体の位相情報を求めるには種々の方法があり、縞走査法、モアレ干渉測定法、フーリエ変換法などが知られている。例えば、特許文献１では、縞走査法が用いられている。縞走査法は、第１の格子に対して第２の格子を、格子線方向にほぼ垂直な方向に、格子ピッチよりも細かい所定量ずつ相対的に並進移動させながら、並進移動させるたびに撮影を行って複数の縞画像を取得し、各画素データの強度変化に基づいてＸ線の位相変化量に対応する位相微分値を取得する方法である。この位相微分値に基づいて位相コントラスト画像を生成することができる。この縞走査法は、Ｘ線の分野に限られず、レーザ光を利用した撮影装置でも用いられている（非特許文献２参照）。

モアレ干渉測定法とは、第１の格子の自己像と第２の格子との微小なピッチの差異や、格子方向の差異により生じるモアレ縞を検出し、このモアレ縞の形状変化に基づいてＸ線の位相変化量を取得する方法であり、縞走査法のように格子を並進移動させる必要はない。さらに、フーリエ変換法は、モアレ干渉測定法と同様に格子の並進移動は必要がない。フーリエ変換法は、上記モアレ縞をフーリエ変換することによって空間周波数スペクトルを取得し、この空間周波数スペクトルからキャリア周波数に対応したスペクトルを分離して逆変換を行うことにより位相微分像を得る方法である。

しかし、特許文献１に記載の放射線撮影システムでは、タルボ干渉効果を用いるため、第１の格子と第２の格子との間の距離をタルボ干渉距離と等しく設定する必要があり、格子配置が制限されるといった欠点がある。この問題を解消するために、第１の格子でのＸ線の回折を低減してタルボ干渉を生じさせないことにより、第１の格子を通過するＸ線を投影像とし、タルボ干渉距離とは無関係に第１の格子と第２の格子との間の距離を設定可能とすることが知られている（特許文献２参照）。

特許文献２に記載の放射線撮影システムでは、縞画像から被検体の位相情報を求める方法として、縞走査法とモアレ干渉測定法が開示されている。モアレ干渉測定法では、画像検出器でモアレ縞を確実に検出するために、第１及び第２の格子ピッチで決まるモアレ周期が画像検出器の画素サイズより大きくなるよう構成する必要がある。

国際公開ＷＯ２００８／１０２６５４号公報 中国特許出願公開第１０１５３２９６９号明細書

C. David, et al., Applied Physics Letters, Vol.81, No.17, 2002年10月，3287頁 Hector Canabal, et al., Applied Optics, Vol.37, No.26, 1998年9月，6227頁

しかしながら、特許文献１，２には、縞走査法において、各画素で強度変化が得られる条件については開示されていない。縞走査法では、被検体が配置された場合と配置されていない場合とでの各画素の強度変化の位相差に基づいて画像化を行うため、各画素で確実に強度変化が得られる必要がある。もし、強度変化が十分に得られない場合には、位相微分値の精度が低下し、結果として、良好な位相コントラスト画像を得ることができないといった問題がある。

本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、各画素で強度変化が確実に得られ、常に良好な位相コントラスト画像を得ることを可能とした放射線撮影システム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システムは、第１の方向に延伸する複数の放射線遮蔽部が、前記第１の方向に直交する第２の方向に第１のピッチで配設され、放射線源から照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の方向に延伸する複数の放射線遮蔽部が前記第２の方向に第２のピッチで配設され、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽して第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、前記第２の方向に所定のピッチずつ相対的に移動させる走査手段と、前記第２の周期パターン像を画像信号として検出する放射線画像検出器と、前記放射線画像検出器で取得された前記画像信号に基づいて位相情報を画像化する演算処理手段と、を備え、前記第２の格子の位置における前記第１の周期パターン像の前記第２の方向に関する周期をｐ_１’、前記第２の格子の前記第２の方向に関する実質的な格子ピッチをｐ_２’、前記放射線画像検出器の各画素の放射線受光領域の前記第２の方向に関する大きさをＤ_Ｘとした場合に、下式を満たすことを特徴とする。
Ｄ_Ｘ≠ｎ×（ｐ_１’×ｐ_２’）／｜ｐ_１’−ｐ_２’｜
ここで、ｎは正の整数である。

なお、下式を満たすことがさらに好ましい。
Ｄ_Ｘ＜（ｐ_１’×ｐ_２’）／｜ｐ_１’−ｐ_２’｜

また、前記第１の格子は吸収型格子であり、前記第１の格子を通過した放射線は、タルボ干渉を起こさず、投影像として前記第１の周期パターン像を形成することが好ましい。

また、前記放射線源の焦点から前記第１の格子までの距離をＬ_１、前記第１の格子から前記第２の格子までの距離をＬ_２、前記第１のピッチをｐ_１、前記放射線のピーク波長をλとした場合に、下式を満たすことが好ましい。
Ｌ_２＜｛（Ｌ_１＋Ｌ_２）／Ｌ_１｝×ｐ_１ ^２／λ

また、前記放射線源の焦点から前記第１の格子までの距離をＬ_１、前記第１の格子から前記第２の格子までの距離をＬ_２、前記第１のピッチをｐ_１、前記第２のピッチをｐ_２とした場合に、下式を満たすことが好ましい。
ｐ_２＝｛（Ｌ_１＋Ｌ_２）／Ｌ_１｝×ｐ_１

また、前記放射線源の焦点から前記第１の格子までの距離をＬ_１、前記第１の格子から前記第２の格子までの距離をＬ_２、前記第１及び第２の格子のスリット部の前記第２の方向に関する開口幅をそれぞれｄ_１、ｄ_２とした場合に、下式を満たすことが好ましい。
ｄ_２＝｛（Ｌ_１＋Ｌ_２）／Ｌ_１｝×ｄ_１

この場合、前記放射線源の焦点から前記放射線画像検出器までの距離をＬ、前記第１の格子の放射線遮蔽部の前記第１及び第２の方向に直交する方向の厚さをｈ_１、前記放射線画像検出器の検出面における前記第２の方向の有効視野の長さをＶとした場合に、下式を満たすことが好ましい。
ｈ_１≦｛Ｌ／（Ｖ／２）｝×ｄ_１

さらに、前記第２の格子の放射線遮蔽部の前記第１及び第２の方向に直交する方向の厚さをｈ_２とした場合に、下式を満たすことが好ましい。
ｈ_２≦｛Ｌ／（Ｖ／２）｝×ｄ_２

また、放射線を領域選択的に遮蔽することにより、多数の点光源を生成する第３の格子を有する放射線源を備え、前記第３の格子の位置が前記焦点の位置とみなせるよう構成することが好ましい。

前記放射線画像検出器は、前記第１及び第２の方向に沿って画素が２次元配列されたフラットパネル検出器である。

また、前記周期ｐ_１’及び前記ピッチｐ_２’の少なくとも一方を変更可能とする変更手段をさらに備えることが好ましい。

前記変更手段は、前記第１及び第２の方向に直交する方向に平行な回転軸を中心として、前記第１の格子及び前記第２の格子の少なくとも一方を回転させるものである。

前記変更手段は、前記第１の方向に平行な回転軸を中心として、前記第１の格子及び前記第２の格子の少なくとも一方を傾斜させるものとしてもよい。

前記変更手段は、前記第１及び第２の方向に直交する方向に、前記第１の格子及び前記第２の格子の少なくとも一方を移動させるものとしてもよい。

また、前記位相情報は、前記放射線画像検出器の各画素について得られる強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより生成される位相微分像である。

前記演算処理手段は、前記位相微分像を前記第２の方向に積分することにより、位相コントラスト画像を生成する。

また、前記第１及び第２の方向に直交する方向に平行な回転軸を中心として、前記第１の格子及び前記第２の格子を所定角度回転させる格子回転手段をさらに備え、前記回転前後のそれぞれにおいて、前記位相情報の画像化を行うことも好ましい。

また、前記放射線源と前記放射線画像検出器が水平方向に対向配置され、被検体の立位撮影を可能とすることも好ましい。

前記放射線源と前記放射線画像検出器が上下方向に対向配置され、被検体の臥位撮影を可能とすることも好ましい。

前記放射線源と前記放射線画像検出器とが旋回アームによって保持され、被検体の立位撮影及び臥位撮影を可能とすることも好ましい。

被検体として乳房を撮影可能とするマンモグラフィ装置であることも好ましい。

マンモグラフィ装置は、前記放射線源、前記第１の格子、前記第２の格子、及び前記放射線画像検出器を、被検体に対して光軸方向に連動移動させる連動移動手段と、拡大率に応じて前記連動移動手段を制御して前記放射線源から被検体までの距離を調整する制御手段とを備えることが好ましい。

また、マンモグラフィ装置は、前記放射線画像検出器を被検体に対して光軸方向に移動させる検出器移動手段と、拡大率に応じて前記検出器移動手段を制御して前記放射線源から前記放射線画像検出器までの距離を調整する制御手段とを備えることも好ましい。

また、前記第１及び第２の格子は、前記放射線源の焦点を通る線を軸とした円筒面に配設されていることも好ましい。

この場合、前記第１及び第２の格子は、前記円筒面の湾曲方向に湾曲するように延伸していることが好ましい。

また、前記放射線源、前記第１の格子、前記第２の格子、及び前記放射線画像検出器を、被検体を中心として一体的に回転させる回転移動手段と、前記回転移動手段による複数の回転角度で得られた複数の位相情報に基づいて３次元画像を構成する３次元画像構成手段とを備えることも好ましい。

また、前記放射線画像検出器と前記放射線源との相対位置を、前記第１の方向に沿って変更する位置変更手段と、前記位置変更手段により変更された第１及び第２の相対位置で得られた位相情報に基づいてステレオ画像を構成するステレオ画像構成手段とを備えることも好ましい。

また、前記放射線画像検出器の各画素について画素データの平均値に関連する量を求めることにより吸収画像を生成する吸収画像生成手段を備えることも好ましい。

前記放射線画像検出器の各画素について画素データの平均値を中心としたばらつきに関連する量を求めることにより小角散乱画像を生成する小角散乱画像生成手段を備えることも好ましい。

本発明によれば、第２の格子の位置における第１の周期パターン像の第２の方向に関する周期をｐ_１’、第２の格子の第２の方向に関する実質的な格子ピッチをｐ_２’、放射線画像検出器の各画素の放射線受光領域の第２の方向に関する大きさをＤ_Ｘとした場合に、Ｄ_Ｘ≠ｎ×（ｐ_１’×ｐ_２’）／｜ｐ_１’−ｐ_２’｜を満たすので、各画素で強度変化が確実に得られ、常に良好な位相コントラスト画像を得ることができる。

本発明の第１実施形態に係るＸ線撮影システムの構成を示す模式図である。 本発明の第１実施形態に係るＸ線撮影システムの制御構成を示すブロック図である。 フラットパネル検出器の構成を示す模式図である。 第１及び第２の吸収型格子の構成を示す斜視図である。 第１及び第２の吸収型格子の構成を示す側面図である。 画素のＸ線受光領域のサイズがモアレ縞の周期の２倍に等しい場合を例示する図である。 画素のＸ線受光領域のサイズがモアレ縞の周期の２．５倍に等しい場合を例示する図である。 画素のＸ線受光領域のサイズがモアレ縞の周期の２倍に等しい場合のＸ線の入射光量分布を示すグラフである。 画素のＸ線受光領域のサイズがモアレ縞の周期の２．５倍に等しい場合のＸ線の入射光量分布を示すグラフである。 Ｘ線受光領域のサイズと強度変調信号の振幅値との関係を示すグラフである。 モアレ周期を変更するための各種変更機構を例示する図である。 被検体によるＸ線の屈折を説明するための説明図である。 縞走査法を説明するための説明図である。 縞走査に伴う画素データの変化を例示するグラフである。 本発明の第２実施形態に係るＸ線撮影システムの構成を示す模式図である。 本発明の第３実施形態に係るＸ線撮影システムの構成を示す模式図である。 本発明の第３実施形態に係るＸ線撮影システムの構成を示す斜視図である。 本発明の第４実施形態に係るマンモグラフィ装置の構成を示す概略正面図である。 本発明の第４実施形態に係るマンモグラフィ装置の構成を示す概略側面図である。 本発明の第５実施形態に係るマンモグラフィ装置の構成を示す概略正面図である。 本発明の第６実施形態に係るマンモグラフィ装置の構成を示す概略側面図である。 本発明の第７実施形態に係るマンモグラフィ装置の構成を示す概略側面図である。 本発明の第８実施形態に係るＸ線撮影システムの構成を示す模式図である。 本発明の第９実施形態に用いられる格子回転機構を説明する模式図である。 本発明の第１０実施形態に係るＸ線撮影システムの構成を示す模式図である。 本発明の第１１実施形態に係るＸ線撮影システムの構成を示す模式図である。 本発明の第１２実施形態に用いられるＸ線検出器の構成を示す模式図である。 本発明の第１３実施形態に係るＸ線撮影システムの構成を示す模式図である。 本発明の第１４実施形態に係るＸ線位相ＣＴ装置の構成を示す模式図である。 本発明の第１５実施形態に係るステレオ撮影装置の構成を示す模式図である。 本発明の第１６実施形態に用いられる演算処理部の構成を示すブロック図である。 吸収画像及び小角散乱画像の生成方法を説明するグラフである。

（第１実施形態）
図１及び図２において、本発明の第１実施形態に係るＸ線撮影システム１０は、被検体（患者）Ｈを立位状態で撮影するＸ線診断装置であって、被検体ＨにＸ線を照射するＸ線源１１と、Ｘ線源１１に対向配置され、Ｘ線源１１から被検体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１６の制御に基づき、高電圧発生器１７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、被検体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または無端ベルト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位相コントラスト画像を生成する演算処理部２２と、位相コントラスト画像を記憶する画像記憶部２３と、位相コントラスト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位相コントラスト画像を表示する。

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、被検体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。なお、第２の吸収型格子３２及び走査機構３３が特許請求の範囲に記載の強度変調手段に対応している。

図３において、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。

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Ｘ線検出素子として構成される。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、画素４０は、酸化ガドリニウム（Ｇｄ_２Ｏ_３）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、本実施形態では、放射線画像検出器としてＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤを用いているが、これに限られず、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放射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。

第１及び第２の吸収型格子３１，３２の構成を示す図４及び図５において、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（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ある。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、高分子や軽金属等の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、タルボ干渉を生じさせず、スリット部を通過したＸ線を幾何光学的に投影するように構成されている。第１の吸収型格子３１は第１の周期パターン像（Ｇ１像）を生成し、第２の吸収型格子３２は第２の周期パターン像（Ｇ２像）を生成する。

具体的には、第１及び第２の吸収型格子３１，３２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される。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、１μｍ〜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光学的に投影される。

Ｘ線源１１から照射される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により形成されるＧ１像は、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、本実施形態の撮影部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。

上記のように本実施形態の撮影部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線を回折すると仮定した場合の仮想的なタルボ干渉距離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。

本実施形態では、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。

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、第１及び第２の吸収型格子３１，３２に斜めに入射する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の上限を規定する必要がある。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、厚みｈ_１，ｈ_２は、図５に示す幾何学的関係から、次式（５）及び（６）を満たすように設定する必要がある。ここで、Ｌは、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離である。

例えば、ｄ_１＝２．５μｍ、ｄ_２＝３．０μｍとし、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以下とする必要がある。

以上の構成では、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’は、幾何学的関係からｐ_１×（Ｌ_１＋Ｌ_２）／Ｌ_１と表され、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２と等しいことが好ましい。しかし、第１及び第２の吸収型格子３１，３２には、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じ、この誤差を完全になくすことは困難である。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することや、両者の間隔が変化することにより生じるｘ方向へのピッチ変化による誤差を意味している。

第１及び第２の吸収型格子３１，３２に上記誤差が生じると、Ｇ１像のパターン周期ｐ_１’と第２の吸収型格子３２のｘ方向に関する実質的な格子ピッチｐ_２’との差異により、Ｇ２像にモアレ縞が生じる。このモアレ縞のｘ方向に関する周期Ｔ（以下、モアレ周期Ｔという）は、次式（７）で表される。

このモアレ縞は、走査機構３３による第２の吸収型格子３２の並進移動に伴って、その移動方向（ｘ方向）に移動する。縞走査法では、ＦＰＤ３０の各画素４０の画素データが、第２の吸収型格子３２の並進移動に伴って強度変化し、強度変調信号（並進移動に対する画素データの変化を表す波形信号）が得られる必要がある。強度変調信号を得るためには、各画素４０のＸ線受光領域の大きさとモアレ周期Ｔとの関係を規定する必要がある。

図６及び図７は、画素４０のＸ線受光領域４０ａのｘ方向に関するサイズＤ_Ｘとモアレ周期Ｔとの関係とを示している。仮に、図６に示すように、サイズＤ_Ｘがモアレ周期Ｔの整数倍に等しい場合には、縞走査に伴ってモアレ縞がｘ方向に移動したとしても、モアレ縞の位置に依らずＸ線受光領域４０ａには常に同一本数分のモアレ縞が存在するため、Ｘ線受光領域４０ａの受光量に対応する画素データには強度変化が生じず、強度変調信号が得られない。

具体的には、図６は、サイズＤ_Ｘがモアレ周期Ｔの２倍に等しい場合を示している。図６（ｂ）は、図６（ａ）の状態から縞走査に伴ってモアレ縞がモアレ周期Ｔの半周期分だけ移動した様子を示しており、縞走査が一周期分行われるとモアレ縞は図６（ａ）の状態に戻る。一方、図７は、サイズＤ_Ｘがモアレ周期Ｔの２．５倍に等しい場合を示している。同様に、図７（ｂ）は、図７（ａ）の状態から縞走査に伴ってモアレ縞がモアレ周期Ｔの半周期分だけ移動した様子を示しており、縞走査が一周期分行われるとモアレ縞は図７（ａ）の状態に戻る。

図８及び図９は、Ｘ線受光領域４０ａに入射するＸ線の光量分布を示している。図８において、実線及び破線は、それぞれ図６（ａ）及び図６（ｂ）の場合の光量分布を示している。この光量分布の積算値がＸ線受光領域４０ａの受光量に対応するため、サイズＤ_Ｘがモアレ周期Ｔの整数倍に等しい場合には、縞走査を行っても受光量が一定であり、画素データに強度変化が生じず、強度変調信号が得られないことが分かる。一方、図９において、実線及び破線は、それぞれ図７（ａ）及び図７（ｂ）の場合の光量分布を示している。この場合、実線と破線とで光量分布の積算値が異なる。すなわち、サイズＤ_Ｘがモアレ周期Ｔの整数倍と異なる場合には、縞走査により受光量が変化することにより、画素データが強度変化し、強度変調信号が得られることが分かる。

したがって、強度変調信号を得るためには、少なくとも次式（８）の条件を満たす必要がある。さらに、大きな振幅の強度変調信号を得るには、次式（９）を満たすことが好ましい（ここで、ｎは正の整数である）。

図１０は、強度変調信号の振幅値と、Ｘ線受光領域４０ａのサイズＤ_Ｘとの関係を示している。大きな振幅値を得るためには、サイズＤ_Ｘは、式（９）を満たし、かつ可能な限り小さいほうが好ましいが、Ｄ_Ｘ＞Ｔの場合であっても、サイズＤ_Ｘが、式（８）を満たし、かつ周期Ｔの半整数倍に近い値であれば、大きな振幅値が得られることが分かる。

Ｘ線受光領域４０ａのサイズＤ_Ｘ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できないため、サイズＤ_Ｘ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。

このモアレ周期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、図１１（ａ）に示すように、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、モアレ周期Ｔが変化する。

また、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、図１１（ｂ）に示すように、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、モアレ周期Ｔが変化する。

さらに、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、図１１（ｃ）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、モアレ周期Ｔが変化する。本実施形態では、撮影部１２は、前述のようにタルボ干渉距離に依らず、距離Ｌ_２を自由に設定することができるため、距離Ｌ_２の変更を行なう相対移動機構５２を採用することが可能である。

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との間に被検体Ｈを配置した場合には、縞走査により得られる強度変調信号の位相が被検体Ｈによりずれる。この位相ズレ量は、被検体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、強度変調信号の位相ズレ量を求めることによって、被検体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。

図１２は、被検体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線の経路を例示している。符号５５は、被検体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、被検体Ｈが存在する場合に、被検体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）、Ｘ線の進む方向をｚとして、次式（１０）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の吸収型格子３２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、近似的に次式（１１）で表される。

ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、次式（１２）で表される。

このように、被検体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量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、この変位量Δｘは、ＦＰＤ３０で検出される各画素４０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各画素４０の強度変調信号の位相のズレ量）に、次式（１３）のように関連している。

したがって、各画素４０の強度変調信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（１３）から屈折角φが求まり、式（１２）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Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被検体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。本実施形態では、上記位相ズレ量ψを、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）。本実施形態では、前述の走査機構３３により第２の吸収型格子３２を移動させる。第２の吸収型格子３２の移動に伴って、Ｇ２像のモアレ縞が移動し、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。第２の吸収型格子３２を、格子ピッチｐ_２の整数分の１ずつ第２の吸収型格子３２を移動させながら、各並進移動のたびにＧ２像をＦＰＤ３０で撮影する。撮影により得られた複数のＧ２像に基づく画像（縞画像）から各画素４０の強度変調信号を取得し、演算処理部２２で演算処理することにより、各強度変調信号の位相ズレ量ψが得られる。

図１３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している。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、被検体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、被検体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、被検体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、被検体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、被検体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、被検体Ｈにより屈折されたＸ線の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個の画素データが得られる。以下に、このＭ個の画素データから各画素４０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の吸収型格子３２の位置ｋにおける各画素４０の画素データＩ_ｋ（ｘ）は、次式（１４）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は強度変調信号の振幅値に関連する値である（ここで、ｉは虚数であり、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（１５）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、下式（１６）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、上記各画素４０の強度変調信号の位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素４０で得られたＭ個の画素データから、式（１６）に基づいて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φ（ｘ）が求められる。

具体的には、各画素４０で得られたＭ個の画素データは、図１４に示すように、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。同図中の破線は、被検体Ｈが存在しない場合の強度変調信号を示しており、実線は、被検体Ｈが存在する場合の強度変調信号を示している。この両者の位相差が位相ズレ量ψに対応する。

そして、屈折角φ（ｘ）は、上記式（１２）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。

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、屈折角の２次元分布φ（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）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、算出した位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を、位相コントラスト画像として画像記憶部２３に記憶させる。

なお、屈折角の２次元分布φ（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しても良いことは言うまでもない。屈折角の２次元分布φ（ｘ，ｙ）や位相ズレ量の２次元分布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、いずれも位相微分像である。

以上説明した縞走査、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、最終的に被検体Ｈの位相コントラスト画像がモニタ２４に表示される。

以上のように、本実施形態によれば、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可能となるため、撮影部１２を薄型化することができる。また、本実施形態では、第１の吸収型格子３１で殆どのＸ線を回折させずに幾何光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、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。さらに、本実施形態では、Ｇ１像には、照射Ｘ線のほぼすべての波長成分が寄与し、位相コントラスト画像の検出感度が向上するため、画質の向上を図ることができる。

また、本実施形態のように位相コントラスト画像の立位撮影を可能とすることにより、従来のＸ線画像撮影装置では描出が難しかった胸部肺野での淡い腫瘤や、縦隔、横隔膜といった軟部組織の重なった腫瘤や血管を描出することが可能となり、より詳細な診断が可能になる。さらに、頚椎、胸腰椎や膝関節など、被検体Ｈに自然な荷重がかかった状態で位相コントラスト画像が撮影できるので、詳細な病態の把握が可能になる。

（第２実施形態）
図１５は、本発明の第２実施形態に係るＸ線撮影システム６０を示す。このＸ線撮影システム６０は、被検体（患者）Ｈを臥位状態で撮影するＸ線診断装置であって、Ｘ線源１１及び撮影部１２の他に、被検体Ｈを寝載するベッド６１を備える。Ｘ線源１１及び撮影部１２は、上記第１実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、第１実施形態と同一の符号を付している。以下、第１実施形態との差異についてのみ説明する。その他の構成及び作用については、上記第１実施形態と同様であるため説明は省略する。

本実施形態では、撮影部１２は、被検体Ｈを介してＸ線源１１に対向するように、天板６２の下面側に取り付けられている。一方のＸ線源１１は、Ｘ線源保持装置１４によって保持されており、Ｘ線源１１の角度変更機構（図示せず）によりＸ線照射方向が下方向とされている。Ｘ線源１１は、この状態で、ベッド６１の天板６２に寝載された被検体ＨにＸ線を照射する。Ｘ線源保持装置１４は、支柱部１４ｂの伸縮によりＸ線源１１の上下動を可能とするため、この上下動により、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離Ｌを調整することができる。

前述のように、撮影部１２は、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を短くすることができ、薄型化が可能であるため、ベッド６１の天板６２を支持する脚部６３を短くし、天板６２の位置を低くすることができる。例えば、撮影部１２を薄型化し、天板６２の位置を、被検体（患者）Ｈが容易に腰掛けられる程度の高さ（例えば、床上４０ｃｍ程度）とすることが好ましい。また、天板６２の位置を低くすることは、Ｘ線源１１から撮影部１２までの十分な距離を確保するうえでも好ましい。

なお、上記Ｘ線源１１と撮影部１２との位置関係とは逆に、Ｘ線源１１をベッド６１に取り付け、撮影部１２を天井側に設置することで、被検体Ｈの臥位撮影を行うことも可能である。

本実施形態のように位相コントラスト画像の臥位撮影を可能とすることにより、被検体Ｈの撮影肢位が難しい腰椎、股関節等の撮影が可能になる。また、ベッド６１に被検体Ｈを固定するための適切な固定具を用いることにより、体動による位相コントラスト画像の劣化を低減することが可能になる。

（第３実施形態）
図１６及び図１７は、本発明の第３実施形態に係るＸ線撮影システム７０を示す。このＸ線撮影システム７０は、被検体（患者）Ｈを立位状態及び臥位状態で撮影することを可能とするＸ線診断装置であって、Ｘ線源１１及び撮影部１２が、旋回アーム７１によって保持されている。この旋回アーム７１は、基台７２に旋回可能に連結されている。Ｘ線源１１及び撮影部１２は、上記第１実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、第１実施形態と同一の符号を付している。以下、第１実施形態との差異についてのみ説明する。その他の構成及び作用については、上記第１実施形態と同様であるため説明は省略する。

旋回アーム７１は、ほぼＵ字状の形状をしたＵ字状部７１ａと、このＵ字状部７１ａの一端に接続された直線状の直線状部７１ｂとからなる。Ｕ字状部７１ａの他端には、撮影部１２が取り付けられている。直線状部７１ｂには、その延伸方向に沿って第１の溝７３が形成されており、この第１の溝７３に、Ｘ線源１１が摺動自在に取り付けられている。Ｘ線源１１と撮影部１２とは対向しており、Ｘ線源１１を第１の溝７３に沿って移動させることにより、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離を調整することができる。

また、基台７２には、上下方向に延伸した第２の溝７４が形成されている。旋回アーム７１は、Ｕ字状部７１ａと直線状部７１ｂとの接続部に設けられた連結機構７５により、第２の溝７４に沿って上下方向に移動自在となっている。また、旋回アーム７１は、連結機構７５により、ｙ方向に沿う回転軸Ｃを中心として旋回可能となっている。図１６に示す立位撮影状態から、旋回アーム７１を、回転軸Ｃを中心として時計回りに９０°回動させるとともに、被検体Ｈを寝載するベッド（図示せず）の下に撮影部１２を配置することで、臥位撮影が可能となる。なお、旋回アーム７１は、９０°の回動に限られず、任意の角度の回動を行うことができ、立位撮影（水平方向）及び臥位撮影（上下方向）以外の方向での撮影が可能である。

本実施形態では、旋回アーム７１でＸ線源１１及び撮影部１２を保持しているため、上記第１及び第２実施形態と比べて、Ｘ線源１１から撮影部１２までの距離を容易かつ精度よく設定することができる。

なお、本実施形態では、Ｕ字状部７１ａに撮影部１２を配設し、直線状部７１ｂにＸ線源１１を配設しているが、いわゆるＣアームを用いたＸ線診断装置のように、Ｃアームの一端に撮影部１２を配設し、他端にＸ線源１１を配設するようにしてもよい。

（第４実施形態）
次に、本発明をマンモグラフィ（Ｘ線乳房撮影）に適用した例を示す。図１８及び図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支持部８１の一端に配設されたＸ線源収納部８２と、支持部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、上記第１実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、第１実施形態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、上記第１実施形態と同様であるため説明は省略する。

（第５実施形態）
次に、上記マンモグラフィ装置の変形例を示す。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のみが上記第４実施形態のマンモグラフィ装置８０と異なる。第１の吸収型格子３１は、支持部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、第１の吸収型格子３１を備えず、ＦＰＤ３０、第２の吸収型格子３２、及び走査機構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に起因して強度変調信号にズレが生じるため、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。

本実施形態では、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、上記第４実施形態の場合の約半分に低減することができる。なお、本実施形態のように、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、マンモグラフィ装置に限られず、他のＸ線撮影システムに適用することが可能である。

（第６実施形態）
次に、図２１において、被検体Ｂの拡大撮影を可能とするマンモグラフィ装置１００を示す。マンモグラフィ装置１００は、Ｘ線源収納部８２と撮影部１２とを連動して移動させる連動移動機構１０１を備える。連動移動機構１０１は、前述の制御装置２０により制御され、Ｘ線源１１、第１及び第２の吸収型格子３１，３２、ＦＰＤ３０の相対的位置を同一に保ったまま、Ｘ線源収納部８２と撮影部１２とをｚ方向に移動させる。

被検体Ｂの位置は撮影台８３と圧迫板８４とにより固定されている。Ｘ線源収納部８２と撮影部１２を下方向に移動させることにより、被検体ＢがＸ線源１１に近づき、被検体Ｂが拡大撮影される。この拡大率は、前述の入力装置２１から入力可能である。入力装置２１から拡大率が入力されると、制御装置２０は、連動移動機構１０１を制御し、被検体Ｂから撮影台８３までの間の距離が、拡大率に応じた距離となるように、Ｘ線源収納部８２と撮影部１２とを移動させる。

例えば、乳がんの診断では、石灰化や腫瘤、乳腺構造との配置関係が重要であり、疑わしい病変をより精密に診断したい場合には、画像の分解能を高める必要があるため、本実施形態のマンモグラフィ装置１００を用いた拡大撮影が有効である。その他の構成及び作用については、上記第４実施形態と同様であるため説明は省略する。

（第７実施形態）
次に、図２２において、被検体Ｂの拡大撮影を可能とする別実施形態のマンモグラフィ装置１１０を示す。マンモグラフィ装置１１０は、ＦＰＤ３０をｚ方向に移動させるＦＰＤ移動機構１１１を備える。ＦＰＤ３０をＸ線源１１から遠ざけるほど、ＦＰＤ３０に入射する像が広がり、被検体Ｂが拡大撮影される。ＦＰＤ移動機構１１１は、前述の制御装置２０により制御され、前述の入力装置２１から入力される拡大率に応じた位置にＦＰＤ３０を移動させる。その他の構成及び作用については、上記第４実施形態と同様であるため説明は省略する。

（第８実施形態）
図２３は、本発明の第８実施形態に係るＸ線撮影システム１２０を示す。このＸ線撮影システム１２０は、Ｘ線源１２１のコリメータユニット１２２に、マルチスリット１２３を配設した点が、上記第１実施形態のＸ線撮影システム１０と異なる。その他の構成については、第１実施形態と同一であるので説明は省略する。

第１実施形態では、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。本実施形態では、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１２３を配置する。

マルチスリット１２３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１２３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。本実施形態では、ｚ方向に関して、マルチスリット１２３の位置がＸ線焦点位置となる。

このマルチスリット１２３の格子ピッチｐ_３は、マルチスリット１２３から第１の吸収型格子３１までの距離をＬ_３として、次式（１７）を満たすように設定する必要がある。

また、本実施形態では、実質的にマルチスリット１２３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（１８）及び（１９）の関係を満たすように決定される。

また、本実施形態では、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、マルチスリット１２３からＦＰＤ３０の検出面までの距離をＬ’とすると、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ_１，ｈ_２は、次式（２０）及び（２１）を満たすように決定される。

上記式（１７）は、マルチスリット１２３により分散形成された各点光源から射出されたＸ線の各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。本実施形態では、マルチスリット１２３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ため、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。

なお、以上説明したマルチスリット１２３は、第１実施形態に限られず、上記いずれの実施形態においても適用可能である。

（第９実施形態）
また、上記第１実施形態では、前述したように、位相コントラスト画像は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの周期配列方向（ｘ方向）のＸ線の屈折成分に基づくものであり、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向（ｙ方向）の屈折成分は含んでいない。このため、被検体Ｈ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、関節軟骨の荷重面の方向をｙ方向に合わせると、荷重面に垂直な形状を有する軟骨周辺組織（腱や靭帯など）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、第９実施形態として、図２４に示すように、第１及び第２の吸収型格子３１，３２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及び第２の吸収型格子３１，３２を、図２４（ａ）に示す第１の向き（Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向がｙ方向に沿う方向）から一体的に９０°回転させて、図２４（ｂ）に示す第２の向き（Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向がｘ方向に沿う方向）とする格子回転機構１３０を設け、第１の向きと第２の向きとのそれぞれにおいて上記と同様な動作及び処理を行ない、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。

なお、この格子回転機構１３０は、ＦＰＤ３０とは別に第１及び第２の吸収型格子３１，３２のみを一体的に回転させるものであってもよいし、第１及び第２の吸収型格子３１，３２とともにＦＰＤ３０を一体的に回転させるものであってもよい。また、この回転は、９０°に限られず、任意の角度としてよい。さらに、格子回転機構１３０を用いた第１及び第２の向きにおける位相コントラスト画像の生成は、第１実施形態に限られず、上記いずれの実施形態においても適用可能である。

（第１０実施形態）
また、上記第１実施形態の第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの周期配列方向が直線状（すなわち、格子面が平面状）となるように構成されているが、これに代えて、図２５に示すように、格子面を曲面状に凹面化した第１及び第２の吸収型格子１４０，１４１を用いることも好適である。

第１の吸収型格子１４０は、Ｘ線透過性でかつ湾曲した基板１４０ａの表面に、複数のＸ線遮蔽部１４０ｂが所定のピッチｐ_１で周期的に配列されている。各Ｘ線遮蔽部１４０ｂは、第１実施形態と同様にｙ方向に直線状に延伸しており、第１の吸収型格子１４０の格子面は、Ｘ線焦点１８ｂを通りＸ線遮蔽部１４０ｂの延伸方向に延びる直線を中心軸とする円筒面に沿った形状となっている。同様に、第２の吸収型格子１４１は、Ｘ線透過性でかつ湾曲した基板１４１ａの表面に、複数のＸ線遮蔽部１４１ｂが所定のピッチｐ_２で周期的に配列されている。各Ｘ線遮蔽部１４１ｂは、ｙ方向に直線状に延伸しており、第２の吸収型格子１４１の格子面は、Ｘ線焦点１８ｂを通りＸ線遮蔽部１４１ｂの延伸方向に延びる直線を中心軸とする円筒面に沿った形状となっている。

Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子１４０までの距離をＬ_１、第１の吸収型格子１４０から第２の吸収型格子１４１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、上記式（１）の関係を満たすように決定される。第１の吸収型格子１４０のスリット部の開口幅ｄ_１と第２の吸収型格子１４１のスリット部の開口幅ｄ_２は、上記式（２）の関係を満たすように決定される。

このように、第１及び第２の吸収型格子１４０，１４１の格子面を円筒面状とすることにより、Ｘ線焦点１８ｂから照射されるＸ線は、被検体Ｈが存在しない場合、すべて格子面に垂直に入射することになるため、本実施形態では、Ｘ線遮蔽部１４０ｂの厚みｈ_１とＸ線遮蔽部１４１ｂの厚みｈ_２との上限の制約がなく、上記式（５）及び（６）を考慮する必要がない。

また、本実施形態では、第１及び第２の吸収型格子１４０，１４１のいずれか一方を、Ｘ線焦点１８ｂを中心として、格子面（円筒面）に沿った方向に移動させることにより、前述の縞走査を行う。さらに、本実施形態では、検出面が円筒面状のＦＰＤ１４２を用いることが好ましい。同様に、ＦＰＤ１４２の検出面は、Ｘ線焦点１８ｂを通りｙ方向に延びる直線を中心軸とする円筒面状とする。

本実施形態の第１及び第２の吸収型格子１４０，１４１及びＦＰＤ１４２は、第１実施形態に限られず、上記いずれの実施形態においても適用可能である。さらに、第８実施形態で説明したマルチスリット１２３を、第１及び第２の吸収型格子１４０，１４１と同様な形状とすることも好適である。

なお、第１及び第２の吸収型格子１４０，１４１は、それぞれ複数の平面状の小格子を接合することにより構成されたものであってよい。また、第１及び第２の吸収型格子１４０，１４１の基板１４０ａ，１４１ａは、可撓性を有するものであってもよい。

また、ＦＰＤ１４２を可撓性とし、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ１４２の検出面までの距離（ＳＩＤ）を変化させるＳＩＤ変更機構、及びＳＩＤに応じて曲率を変化させる曲率調整機構を設けることも好ましい。例えば、前述の入力装置２１からＳＩＤの値を入力可能とする。制御部２０は、入力されたＳＩＤの値に基づいてＳＩＤ変更機構及び曲率調整機構を制御し、Ｘ線焦点１８ｂまたはＦＰＤ１４２の位置を調整するとともに、検出面に対するＸ線の入射角度がほぼ垂直となるようにＦＰＤ１４２の曲率を変化させる。

さらに、上記ＳＩＤ変更機構によるＳＩＤの変更に伴って、距離Ｌ_１，Ｌ_２が変化する場合には、距離Ｌ_１，Ｌ_２に応じて第１及び第２の吸収型格子１４０，１４１の曲率を変化させる機構を設けることも好ましい。ただし、距離Ｌ_１，Ｌ_２の変化が大きい場合には、第１及び第２の吸収型格子１４０，１４１を変化させても格子ピッチｐ_１，ｐ_２が対応しきれないため、第１及び第２の吸収型格子１４０，１４１を適切な曲率及び格子ピッチｐ_１，ｐ_２を有するものと交換自在とすることも好ましい。

（第１１実施形態）
上記第１０実施形態では、基板１４０ａ，１４１ａの湾曲方向に直交する方向にＸ線遮蔽部１４０ｂ，１４１ｂを配設することにより第１及び第２の吸収型格子１４０，１４１をそれぞれ構成しており、これによりＸ線遮蔽部１４０ｂ，１４１ｂの厚みの制約を排除するという効果を得ているが、図２６に示すように、基板１５０ａ，１５１ａの湾曲方向に沿ってＸ線遮蔽部１５０ｂ，１５１ｂを配設する（すなわち、Ｘ線遮蔽部１５０ｂ，１５１ｂを湾曲させる）ことにより第１及び第２の吸収型格子１５０，１５１をそれぞれ構成することも好ましい。

上記第１０実施形態では、第１及び第２の吸収型格子１４０，１４１の相対走査を、Ｘ線焦点１８ｂを中心とした円軌道とする必要があったが、本実施形態では、走査方向は、湾曲方向に直交する方向（ｘ方向）、すなわち直線軌道でよい。このため、走査機構は、ガイドレールにパルスモータ等のアクチュエータを用いた簡易な機構で実現可能である。その他の構成及び作用については、上記第１０実施形態と同様であるため説明は省略する。

（第１２実施形態）
また、上記各実施形態では、第２の吸収型格子がＦＰＤとは独立して設けられているが、特開平２００９−１３３８２３号公報に開示されたＦＰＤを用いることにより、第２の吸収型格子を排することができる。このＦＰＤは、Ｘ線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを備えた直接変換型のＦＰＤにおいて、各画素の電荷収集電極が、一定の周期で配列された線状電極を互いに電気的に接続してなる複数の線状電極群を、互いに位相が異なるように配置することにより構成されている。電荷収集電極が特許請求の範囲に記載の強度変調手段を構成している。

図２７において、本実施形態のＦＰＤ１６０は、ｘ方向及びｙ方向に沿って一定のピッチで２次元配列された画素１６１を備え、各画素１６１は、Ｘ線を電荷に変換する変換層によって変換された電荷を収集するための電荷収集電極１６２を有する。電荷収集電極１６２は、第１〜第６の線状電極群１６３〜１６８から構成されており、各線状電極群の線状電極の配列周期の位相はπ／３ずつずれている。具体的には、第１の線状電極群１６３の位相を０とすると、第２の線状電極群１６４の位相はπ／３、第３の線状電極群１６５の位相は２π／３、第４の線状電極群１６６の位相はπ、第５の線状電極群１６７の位相は４π／３、第６の線状電極群１６８の位相は５π／３である。

第１〜第６の線状電極群１６３〜１６８はそれぞれ、ｙ方向に延伸した線状電極をｘ方向に所定のピッチｐ_２で周期的に配列したものである。

さらに、各画素１６１には、電荷収集電極１６２により収集された電荷を読み出すためのスイッチ群１６９が設けられている。スイッチ群１６９は、第１〜第６の線状電極群１６３〜１６８のそれぞれに設けられたＴＦＴスイッチからなる。第１〜第６の線状電極群１６３〜１６８により収集された電荷を、スイッチ群１６９を制御してそれぞれ個別に読み出すことによって、一度の撮影により、互いに位相の異なる６種類のＧ２像に基づく画像（縞画像）を取得することができ、この６種類の縞画像に基づいて位相コントラスト画像を生成することができる。

本実施形態のＦＰＤ１６０を用いることにより、撮像部から第２の吸収型格子が不要となるため、コスト削減とともに、撮像部のさらなる薄型化を図ることができる。また、本実施形態では、一度の撮影で位相の異なる複数の縞画像を取得することができるため、縞走査のための物理的な走査が不要となり、上記走査機構を排することができる。なお、電荷収集電極の構成として、上記構成以外に、特開平２００９−１３３８２３号公報に記載のその他の構成を用いることも可能である。

（第１３実施形態）
また、上記各実施形態では、Ｘ線源と撮影部とを位置決めして一連の撮影を行うことにより、１枚の位相コントラスト画像を得ているが、Ｘ線源と撮影部とを、Ｘ線の光軸Ａに直交するいずれかの方向に平行移動させながら、上記一連の撮影を複数回行うことにより、互いに一部が重複した複数の位相コントラスト画像を得るように構成してもよい。この場合には、得られた複数の位相コントラスト画像を繋ぎ合わせることにより、ＦＰＤの検出面のサイズより大きい長尺画像を生成することが可能である。

例えば、第１実施形態で示した立位撮影のＸ線撮影システム１０では、図２８に示すように、Ｘ線源保持装置１４と立位スタンド１５とを制御し、Ｘ線源１１と撮影部１２とを連動させて上下動させることにより、Ｘ線の光軸Ａに直交するｘ方向への平行移動が可能である。第３実施形態の場合には、基台７２の溝７４に沿って旋回アーム７１を上下動させることにより上記平行移動が可能である。その他の第２実施形態、第４実施形態、第５実施形態の構成の場合には、Ｘ線源と撮影部とを平行移動させる機構がないため、上記のように光軸Ａに直交する方向に平行移動させる機構を設ければよい。

さらに、Ｘ線源と撮影部とをｘ方向及びｙ方向の２方向に２次元移動させて撮影を行うことにより、位相コントラスト画像が２次元方向に繋ぎ合わされた長尺画像を生成することも好ましい。

（第１４実施形態）
また、上記各実施形態では、２次元の位相コントラスト画像を取得する例を示している。位相コントラスト画像は、従来のＸ線撮影では描出が難しかった筋腱、血管等の軟部組織の描出を可能とするが、２次元画像では、これらが描出されることによって障害陰影が生じることが考えられる。

そこで、障害陰影を分離し正確な診断や読影を可能とするように、本発明を、３次元画像を取得するＸ線位相ＣＴ装置に適用することも好ましい。具体的には、図２９に示すように、Ｘ線源１１と撮影部２１との間に配置された被検体Ｈに対して、Ｘ線源１１及び撮影部２１を同図の矢印方向に一体的に回転させる回転移動機構１７０を設け、この回転移動機構１７０による複数の回転角度で撮影部２１により得られた被検体Ｈの複数の位相コントラスト画像に基づいて、３次元画像構成部１７１により被検体Ｈの３次元画像を構成する。

複数の画像に基づいて３次元画像を構成する方法については、従来のＸ線ＣＴ装置と同様である。なお、本実施形態においても、第５実施形態と同様に、被検体Ｈを第１の吸収型格子と第２の吸収型格子との間に配置してもよい。また、Ｘ線源１１に代えて、第８実施形態のＸ線源１２１を用いてもよい。さらに、第１２実施形態のＦＰＤ１６０を用い、１度の撮影で１枚の位相コントラスト画像が得られるようにすることも好ましい。

（第１５実施形態）
また、上記障害陰影を分離し正確な診断や読影を可能とするように、本発明を、立体視が可能なスレテオ画像を取得するステレオ撮影装置に適用することも好ましい。具体的には、図３０に示すように、被検体Ｈ及び撮影部２１に対するＸ線源１１の位置を同図の矢印方向（ｙ方向）に変更する位置変更機構１８０を設け、この位置変更機構１８０により変更された第１及び第２の位置で撮影部２１により得られた被検体Ｈの２枚の位相コントラスト画像に基づいて、ステレオ画像構成部１８１により被検体Ｈのステレオ画像を構成する。

上記第１及び第２の位置において、Ｘ線源１１のＸ線照射領域が撮影部２１の受像部４１に一致するように、コリメータ１９ａを調整することが好ましい。また、上記第１の位置と第２の位置とで、Ｘ線源１１の角度を変化させる（いわゆる首振りを行なう）ことで、Ｘ線照射領域を受像部４１に合わせることも好ましい。

２枚の画像に基づいてステレオ画像を構成する方法については、従来のステレオ撮影装置と同様である。なお、本実施形態においても、第５実施形態と同様に、被検体Ｈを第１の吸収型格子と第２の吸収型格子との間に配置してもよい。また、Ｘ線源１１に代えて、第８実施形態のＸ線源１２１を用いてもよい。さらに、第１２実施形態のＦＰＤ１６０を用い、１度の撮影で１枚の位相コントラスト画像が得られるようにすることも好ましい。

なお、本実施形態では、Ｘ線源１１の位置をｙ方向（第１及び第２の吸収格子のＸ線遮蔽部の延伸方向）沿って変更しているため、Ｘ線源１１の位置変更に伴うＸ線のケラレが生じないといった利点がある。

（第１６実施形態）
従来のＸ線画像診断学は吸収画像に基づいている。位相コントラスト画像でこれまで描出が難しかった画像が得られるとはいえ、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、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。

本実施形態では、図３１に示すように、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。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３２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。

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。

（第１７実施形態）
また、上記第１実施形態では、コーンビーム状のＸ線を発するＸ線源１１を用いた場合を例示しているが、これに代えて、平行Ｘ線を発するＸ線源を用いることも可能である。この場合には、上記式（１）〜（４）は、それぞれ次式（２２）〜（２５）に変形される。

また、上記各実施形態では、第１の吸収型格子から第２の吸収型格子までの距離Ｌ_２を最小のタルボ干渉距離より小さくしているが、本発明はこれに限定されず、距離Ｌ_２を、最小のタルボ干渉距離以上としてもよく、さらにはタルボ干渉距離と等しく設定してもよい。本発明は、第１の吸収型格子でＸ線を回折させずに投影する構成であり、距離Ｌ_２が大きくなるにつれて変位量Δｘ（図９参照）が大きくなるため、距離Ｌ_２を大きくすることにより、Ｘ線の屈折角φを高精度に検出することができる。

また、上記各実施形態では、縞走査法により位相微分像を求めているが、本発明はこれに限られず、国際公開ＷＯ２０１０／０５０４８３に記載されたフーリエ変換法により位相微分像を求めるよう構成してもよい。この場合には、モアレ縞を検出するために、モアレ縞と直交する方向への画素の配列ピッチ及び画素サイズ（Ｘ線受光領域のサイズ）がモアレ周期と異なる必要がある。

以上説明した各実施形態は、本発明を医療診断用の装置に適用したものであるが、本発明は医療診断用途に限られず、工業用や、非破壊検査等のその他の放射線検出装置に適用することが可能である。また、放射線として、Ｘ線以外にガンマ線等を用いることも可能である。

１０ Ｘ線撮影システム
１８ａ 回転陽極
１８ｂ Ｘ線焦点
１９ａ コリメータ
３０ フラットパネル検出器（ＦＰＤ）
３１ 第１の吸収型格子
３１ａ 基板
３１ｂ Ｘ線遮蔽部
３２ 第２の吸収型格子
３２ａ 基板
３２ｂ Ｘ線遮蔽部
４０ 画素
４０ａ Ｘ線受光領域
６３ 脚部
７１ａ Ｕ字状部
７１ｂ 直線状部
７５ 連結機構
１０３ マルチスリット（第３の格子）
１１０ 第１の吸収型格子
１１０ａ 基板
１１０ｂ Ｘ線遮蔽部
１１１ 第２の吸収型格子
１１１ａ 基板
１１１ｂ Ｘ線遮蔽部
１１２ フラットパネル検出器（ＦＰＤ）
１６３〜１６８ 第１〜第６の線状電極群
１６９ スイッチ群

Claims (29)

1. 第１の方向に延伸する複数の放射線遮蔽部が、前記第１の方向に直交する第２の方向に第１のピッチで配設され、放射線源から照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の方向に延伸する複数の放射線遮蔽部が前記第２の方向に第２のピッチで配設され、前記第１の周期パターン像を部分的に遮蔽して第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、前記第２の方向に所定のピッチずつ相対的に移動させる走査手段と、
   前記第２の周期パターン像を画像信号として検出する放射線画像検出器と、
   前記放射線画像検出器で取得された前記画像信号に基づいて位相情報を画像化する演算処理手段と、を備え、
   前記第２の格子の位置における前記第１の周期パターン像の前記第２の方向に関する周期をｐ_１’、前記第２の格子の前記第２の方向に関する実質的な格子ピッチをｐ_２’、前記放射線画像検出器の各画素の放射線受光領域の前記第２の方向に関する大きさをＤ_Ｘとした場合に、下式を満たすことを特徴とする放射線撮影システム。
   Ｄ_Ｘ≠ｎ×（ｐ_１’×ｐ_２’）／｜ｐ_１’−ｐ_２’｜
   ここで、ｎは正の整数である。
2. 下式を満たすことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影システム。
   Ｄ_Ｘ＜（ｐ_１’×ｐ_２’）／｜ｐ_１’−ｐ_２’｜
3. 前記第１の格子は吸収型格子であり、前記第１の格子を通過した放射線は、タルボ干渉を起こさず、投影像として前記第１の周期パターン像を形成することを特徴とする請求項１または２に記載の放射線撮影システム。
4. 前記放射線源の焦点から前記第１の格子までの距離をＬ_１、前記第１の格子から前記第２の格子までの距離をＬ_２、前記第１のピッチをｐ_１、前記放射線のピーク波長をλとした場合に、下式を満たすことを特徴とする請求項３に記載の放射線撮影システム。
   Ｌ_２＜｛（Ｌ_１＋Ｌ_２）／Ｌ_１｝×ｐ_１ ^２／λ
5. 前記放射線源の焦点から前記第１の格子までの距離をＬ_１、前記第１の格子から前記第２の格子までの距離をＬ_２、前記第１のピッチをｐ_１、前記第２のピッチをｐ_２とした場合に、下式を満たすことを特徴とする請求項１から４いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
   ｐ_２＝｛（Ｌ_１＋Ｌ_２）／Ｌ_１｝×ｐ_１
6. 前記放射線源の焦点から前記第１の格子までの距離をＬ_１、前記第１の格子から前記第２の格子までの距離をＬ_２、前記第１及び第２の格子のスリット部の前記第２の方向に関する開口幅をそれぞれｄ_１、ｄ_２とした場合に、下式を満たす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システム。
   ｄ_２＝｛（Ｌ_１＋Ｌ_２）／Ｌ_１｝×ｄ_１
7. 前記放射線源の焦点から前記放射線画像検出器までの距離をＬ、前記第１の格子の放射線遮蔽部の前記第１及び第２の方向に直交する方向の厚さをｈ_１、前記放射線画像検出器の検出面における前記第２の方向の有効視野の長さをＶとした場合に、下式を満たすことを特徴とする請求項６に記載の放射線撮影システム。
   ｈ_１≦｛Ｌ／（Ｖ／２）｝×ｄ_１
8. 前記第２の格子の放射線遮蔽部の前記第１及び第２の方向に直交する方向の厚さをｈ_２とした場合に、下式を満たすことを特徴とする請求項７に記載の放射線撮影システム。
   ｈ_２≦｛Ｌ／（Ｖ／２）｝×ｄ_２
9. 放射線を領域選択的に遮蔽することにより、多数の点光源を生成する第３の格子を有する放射線源を備え、前記第３の格子の位置が前記焦点の位置とみなせることを特徴とする請求項４から８いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
10. 前記放射線画像検出器は、前記第１及び第２の方向に沿って画素が２次元配列されたフラットパネル検出器であることを特徴とする請求項１から９いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
11. 前記周期ｐ_１’及び前記ピッチｐ_２’の少なくとも一方を変更可能とする変更手段をさらに備えることを特徴とする請求項１から１０いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
12. 前記変更手段は、前記第１及び第２の方向に直交する方向に平行な回転軸を中心として、前記第１の格子及び前記第２の格子の少なくとも一方を回転させるものであることを特徴とする請求項１１に記載の放射線撮影システム。
13. 前記変更手段は、前記第１の方向に平行な回転軸を中心として、前記第１の格子及び前記第２の格子の少なくとも一方を傾斜させるものであることを特徴とする請求項１１に記載の放射線撮影システム。
14. 前記変更手段は、前記第１及び第２の方向に直交する方向に、前記第１の格子及び前記第２の格子の少なくとも一方を移動させるものであることを特徴とする請求項１１に記載の放射線撮影システム。
15. 前記位相情報は、前記放射線画像検出器の各画素について得られる強度変調信号の位相ズレ量を算出することにより生成される位相微分像であることを特徴とする請求項１から１４いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
16. 前記演算処理手段は、前記位相微分像を前記第２の方向に積分することにより、位相コントラスト画像を生成することを特徴とする請求項１５に記載の放射線撮影システム。
17. 前記第１及び第２の方向に直交する方向に平行な回転軸を中心として、前記第１の格子及び前記第２の格子を所定角度回転させる格子回転手段をさらに備え、前記回転前後のそれぞれにおいて、前記位相情報の画像化を行うことを特徴とする請求項１から１６いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
18. 前記放射線源と前記放射線画像検出器が水平方向に対向配置され、被検体の立位撮影を可能とすることを特徴とする請求項１から１７いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
19. 前記放射線源と前記放射線画像検出器が上下方向に対向配置され、被検体の臥位撮影を可能とすることを特徴とする請求項１から１７いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
20. 前記放射線源と前記放射線画像検出器とが旋回アームによって保持され、被検体の立位撮影及び臥位撮影を可能とすることを特徴とする請求項１から１７いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
21. 被検体として乳房を撮影可能とするマンモグラフィ装置であることを請求項１から１７いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
22. 前記放射線源、前記第１の格子、前記第２の格子、及び前記放射線画像検出器を、被検体に対して光軸方向に連動移動させる連動移動手段と、拡大率に応じて前記連動移動手段を制御して前記放射線源から被検体までの距離を調整する制御手段とを備えることを特徴とする請求項２１に記載の放射線撮影システム。
23. 前記放射線画像検出器を被検体に対して光軸方向に移動させる検出器移動手段と、拡大率に応じて前記検出器移動手段を制御して前記放射線源から前記放射線画像検出器までの距離を調整する制御手段とを備えることを特徴とする請求項２１に記載の放射線撮影システム。
24. 前記第１及び第２の格子は、前記放射線源の焦点を通る線を軸とした円筒面に配設されていることを特徴とする請求項１から２３いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
25. 前記第１及び第２の格子は、前記円筒面の湾曲方向に湾曲するように延伸していることを特徴とする請求項２４に記載の放射線撮影システム。
26. 前記放射線源、前記第１の格子、前記第２の格子、及び前記放射線画像検出器を、被検体を中心として一体的に回転させる回転移動手段と、前記回転移動手段による複数の回転角度で得られた複数の位相情報に基づいて３次元画像を構成する３次元画像構成手段とを備えることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影システム。
27. 前記放射線画像検出器と前記放射線源との相対位置を、前記第１の方向に沿って変更する位置変更手段と、前記位置変更手段により変更された第１及び第２の相対位置で得られた位相情報に基づいてステレオ画像を構成するステレオ画像構成手段とを備えることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮影システム。
28. 前記放射線画像検出器の各画素について画素データの平均値に関連する量を求めることにより吸収画像を生成する吸収画像生成手段を備えることを特徴とする請求項１から２７いずれか１項に記載の放射線撮影システム。
29. 前記放射線画像検出器の各画素について画素データの平均値を中心としたばらつきに関連する量を求めることにより小角散乱画像を生成する小角散乱画像生成手段を備えることを特徴とする請求項１から２７いずれか１項に記載の放射線撮影システム。