JP5796908B2 - 放射線位相画像撮影装置 - Google Patents

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Description

本発明は、格子を利用した放射線位相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。
このようなＸ線位相イメージングとして、たとえば、特許文献１および特許文献２においては、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することによって放射線位相コントラスト画像を取得する放射線位相画像撮影装置が提案されている。
そして、特許文献１や特許文献２に記載の放射線位相画像撮影装置においては、第１の格子に対して、第１の格子の面にほぼ平行に第２の格子を配置し、第１の格子または第２の格子を、格子方向にほぼ垂直な方向に、格子ピッチよりも細かい所定量ずつ、相対的に並進移動させながら、その並進移動毎に撮影を行って複数の画像を撮影し、これらの複数の画像に基づいて、被検体との相互作用によって発生したＸ線の位相変化量（位相シフト微分量）を取得する縞走査法が行われる。そして、この位相シフト微分量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。
国際公開ＷＯ２００８／１０２６５４号公報 特開２０１０−１９０７７７号公報
しかしながら、特許文献１および特許文献２に記載の放射線位相画像撮影装置においては、上述したように第１または第２の格子を、その格子ピッチよりも細かいピッチで精度よく移動させる必要がある。格子ピッチは典型的には数μｍであり、格子の送り精度はさらに高い精度が要求されるため、非常に高精度な移動機構が必要となる結果、機構の複雑化とコストの増大をもたらす。また、格子の移動毎に撮影を行う場合、位相コントラスト画像を取得するための一連の撮影間で、被検体の動きや装置振動などの要因で被検体と撮影系の位置関係がズレることにより、被検体との相互作用で発生したＸ線の位相変化を正しく導くことができず、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、上記の事情に鑑み、高精度な移動機構を必要とすることなく、１回の撮影によって良好な位相コントラスト画像を取得することができる放射線位相画像撮影装置を提供することを目的とする。
本発明の放射線位相画像撮影装置は、放射線源と、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た第２の格子と、第２の格子を通過した放射線を検出する画素が２次元状に配列された放射線画像検出器とを備えた放射線位相画像撮影装置であって、第１の格子と第２の格子とが、第１の格子によって形成される周期パターン像と第２の格子の重ね合せによってモアレを発生するものであり、放射線画像検出器によって検出されたモアレの画像信号に基づいて、モアレの周期方向に対して平行または直交方向以外の交差方向となる所定方向について、所定の画素数の間隔を空けて配置された画素群から読み出された画像信号を１つの縞画像の画像信号として取得するとともに、上記所定方向について互いに異なる位置に配置された画素群の画像信号を取得することによってその各画素群に対応する縞画像の画像信号をそれぞれ取得し、その取得した複数の縞画像の画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成する位相画像生成部を備えたことを特徴とする。
また、上記本発明の放射線位相画像撮影装置においては、第１の格子と第２の格子とを、第１の格子によって形成される周期パターン像の延伸方向と第２の格子の延伸方向とが相対的に傾くように配置することができる。
また、第１の格子と第２の格子とを、モアレの周期Ｔが下式を満たす値となるように構成することができる。
ただし、Ｚ１は放射線源の焦点と第１の格子との距離、Ｚ２は第１の格子と第２の格子との距離、Ｌは放射線源の焦点と放射線画像検出器との距離、Ｐ１’は前記第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチ、Ｄｓｕｂは画素の上記所定方向のサイズ、θは第１の格子によって形成される周期パターン像の延伸方向と第２の格子の延伸方向とによってなされる角である。
また、放射線を遮蔽する放射線遮蔽部材が所定のピッチで複数延設されるとともに、放射線源と第１の格子との間に配置され、放射線源から照射された放射線を領域選択的に遮蔽する吸収型格子からなるマルチスリットをさらに設け、第１の格子と第２の格子とを、モアレの周期Ｔが下式を満たす値となるように構成することができる。
ただし、Ｚ１は放射線源の焦点と第１の格子との距離、Ｚ２は第１の格子と第２の格子との距離、Ｌは放射線源の焦点と放射線画像検出器との距離、Ｐ１’は第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチ、Ｄｓｕｂは画素の上記所定方向のサイズ、θは第１の格子によって形成される周期パターン像の延伸方向と第２の格子の延伸方向とによってなされる角である。
また、前記マルチスリットのピッチＰ３が、下式を満たす値となるように構成することができる。
ただし、Ｚ３はマルチスリットと第１の格子との距離、Ｚ２は第１の格子から第２の格子までの距離、Ｐ１’は第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチである。
また、第１の格子によって形成される周期パターン像と第２の格子との相対的な傾き角θを、下式を満たす値に設定することができる。
ただし、Ｐ１’は第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチ、Ｄは縞画像の数Ｍ×画素の上記所定方向のサイズ、ｎは０およびＭの倍数を除く整数である。
また、第１の格子を、９０°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子とし、第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチＰ１’および第２の格子のピッチＰ２が、下式を満たす値となるように構成することができる。
ただし、Ｐ１は第１の格子の格子ピッチ、Ｚ１は放射線源の焦点から第１の格子までの距離、Ｚ２は第１の格子から第２の格子までの距離である。
また、第１の格子を、１８０°の位相変調を与える位相変調型格子とし、第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチＰ１’および第２の格子のピッチＰ２が、下式を満たす値となるように構成することができる。
ただし、Ｐ１は第１の格子の格子ピッチ、Ｚ１は放射線源の焦点から第１の格子までの距離、Ｚ２は第１の格子から第２の格子までの距離である。
また、放射線画像検出器を、互いに直交する第１および第２の方向について画素が２次元状に配列されたものとし、第１の格子によって形成される周期パターン像または第２の格子の延伸方向と第１の方向とを平行にすることができる。
また、位相画像生成部を、第１の格子によって形成される周期パターン像の延伸方向と第２の格子の延伸方向との相対的な傾きに応じて、上記第１の方向に所定数の画素を読み出した画像信号に基づいて、複数の縞画像の画像信号を取得するものとできる。
また、第１の格子と第２の格子とを、第２の格子の位置における第１の格子によって形成される周期パターン像のピッチが第２の格子のピッチと異なるように構成することができる。また、このとき第１の格子によって形成される周期パターン像の延伸方向と第２の格子の延伸方向とを平行としてもよい。
また、第１の格子と前記第２の格子とを、モアレの周期Ｔが下式を満たす値となるように構成することができる。
ただし、Ｚ１は放射線源の焦点と第１の格子との距離、Ｚ２は第１の格子と第２の格子との距離、Ｌは放射線源の焦点と放射線画像検出器との距離、Ｐ２は第２の格子のピッチ、Ｐ１’は第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチ、Ｄｓｕｂは画素の上記所定方向のサイズである。
また、放射線を遮蔽する放射線遮蔽部材が所定のピッチで複数延設されるとともに、放射線源と第１の格子との間に配置され、放射線源から照射された放射線を領域選択的に遮蔽する吸収型格子からなるマルチスリットをさらに設け、第１の格子と第２の格子とを、モアレの周期Ｔが下式を満たす値となるように構成することができる。
ただし、Ｚ１は放射線源の焦点と第１の格子との距離、Ｚ２は第１の格子と第２の格子との距離、Ｌは放射線源の焦点と放射線画像検出器との距離、Ｐ２は第２の格子のピッチ、Ｐ１’は第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチ、Ｄｓｕｂは画素の上記所定方向のサイズである。
また、上記マルチスリットのピッチＰ３が、下式を満たす値となるように構成することができる。
ただし、Ｚ３はマルチスリットと第１の格子との距離、Ｚ２は第１の格子から第２の格子までの距離、Ｐ１’は第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチである。
また、第１の格子を、９０°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子とし、第２の格子の位置における第１の格子によって形成される周期パターン像のピッチＰ１’が、下式を満たす値となるように構成することができる。
ただし、Ｐ１は第１の格子の格子ピッチ、Ｚ１は放射線源の焦点から第１の格子までの距離、Ｚ２は第１の格子から第２の格子までの距離である。
また、第１の格子を、１８０°の位相変調を与える位相変調型格子とし、第２の格子の位置における第１の格子によって形成周期パターン像のピッチＰ１’が、下式を満たす値となるように構成することができる。
ただし、Ｐ１は格子の格子ピッチ、Ｚ１は放射線源の焦点から第１の格子までの距離、Ｚ２は第１の格子から第２の格子までの距離である。
また、放射線画像検出器を、画像信号を読み出すためのスイッチ素子を備えた画素が２次元状に配列されたものとすることができる。
また、線状の読取光を出射する線状読取光源を設け、放射線画像検出器として、線状読取光源が走査されることによって画像信号が読み出されるものを用いることができる。
また、位相画像生成部を、上記所定方向について互いに隣接する画素から読み出された画像信号を互いに異なる縞画像の画像信号として取得するものとできる。
また、位相画像生成部を、上記所定方向について少なくとも２つの画素の間隔で配列された画素の群から読み出された画像信号を１つの縞画像の画像信号として取得するとともに、互いに異なる画素の群から読み出された画像信号を互いに異なる縞画像の画像信号として取得するものとできる。
また、第２の格子を、第１の格子からタルボ干渉距離の位置に配置し、第１の格子のタルボ干渉効果によって形成される周期パターン像に強度変調を与えるものとできる。
また、第１の格子を、放射線を投影像として通過させて周期パターン像を形成する吸収型格子とし、第２の格子を、第１の格子を通過した投影像としての周期パターン像に強度変調を与えるものとできる。
また、第２の格子を、第１の格子から最小のタルボ干渉距離より短い距離に配置するようにできる。
また、上記所定方向に直交する方向の画素のサイズよりも上記所定方向の画素のサイズの方を小さくすることができる。
また、放射線源と放射線画像検出器とを水平方向に対向配置し、被検体の立位撮影を可能に構成することができる。
また、放射線源と放射線画像検出器とを上下方向に対向配置し、被検体の臥位撮影を可能に構成することができる。
また、放射線源と放射線画像検出器とを旋回アームによって保持し、被検体の立位撮影および臥位撮影を可能に構成することができる。
また、被検体として乳房を撮影可能に構成されたマンモグラフィ装置とすることができる。
また、放射線画像検出器に対して放射線が第１の方向から照射される第１の位置と第１の方向とは異なる第２の方向から照射される第２の位置とに放射線源を移動させる移動機構を設け、位相画像生成部を、第１および第２の位置についてそれぞれ放射線画像検出器により検出された画像信号に基づいて、それぞれ位相コントラスト画像を生成するものとし、第１の位置に対応する位相コントラスト画像と第２の位置に対応する位相コントラスト画像とに基づいてステレオ画像を構成するステレオ画像構成部を設けることができる。
また、放射線源と放射線画像検出器とを被検体の周りを周回させる周回機構を設け、位相画像生成部を、周回機構による各回転角度において放射線画像検出器によって検出された画像信号に基づいて、回転角度毎の位相コントラスト画像を生成するものとし、その回転角度毎の位相コントラスト画像に基づいて３次元画像を構成する３次元画像構成部を設けることができる。
また、第１および第２の格子の格子面の中心に直交する回転軸を中心として、第１および第２の格子を、その格子の延伸方向から９０°回転させる回転機構を設けることができる。
また、第１および第２の格子を２次元格子の構造とすることができる。
本発明の放射線位相画像撮影装置は、放射線源と、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た第２の格子と、第２の格子を通過した放射線を検出する画素が２次元状に配列された放射線画像検出器とを備えた放射線位相画像撮影装置であって、第１の格子と第２の格子とが、第１の格子によって形成される周期パターン像と第２の格子の重ね合せによってモアレを発生するものであり、放射線画像検出器によって検出されたモアレの画像信号に基づいて、モアレの周期方向に対して平行または直交方向以外の交差方向となる所定方向について、所定の画素数の間隔を空けて配置された画素群から読み出された画像信号を１つの縞画像の画像信号として取得するとともに、上記所定方向について互いに異なる位置に配置された画素群の画像信号を取得することによってその各画素群に対応する縞画像の画像信号をそれぞれ取得し、その取得した複数の縞画像の画像信号に基づいて、位相コントラスト画像、小角散乱画像および吸収画像のうちの少なくとも１つを生成する画像生成部を備えたことを特徴とする。
本発明の放射線位相画像撮影装置によれば、第１の格子と第２の格子とを、第１の格子によって形成される周期パターン像と第２の格子の重ね合せによってモアレを発生するものとし、放射線画像検出器によって検出されたモアレの画像信号に基づいて、モアレの周期方向に対して平行または直交方向以外の交差方向となる所定方向について、所定の画素数の間隔を空けて配置された画素群から読み出された画像信号を１つの縞画像の画像信号として取得するとともに、上記所定方向について互いに異なる位置に配置された画素群の画像信号を取得することによってその各画素群に対応する縞画像の画像信号をそれぞれ取得し、その取得した複数の縞画像の画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成するようにしたので、従来のように第２の格子を移動させる高精度な移動機構を必要とすることなく、１回の撮影によって位相コントラスト画像を取得するための複数の縞画像を取得することができる。
本発明の放射線位相画像撮影装置の第１の実施形態の概略構成図 図１に示す放射線位相画像撮影装置の上面図 第１の格子の概略構成図 第２の格子の概略構成図 光読取方式の放射線画像検出器の概略構成を示す図 第１の格子、第２の格子および放射線画像検出器の画素の配置関係を示す図 第２の格子に対する第１の格子の自己像の傾き角を設定する方法を説明するための図 第２の格子に対する第１の格子の自己像の傾き角の調整方法を説明するための図 光読取方式の放射線画像検出器の記録の作用を説明するための図 光読取方式の放射線画像検出器の読取りの作用を説明するための図 光読取方式の放射線画像検出器から読み取られた画像信号に基づいて、複数の縞画像を取得する作用を説明するための図 光読取方式の放射線画像検出器から読み取られた画像信号に基づいて、複数の縞画像を取得する作用を説明するための図 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 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 第１の格子の自己像と第２の格子との重ね合せによって生じるモアレと異なる縞画像を構成する画像信号として読み出される副画素との関係の一例を示す図 第１の格子の自己像の延伸方向と第２の格子の延伸方向とを平行にするとともに、第１の格子の自己像のピッチと異なるピッチの第２の格子を用いた場合において、第１の格子の自己像と第２の格子との重ね合せによって生じるモアレと、異なる縞画像を構成する画像信号として読み出される副画素との関係の一例を示す図 第２の格子を、第１の格子の自己像のピッチと第２の格子のピッチとが一致する位置から遠ざけることによって第２の格子の位置における第１の格子の自己像のピッチと第２の格子のピッチとを異なるものとした場合の一例を示す図 第１の格子の自己像の延伸方向と第２の格子の延伸方向と相対的に傾けるとともに、第１の格子の自己像のピッチと異なるピッチの第２の格子を用いた場合において、第１の格子の自己像と第２の格子との重ね合せによって生じるモアレと、異なる縞画像を構成する画像信号として読み出される副画素との関係の一例を示す図 第１の格子の自己像の延伸方向と第２の格子の延伸方向と相対的に傾けるとともに、第１の格子の自己像のピッチと異なるピッチの第２の格子を用いた場合において、第１の格子の自己像と第２の格子との重ね合せによって生じるモアレと、異なる縞画像を構成する画像信号として読み出される副画素との関係のその他の例を示す図 第１の格子の自己像の延伸方向と第２の格子の延伸方向と相対的に傾けるとともに、第１の格子の自己像のピッチと異なるピッチの第２の格子を用いた場合において、第１の格子の自己像と第２の格子との重ね合せによって生じるモアレと、異なる縞画像を構成する画像信号として読み出される副画素との関係のその他の例を示す図 格子面を曲面状に凹面化した第１の格子および第２の格子の一例を示す図 ＴＦＴスイッチを用いた放射線画像検出器と第１の格子の自己像および第２の格子との配置関係を示す図 ＣＭＯＳセンサを用いた放射線画像検出器の概略構成を示す図 ＣＭＯＳセンサを用いた放射線画像検出器の１つの画素回路の構成を示す図 ＣＭＯＳセンサを用いた放射線画像検出器と第１の格子の自己像および第２の格子との配置関係を示す図 本発明の一実施形態を用いた立位状態で撮影可能なＸ線撮影システムの概略構成を示す図 本発明の一実施形態を用いた立位状態で撮影可能なＸ線撮影システムの概略構成を示すブロック図 本発明の一実施形態を用いた臥位状態で撮影可能なＸ線撮影システムの概略構成を示す図 本発明の一実施形態を用いた立位状態および臥位状態で撮影可能なＸ線撮影システムの概略構成を示す図 本発明の一実施形態を用いた立位状態および臥位状態で撮影可能なＸ線撮影システムの概略構成を示す図 本発明の一実施形態を用いたマンモグラフィ装置の概略構成を示す図 本発明の一実施形態を用いたマンモグラフィ装置の概略構成を示す図 本発明の一実施形態を用いたマンモグラフィ装置であって、放射線源と被検体との間に格子を配置したマンモグラフィ装置の概略構成を示す図 本発明の一実施形態を用いた拡大撮影可能なマンモグラフィ装置の概略構成を示す図 本発明の一実施形態を用いた拡大撮影可能なマンモグラフィ装置のその他の概略構成を示す図 本発明の一実施形態を用いた立位状態で撮影可能なＸ線撮影システムであって、放射線源にマルチスリットを設けたＸ線撮影システムの概略構成を示す図 本発明の一実施形態を用いた長尺撮影可能なＸ線撮影システムの概略構成を示す図 本発明の一実施形態を用いたＣＴ撮影装置の概略構成図 本発明の一実施形態を用いたステレオ撮影装置の概略構成図 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 第１および第２の格子を２次元格子とした場合の例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位相画像撮影装置の第1の実施形態について説明する。図１に第１の実施形態の放射線位相画像撮影装置の概略構成を示す。図２に図１に示す放射線位相画像撮影装置の上面図（Ｘ−Ｚ断面図）を示す。図２の紙面厚さ方向が図１のＹ方向である。
放射線位相画像撮影装置は、図１に示すように、放射線を被検体１０に向かって照射する放射線源１と、放射線源１から射出された放射線を通過させて周期パターン像を形成する第１の格子２と、第１の格子２により形成された周期パターン像（以下、第１の格子２の自己像Ｇ１という）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た第２の格子３と、第２の格子３を透過した放射線を検出する放射線画像検出器４と、放射線画像検出器４により検出された画像信号に基づいて縞画像を取得し、その取得した縞画像に基づいて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５とを備えている。
放射線源１は、被検体１０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。
第１の格子２は、図３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３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Ｐ１で、互いに所定の間隔ｄ１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い。部材２２の厚さｈ１は、撮影に供される放射線のエネルギーに応じて設定されることが好ましいが、通常の医療画像診断で用いられるようなＸ線エネルギー領域は３０〜１２０ｋｅＶであることを鑑みて、たとえば、部材２２を金とした場合、必要な金の厚さｈ１は、１μｍ〜１０μｍ程度になる。また、第１の格子２としては、振幅変調型格子を用いることもできるが、振幅変調型格子の場合、部材２２は放射線を十分に吸収する厚さが必要となる。たとえば、部材２２を金とした場合、前記Ｘ線エネルギー領域において必要な金の厚さｈ１は１０μｍ〜３００μｍ程度になる。
第２の格子３は、図４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４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Ｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２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。部材３２の厚さｈ２は、撮影に供される放射線のエネルギーに応じて設定されることが好ましいが、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、前記Ｘ線エネルギー領域において必要な金の厚さｈ２は１０μｍ〜３００μｍ程度になる。
さて、一般的に、放射線源１から照射される放射線は、平行ビームではなく、放射線の焦点から所定の角度の拡がりをもって伝搬するコーンビームである。したがって、放射線源１から照射される放射線が第１の格子２を通過して形成される自己像Ｇ１は、放射線源１の焦点からの距離に比例して拡大される。このため、本実施形態においては、第２の格子３の格子ピッチＰ２と間隔ｄ２は、前記放射線源１の焦点からの距離による自己像Ｇ１の拡大を考慮して、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Ｇ１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Ｚ１、第１の格子２から第２の格子３までの距離をＺ２とした場合（図２参照）、第２の格子ピッチＰ２および間隔ｄ２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または振幅変調型格子の場合、次式（１）および次式（２）の関係を満たすように決定される。
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の場合には、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Ｇ１のピッチが、第１の格子２の格子ピッチＰ１の１／２になることを考慮すると、第２の格子ピッチＰ２および間隔ｄ２は、上式（１）および上式（２）に代えて、次式（３）および次式（４）の関係を満たすことが望ましい。
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、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Ｇ１は、放射線源１からの距離に応じて拡大されないため、第１の格子２が９０°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子の場合には、Ｐ２＝Ｐ１，ｄ２＝ｄ１であり、第１の格子２が１８０°の位相変調を与える位相変調型格子の場合には、Ｐ２＝Ｐ１／２、ｄ２＝ｄ１／２である。
放射線画像検出器４は、第１の格子２に入射した放射線が形成する第１の格子２の自己像Ｇ１が第２の格子３によって強度変調された像を画像信号として検出するものである。このような放射線画像検出器４として、本実施形態においては、直接変換型の放射線画像検出器であって、線状の読取光によって走査されることによって画像信号が読み出される、いわゆる光読取方式の放射線画像検出器を用いる。
図５（Ａ）は、本実施形態の放射線画像検出器４の斜視図、図５（Ｂ）は図５（Ａ）に示す放射線画像検出器のＸＺ面断面図、図５（Ｃ）は図５（Ａ）に示す放射線画像検出器のＹＺ面断面図である。
本実施形態の放射線画像検出器４は、図５（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輸送層４４、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４５、および第２の電極層４６をこの順に積層してなるものである。記録用光導電層４２と電荷輸送層４４との界面近傍には、記録用光導電層４２内で発生した電荷を蓄積する蓄電部４３が形成される。なお、上記各層は、ガラス基板４７上に第２の電極層４６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。
電荷輸送層４４としては、たとえば、放射線画像の記録の際に第１の電極層４１に帯電する電荷の移動度と、その逆極性となる電荷の移動度の差が大きい程良く（例えば１０２以上、望ましくは１０３以上）、たとえば、ポリＮ−ビニルカルバゾール（ＰＶＫ）、N,N'−ジフェニル−N,N'−ビス（３−メチルフェニル）−〔1,1'−ビフェニル〕−4,4'−ジアミン（ＴＰＤ）やディスコティック液晶等の有機系化合物、或いはＴＰＤのポリマー（ポリカーボネート、ポリスチレン、ＰＶＫ）分散物，Ｃｌを１０〜２００ｐｐｍドープしたａ−Ｓｅ、Ａｓ２Ｓｅ３等の半導体物質が適当である。厚さは０．２〜２μｍ程度が適切である。
読取用光導電層４５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４６は、読取光を透過する複数の透明線状電極４６ａと読取光を遮光する複数の遮光線状電極４６ｂとを有するものである。透明線状電極４６ａと遮光線状電極４６ｂとは、放射線画像検出器４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４６ａと遮光線状電極４６ｂとは、図５（Ａ），（Ｂ）に示すように、所定の間隔を空けて交互に平行に配列されている。
透明線状電極４６ａ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４６ｂ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、本実施形態の放射線画像検出器４においては、後で詳述するが、隣接する透明線状電極４６ａと遮光線状電極４６ｂとの１組を用いて画像信号が読み出される。すなわち、図５（Ｂ）に示すように、１組の透明線状電極４６ａと遮光線状電極４６ｂ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。本実施形態においては、１画素が略５０μｍとなるように透明線状電極４６ａと遮光線状電極４６ｂとが配置されている。
そして、本実施形態の放射線位相画像撮影装置は、図５（Ａ）に示すように、透明線状電極４６ａと遮光線状電極４６ｂ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５０を備えている。本実施形態の線状読取光源５０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、透明線状電極４６ａと遮光線状電極４６ｂの延伸方向に平行な方向（Ｙ方向）に略１０μｍの幅の線状の読取光を放射線画像検出器４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５０は、所定の移動機構（図示省略）によって透明線状電極４６ａおよび遮光線状電極４６ｂ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５０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４が走査されて画像信号が読み出される。画像信号の読取りの作用については後で詳述する。
そして、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によって放射線位相コントラスト画像を取得可能な放射線位相画像撮影装置が構成されるが、本構成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。ここで、ほぼ満たす、とは、後述の各種条件において、放射線源から放射される放射線のエネルギー、すなわち波長が単一ではなく幅をもっているために、放射線のエネルギー幅に対して許容幅が存在すること、および、最適ではないために画質等の性能は劣るが、本実施形態において少なくとも位相コントラスト画像を得ることができる許容幅が存在する、ということを意味する。
まず、第１の格子２と第２の格子３とのグリッド面が、図１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Ｚ２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（通常は第１の格子２に入射する放射線の実効波長）、ｍは０か正の整数、Ｐ１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ２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。
ただし、λは放射線の波長（通常は第１の格子２に入射する放射線の実効波長）、ｍは０か正の整数、Ｐ１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ２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。
なお、上式（５），（６），（７）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（５）に代えて下式（８）、上式（６）に代えて下式（９）、上式（７）に代えて下式（１０）となる。
また、図３に示すように、第１の格子２の部材２２は厚みｈ１で形成され、第２の格子３の部材３２は厚みｈ２で形成されるが、厚みｈ１と厚みｈ２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ｈ１，ｈ２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ｈ１，ｈ２は、次式（１１）および次式（１２）を満たすように設定することが好ましい。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２参照）。
そして、さらに本実施形態の放射線位相画像撮影装置においては、図６に示すように、第１の格子２と第２の格子３とを相対的に傾けて配置することにより、第１の格子２の自己像Ｇ１の延伸方向と第２の格子３の延伸方向とが相対的に傾くように配置されるものである。そして、本実施形態においては、このように配置された第１の格子２と第３の格子３に対して、放射線画像検出器４によって検出される画像信号の各画素の主走査方向（図５のＸ方向）の主画素サイズＤｘと副走査方向の副画素サイズＤｙとが、図６に示すような関係となるようにする。
主画素サイズＤｘは、上述したように放射線画像検出器４の透明線状電極４６ａと遮光線状電極４６ｂの配列ピッチによって決定されるものであって、本実施形態においては５０μｍに設定されている。また、副画素サイズＤｙは、線状読取光源５０によって放射線画像検出器４に照射される線状の読取光の幅によって決定されるものであって、本実施形態においては１０μｍに設定されている。
ここで、本実施形態においては、複数の縞画像を取得し、その複数の縞画像に基づいて位相コントラスト画像を生成するが、その取得する縞画像の数をＭとすると、Ｍ個の副画素サイズＤｙが位相コントラスト画像の副走査方向の１つの画像解像度Ｄとなるように第１の格子２が第２の格子３に対して傾けられる。
具体的には、図７に示すように、第２の格子３のピッチおよび第１の格子２によって第２の格子３の位置に形成される自己像Ｇ１のピッチをＰ１’、第２の格子３に対する第１の格子２の自己像Ｇ１のＸ−Ｙ面内の相対的な回転角をθ、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度をＤ（＝Ｄｙ×Ｍ）とすると、回転角θを下式（１３）を満たすように設定することによって、副走査方向の画像解像度Ｄの長さに対して、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３の位相がｎ周期分ずれることになる。なお、図７においては、Ｍ＝５、ｎ＝１の場合を示している。
したがって、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度ＤをＭ分割したＤｘ×Ｄｙの各画素によって、第１の格子２の自己像Ｇ１のｎ周期分の強度変調をＭ分割した画像信号が検出できることになる。図７に示す例では、ｎ＝１としているので、副走査方向の画像解像度Ｄの長さに対して、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３の位相が１周期分ずれることになる。もっとわかり易く言えば、第１の格子２の自己像Ｇ１の１周期分のうち、第２の格子３を通過する領域が、副走査方向の画像解像度Ｄの長さにわたって変化することにより、第１の格子２の自己像Ｇ１の強度が、副走査方向に変調される。
そして、Ｍ＝５としているので、Ｄｘ×Ｄｙの各画素によって第１の格子２の自己像Ｇ１の１周期の強度変調を５分割した画像信号が検出できることになり、すなわち、Ｄｘ×Ｄｙの各画素によって互いに異なる５つの縞画像の画像信号をそれぞれ検出することができることになる。なお、５つの縞画像の画像信号の取得方法については、後で詳述する。
なお、本実施形態においては、上述したとおり、Ｄｘ＝５０μｍ、Ｄｙ＝１０μｍ、Ｍ＝５としているので、位相コントラスト画像の主走査方向の画像解像度Ｄｘと副走査方向の画像解像度Ｄ＝Ｄｙ×Ｍが同じになるが、必ずしも主走査方向の画像解像度Ｄｘと副走査方向の画像解像度Ｄとを合わせる必要はなく、任意の主副比としてもよい。
さらに、本実施形態においては、Ｍ＝５としているが、Ｍは３以上であればよく、５以外であってもよい。また、上記説明ではｎ＝１としたが、ｎは０以外の整数であれば１以外の整数でもよい。すなわち、ｎが負の整数の場合には上述した例に対して反対周りの回転となり、また、ｎを±１以外の整数としてｎ周期分の強度変調としてもよい。ただし、ｎがＭの倍数の場合は、１組のＭ個の副走査方向画素Ｄｙの間で第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３の位相が等しくなり、異なるＭ個の縞画像とならないため除外するものとする。
また、第２の格子３に対する第１の格子２の自己像Ｇ１の回転角θについては、たとえば、放射線画像検出器４と第２の格子３の相対回転角を固定した後、第１の格子２を回転させることによって行うことができる。
たとえば、上式（１３）でＰ１’＝５μｍ、Ｄ＝５０μｍ、ｎ＝１とすると、回転角θは約５．７°である。そして、第２の格子３に対する第１の格子２の自己像Ｇ１の実際の回転角θ’は、たとえば、第１の格子の自己像Ｇ１と第２の格子３によるモアレのピッチによって検出することができる。
具体的には、図８に示すように、実際の回転角をθ’、回転によって生じたＸ方向への見た目の自己像Ｇ１のピッチＰ’とすると、観測されるモアレのピッチＰｍは、
１／Ｐｍ＝｜１／Ｐ’−１／Ｐ１’｜
であるので、Ｐ’＝ Ｐ１’／ｃｏｓθ’を上式に代入することによって実際の回転角θ’を求めることができる。なお、モアレのピッチＰｍについては、放射線画像検出器４によって検出された画像信号に基づいて求めるようにすればよい。
そして、上式（１３）で定めた回転角θと実際の回転角θ’とを比較し、その差の分だけで自動または手動で第１の格子２の回転角を調整するようにすればよい。
位相コントラスト画像生成部５は、放射線画像検出器４により検出された互いに異なるＭ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。
次に、本実施形態の放射線位相画像撮影装置の作用について説明する。
まず、図１に示すように、放射線源１と第１の格子２との間に、被検体１０が配置された後、放射線源１から放射線が射出される。そして、その放射線は被検体１０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Ｇ１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（５）または上式（８）（１８０°の位相変調型格子の場合は上式（６）または上式（９）、強度変調型格子の場合は上式（７）または上式（１０））で与えられる距離Ｚ２において第１の格子２の自己像Ｇ１を形成する。一方、被検体１０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Ｇ１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Ｇ１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。
ここで、放射線画像検出器４における画像検出と読出しの作用について説明する。
まず、図９（Ａ）に示すように高圧電源４００によって放射線画像検出器４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Ｇ１と第２の格子３との重ね合わせによって強度変調された放射線が、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記録用光導電層４２と電荷輸送層４４との界面に形成される蓄電部４３に蓄積される（図９（Ｂ）参照）。
次に、図１０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５０から発せられた線状の読取光Ｌ１が第２の電極層４６側から照射される。読取光Ｌ１は透明線状電極４６ａを透過して読取用光導電層４５に照射され、その読取光Ｌ１の照射により読取用光導電層４５において発生した正の電荷が電荷輸送層４４を通過して蓄電部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４６ａに接続されたチャージアンプ２００を介して遮光線状電極４６ｂに帯電した正の電荷と結合する。
そして、読取用光導電層４５において発生した負の電荷と遮光線状電極４６ｂ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５０が、副走査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４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５に順次入力されて記憶される。
そして、放射線画像検出器４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５に記憶された後、位相コントラスト画像生成部５は、その記憶された画像信号に基づいて、互いに異なる５つの縞画像の画像信号を取得する。
具体的には、本実施形態においては、図７に示すように、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度Ｄを５分割し、第１の格子２の自己像Ｇ１の１周期の強度変調を５分割した画像信号が検出できるように第１の格子２の自己像Ｇ１を第２の格子３に対して傾けるようにしたので、図１１に示すように、第１読取ラインから読み出された画像信号が第１の縞画像信号Ｍ１として取得され、第２読取ラインから読み出された画像信号が第２の縞画像信号Ｍ２として取得され、第３読取ラインから読み出された画像信号が第３の縞画像信号Ｍ３として取得され、第４読取ラインから読み出された画像信号が第４の縞画像信号Ｍ４として取得され、第５読取ラインから読み出された画像信号が第５の縞画像信号Ｍ５として取得される。なお、図１１に示す第１〜第５読取ラインのそれぞれの副走査方向の幅は、図７に示す副画素サイズＤｙに相当する。
また、図１１においては、Ｄｘ×（Ｄｙ×５）の読取範囲しか示していないが、その他の読取範囲についても、上記と同様にして第１〜第５の縞画像信号が取得される。すなわち、図１２に示すように、副走査方向について４画素間隔毎の画素行（読取ライン）からなる画素行群の画像信号が取得されて１フレームの１つの縞画像信号が取得される。より具体的には、第１読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第１の縞画像信号が取得され、第２読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第２の縞画像信号が取得され、第３読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第３の縞画像信号が取得され、第４読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第４の縞画像信号が取得され、第５読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第５の縞画像信号が取得される。
上記のようにして互いに異なる第１〜第５の縞画像信号が取得され、この第１〜第５の縞画像信号に基づいて、位相コントラスト画像生成部５において位相コントラスト画像が生成される。
次に、位相コントラスト画像生成部５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１３は、被検体１０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１０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および第２の格子２，３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１０が存在する場合に、被検体１０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１０の位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体１０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（１４）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３の格子３の位置に形成された自己像Ｇ１は、被検体１０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（１５）で表される。
ここで、屈折角ψは、放射線の波長λと被検体１０の位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、次式（１６）で表される。
このように、被検体１０での放射線の屈折による自己像Ｇ１の変位量Δｘは、被検体１０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１０がある場合とない場合との各画素の強度変調信号の位相ズレ量）に、次式（１７）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（１７）から屈折角ψが求まり、上式（１６）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１０の位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被検体１０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、上述した第１〜第５の縞画像信号に基づいて縞走査法を用いて算出する。
本実施形態においては、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度Ｄを５分割するようにしたので、位相コントラスト画像の各画素について、それぞれ５種類の第１〜第５の縞画像信号が取得されている。以下に、この５種類の第１〜第５の縞画像信号から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を算出する方法を説明する。なお、ここでは５種類の縞画像信号に限定せず、Ｍ種類の縞画像信号に基づいて位相ズレ量Ψを算出する方法を説明する。
まず、図１１に示すような第ｋ読取ラインにおける放射線画像検出器４の主走査方向に並ぶ各画素の画素信号Ｉｋ（ｘ）は、次式（１８）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、Ａ０は入射放射線の強度であり、Ａｎ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（１９）の関係式を用いると、上記屈折角ψ（ｘ）は、式（２０）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、位相コントラスト画像の各画素の位相ズレ量Ψに対応する。したがって、位相コントラスト画像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（２０）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、位相コントラスト画像の各画素を構成するＭ個の副画素Ｄｙについてそれぞれ取得されたＭ個の画素信号は、図１４に示すように、読取ラインの位置（副画素Ｄｙの位置）に対して、Ｍ×副画素Ｄｙの周期で周期的に変化する。したがって、この副画素ＤｙのＭ個の画素信号列を、たとえば正弦波でフィッティングし、被検体があるときと被検体なしのときのフィッティングカーブの位相ズレ量Ψを取得し、上式（１６）、（１７）により位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量を算出し、この微分量をｘについて積分することにより被検体１０の位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被検体１０の位相コントラスト画像を生成する。
なお、フィッティングカーブについては、典型的には上述したように正弦波を用いることができるが、矩形波や三角波形状を用いるようにしてもよい。
また、上記説明では、位相コントラスト画像の画素の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。
また、上記第１の実施形態においては、図６に示すように、第２の格子３の延伸方向をＹ方向に平行とし、第１の格子２の自己像Ｇ１の延伸方向をこのＹ方向に対してθだけ傾けるようにしたが、逆に、第１の格子２の自己像Ｇ１の延伸方向をＹ方向に平行とし、第２の格子３の延伸方向をこのＹ方向に対してθだけ傾けるようにしてもよい。
また、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とのＸ−Ｙ面内の相対的な回転角θは、上式（１３）で表されるだけでなく、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とによって発生するモアレの周期Ｔと副画素サイズＤｓｕｂとの関係から、下式（２１）で表すこともできる。ただし、下式（２１）におけるＺ１は放射線源１の焦点から第１の格子２までの距離、Ｚ２は第１の格子２から第２の格子３までの距離、Ｌは放射線源１の焦点から放射線画像検出器４までの距離、Ｐ１’は第２の格子３の位置に形成される第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチである。
なお、上式（１３）の説明においては、副画素サイズをＤｙと呼ぶようにしたが、これは互いに異なる縞画像を構成する画像信号を取得するための５つの画素の配列方向がＹ方向だからである。後で詳述するが、上記５つの画素の配列方向は必ずしもＹ方向に限定されるものでなく、その他の方向でも良いため、式（２１）における副画素サイズはＤｓｕｂと呼ぶことにしている。副画素サイズという意味では、ＤｙとＤｓｕｂは同じものである。したがって、式（１３）における画像解像度Ｄについても、縞画像の数Ｍ×副画素サイズＤｓｕｂと表すことができ、この副画素サイズの方向もＹ方向に限定されるものではない。
また、このとき第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチＰ１と第１の格子２の格子ピッチＰ１と第２の格子３の格子ピッチＰ２とが満たすべき関係は、第１の格子２が９０°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子の場合には下式（２２）となり、第１の格子２が１８０°の位相変調を与える位相変調型格子の場合には下式（２３）となる。
そして、図１５に示すように第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とを配置した場合、図１５の一番右に示すようなＹ方向に周期方向を有するモアレが発生するが、たとえば図１５おいて点線四角で示すように、上記モアレの周期方向に対して平行に配列された画素の画像信号を取得するようにすれば、上記第１の実施形態と同様に、互いに異なる５つの縞画像を構成する画像信号をそれぞれ取得することができる。
以上が、本発明の放射線位相画像撮影装置の第１の実施形態の説明である。
次に、本発明の放射線位相画像撮影装置の第２の実施形態について説明する。上記第１の実施形態の放射線位相画像撮影装置は、第１の格子２から第２の格子３までの距離Ｚ２がタルボ干渉距離となるように、第１の格子２の種類や放射線源１から放射される放射線の拡がり角に応じて、上式（５）〜上式（１０）のいずれかを満たすようにしたが、第２の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が入射放射線の大部分を回折させずに投影させる構成とすることで、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Ｚ２を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができるようにしたものである。
具体的には、第２の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とが、ともに吸収型（振幅変調型）格子として構成されるとともに、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されている。より詳細には、第１の格子２の間隔ｄ１と第２の格子３の間隔ｄ２とを、放射線源１から照射される放射線の実効波長より十分大きな値とすることで、照射放射線の大部分はスリット部での回折を受けずに第１の格子２の後方に第１の格子２の自己像Ｇ１を形成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、放射線の実効波長は約０．４Åである。この場合には、第１の格子２の間隔ｄ１と第２の格子３の間隔ｄ２を、１μｍ〜１０μｍ程度とすればスリット部を通過した放射線が形成する放射線像は回折の効果を無視できる程度になり、第１の格子２の後方に、第１の格子２の自己像Ｇ１が幾何学的に投影される。
なお、第１の格子２の格子ピッチＰ１と第２の格子３の格子ピッチＰ２との関係と、第１の格子２の間隔ｄ１と第２の格子３の間隔ｄ２との関係とについては、上記第１の実施形態における式（１）および式（２）と同様である。また、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３との相対的な傾きの関係についても、上記第１の実施形態における式（１３）と同様である。
そして、第２の実施形態においては、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ２を、上式（７）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Ｚ２が、次式（２４）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ｈ１，ｈ２を、可能な限り厚くすることが好ましい。部材２２，３２は、照射放射線の９０％以上を遮蔽できることが好ましく、部材２２，３２のそれぞれの材質と厚さｈ１，ｈ２は、照射放射線のエネルギーによって設定される。たとえば、放射線源１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、厚みｈ１，ｈ２は、金（Ａｕ）換算で１００μｍ以上であることが好ましい。
ただし、第２の実施形態においても、上記第１の実施形態と同様に、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ｈ１，ｈ２を制限することが好ましい。
そして、第２の実施形態の放射線位相画像撮影装置においても、図１に示すように、放射線源１と第１の格子２との間に、被検体１０が配置された後、放射線源１から放射線が射出される。そして、その放射線は被検体１０を透過した後、第１の格子２に照射される。
そして、第１の格子２を通過して射影された投影像が第２の格子３を通過し、その結果、上記投影像は、第２の格子３との重ね合わせにより強度変調を受け、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により検出された画像信号は、上記第１の実施形態と同様にして読み出され、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５に記憶された後、位相コントラスト画像生成部５は、その記憶された画像信号に基づいて、上記第１の実施形態と同様にして、互いに異なる５つの縞画像の画像信号を取得する。
位相コントラスト画像生成部５において位相コントラスト画像を生成する作用についても、上記第１の実施形態と同様である。
第２の実施形態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Ｚ２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第１の実施形態の放射線位相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。
以上が、本発明の放射線位相画像撮影装置の第２の実施形態の説明である。
また、上記第１の実施形態および第２の実施形態の放射線位相画像撮影装置において、放射線源１から放射線画像検出器４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、放射線源１の焦点サイズが、たとえば、一般的な０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度である場合には、第１の格子２のタルボ干渉や第１の格子２の投影による自己像Ｇ１にボケが生じ、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、放射線源１として上述したような焦点サイズのものを用いる場合には、放射線源１の焦点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放射線強度が低下してしまう。
そこで、上述したようなピンホールを設けるのではなく、第１および第２の実施形態の放射線位相画像撮影装置において、放射線源１の焦点の直後にマルチスリットを配置するようにしてもよい。
ここで、マルチスリットは、第２の実施形態の第１および第２の格子２，３と同様な構成の吸収型格子であり、所定の方向に延伸した複数の放射線遮蔽部が、周期的に配置されているものである。マルチスリットに配置された放射線遮蔽部の配列方向は、第１の格子２の部材２２あるいは第２の格子３の部材３２の配列方向のいずれか一方と同一であることが好ましいが、位相コントラスト画像が得られるという観点では、必ずしも同一である必要はない。本実施形態では、このうちの最も好ましい形態の例として、マルチスリットに配置された放射線遮蔽部の配列方向は、第１の格子２の部材２２の配列方向（Ｘ方向）と同一であるとして説明する。
すなわち、この場合において、マルチスリットは、放射線源１の焦点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するものとすることができ、擬似的に、Ｘ方向に分割された多数の微小焦点光源を形成することができる。
このマルチスリットの格子ピッチＰ３は、マルチスリットから第１の格子２までの距離をＺ３として、次式（２５）を満たすように設定する必要がある。なお、Ｐ１’は、第２の格子３の位置における第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチである。
また、マルチスリットがある場合でも第１の格子２の自己像Ｇ１の拡大率は、放射線源１の焦点位置が基点となるため、第２の格子３の格子ピッチＰ２および間隔ｄ２が満たすべき関係は、上述の第１および第２の実施形態と同じである。すなわち、第１の格子２が９０°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子の場合は、次式（２６）および次式（２７）の関係を満たすように決定される。
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の場合には、次式（２８）および次式（２９）の関係を満たすように決定される。
さらに、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を確保するには、放射線源１の焦点から放射線画像検出器４までの距離をＬとすると、第１の格子２の部材２２の厚みｈ１と第２の格子３の部材の厚みｈ２とは、次式（３０）および次式（３１）を満たすように決定されることが好ましい。
なお、上式（２５）は、マルチスリットにより疑似的に分散形成された各微小焦点光源から射出された放射線が第１の格子２のタルボ干渉あるいは投影によって形成された複数の自己像Ｇ１が、第２の格子３の位置で、ちょうど第１の格子２の自己像Ｇ１のピッチ１周期分ずつずれて重なり合うための幾何学的な条件である。このように、マルチスリットによって形成される複数の微小焦点光源が形成する、上記タルボ干渉または上記投影像による、複数の第１の格子２の自己像Ｇ１が規則的に重ね合わせられることにより、放射線の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。
また、上記のように第１および第２の実施形態の放射線位相画像撮影装置においてマルチスリットを用いる場合、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３との相対的な回転角θと、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とによって発生するモアレの周期Ｔと、副画素サイズＤｓｕｂとの関係を示す式は、上式（２１）と同様に、下式（３２）のように表すことができる。下式（３２）におけるＺ１は放射線源１の焦点から第１の格子２までの距離、Ｚ２は第１の格子２と第２の格子３との距離、Ｌは放射線源１の焦点から放射線画像検出器４までの距離である。
また、上記第１および第２の実施形態の説明においては、第１の格子２と第２の格子３とを相対的に傾けて配置することによって、第１の格子２の自己像Ｇ１の延伸方向と第２の格子３の延伸方向とが相対的に傾くようにする構成とし、さらに、マルチスリットを用いた場合には、マルチスリットに配置された放射線遮蔽部の配列方向は、第１の格子２の部材２２の配列方向に同一となるように構成するようにしたが、これに限らない。たとえば、第１の格子２と第２の格子３とを、第１の格子２の延伸方向と第２の格子３の延伸方向が平行になるように配置し、マルチスリットに配置された放射線遮蔽部の延伸方向が、第１の格子２および第２の格子３の延伸方向と相対的に傾くように配置する構成としてもよい。なぜならば、この構成によっても、第１の格子２の自己像Ｇ１の延伸方向と第２の格子の延伸方向とが相対的に傾き、モアレを発生させることができるためである。
また、上記第１および第２実施形態の放射線位相画像撮影装置の説明においては、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とを相対的に傾けるようにしたが、必ずしもこのように相対的に傾ける必要はなく、たとえば第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とが平行となるようにするとともに、第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチとは異なる配列ピッチの第２の格子３を用いるようにしてもよい。
このような第１の格子２および第２の格子３を用いた場合、図１６に示すようなＹ方向のモアレ、すなわちＸ方向に周期方向を有するモアレが発生することになる。したがって、たとえば図１６おいて点線四角で示すように、上記モアレの周期方向に対して平行に配列された５つの画素の画像信号を取得するようにすれば、上記第１の実施形態と同様に、互いに異なる５つの縞画像を構成する画像信号をそれぞれ取得することができる。
上記のように第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチとは異なる配列ピッチの第２の格子３を用いる場合、第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチＰ１’と、第２の格子３の配列ピッチＰ２と、モアレの周期Ｔと、副画素サイズＤｓｕｂとが、下式（３３）を満たすようにすればよい。
また、このとき第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチＰ１’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または振幅変調型格子の場合には下式（３４）を満たすようにし、第１の格子２が１８０°の位相変調を与える位相変調型格子の場合には下式（３５）を満たすようにすればよい。
また、上記第１および第２の実施形態の放射線位相画像撮影装置に対して上述したマルチスリットを設けた実施形態においても、上記のように第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチとは異なる配列ピッチの第２の格子３を用いた構成とすることができる。上記マルチスリットを用いる場合においても、第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチＰ１’と、第２の格子３の配列ピッチＰ２と、モアレの周期Ｔと、副画素サイズＤｓｕｂとは、下式（３６）を満たすようにすればよい。下式（３６）におけるＺ１は放射線源１の焦点から第１の格子２までの距離、Ｚ２は第１の格子２と第２の格子３との距離、Ｌは放射線源１の焦点から放射線画像検出器４までの距離である。
なお、このとき第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチＰ１’が満たすべき関係式は、上式（３４）および上式（３５）と同様であり、さらに上式（２５）を満たす必要がある。
また、上記説明では、第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチと第２の格子３の配列ピッチとが異なる構成としたが、この構成に限らず、たとえば、放射線源１から出射される放射線がコーンビームである場合には、図１７に示すように、Ｚ２の位置において第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチと同じ配列ピッチとなるような第２の格子３を用い、この第２の格子３をＺ２をより大きくした位置（あるいは、図示していないが、Ｚ２をより小さくした位置）に移動させて配置することによって、拡大された第１の格子３の自己像Ｇ１の配列ピッチと第２の格子３の配列ピッチとが異なるような構成としてもよい。この構成の場合でも、上式（３３）、上式（３４）または上式（３５）を満たし、さらにマルチスリットを用いる場合には、さらに上式（３３）に替えて上式（３６）、上式（２５）を満たす必要がある。ただし、これらの式において、Ｐ１’は上記移動後の第２の格子３の位置における第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチＰ１’、Ｚ２は、第１の格子２と上記移動後の第２の格子３との距離、と読み替えるものとする。
また、上述したように第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチとは異なる配列ピッチの第２の格子３を用いるとともに、さらに上述したように第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とを相対的に傾けるようにしてもよい。
このような構成とすることにより、図１８に示すような斜め方向に（Ｘ方向およびＹ方向に平行でない方向）周期を有するモアレを発生させることができる。したがって、たとえば図１８おいて点線四角で示すように、Ｙ方向に平行に配列された５つの画素の画像信号を取得するようにすれば、上記第１の実施形態と同様に、互いに異なる５つの縞画像を構成する画像信号をそれぞれ取得することができる。
なお、図１８においては、Ｙ方向に平行に配列された５つの画素の画像信号を取得するようにしたが、これに限らず、図１９に示すように、Ｘ方向に平行に配列された５つの画素の画像信号を取得するようにしてもよい。要するに、上記モアレの周期方向に対して平行方向、あるいは直交方向以外の交差する方向について配列された画素の画像信号を取得するのであれば、如何なる方向に画素が配列されていてもよい。
また、上記説明においては、第１の格子２の自己像Ｇ１の周期方向または第２の格子３の周期方向が、放射線画像検出器４の画素が配列される直交する方向のうちのいずれか一方の方向と一致する場合について説明したが、これに限らず、図２０に示すように、斜め方向（Ｘ方向およびＹ方向に平行でない方向）に配列された５つの画素の画像信号が取得できるように第１および第２の格子２，３の周期方向と放射線画像検出器４の画素の配列方向との相対角度がずれていてもよい。
要するに、モアレの周期方向に対して平行または直交方向以外の交差方向となる所定方向について配列された複数の画素の画像信号を互いに異なる縞画像を構成する画像信号として取得するのであれば、第１および第２の格子２,３の周期方向と放射線画像検出器４の画素の配列方向との関係を如何なる関係にしてもよい。このような関係により、上式（１３）、上式（２１）、上式（３２）、上式（３３）、上式（３６）における副画素サイズは、Ｙ方向に限定されるものではなく、上記所定方向の画素のサイズということになる。
また、上記説明においては、第１および第２の格子２，３は、その部材２２，３２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、上述した全ての実施形態において、これに代えて、図２１に示すように、格子面を曲面状に凹面化した第１の格子４５０および第２の格子４６０を用いることがより好ましい。
第１の格子４５０は、放射線透過性でかつ湾曲した基板４５０ａの表面に、複数の部材４５０ｂが所定のピッチＰ１で周期的に配列されている。各部材４５０ｂは、第１および第２の実施形態と同様に、Ｙ方向に直線状に延伸しており、第１の格子４５０の格子面は、放射線源１の焦点を通り、部材４５０ｂの延伸方向に延びる直線を中心軸とする円筒面上に沿った形状となっている。同様に、第２の格子４６０は、放射線透過性でかつ湾曲した基板４６０ａの表面に、複数の部材４６０ｂが所定のピッチＰ２で周期的に配列されている。各部材４６０ｂは、Ｙ方向に直線状に延伸しており、第２の格子４６０の格子面は、放射線源１の焦点を通り、部材４６０ｂの延伸方向に延びる直線を中心軸とする円筒面上に沿った形状となっている。
放射線源１の焦点から第１の格子４５０までの距離をＺ１、第１の格子４５０から第２の格子４６０までの距離をＺ２とした場合に、格子ピッチＰ１および格子ピッチＰ２は、上式（１）または上式（３）の関係を満たすように決定される。第１の格子４５０のスリット部の開口幅ｄ１と第２の格子４６０のスリット部の開口幅ｄ２は、上式（２）または上式（４）の関係を満たすように決定される。
このように、第１および第２の格子４５０，４６０の格子面を円筒面状にすることにより、放射線源１の焦点から照射される放射線は、被検体１０が存在しない場合、全ての格子面に垂直に入射することになるため、部材４５０ｂの厚みと部材４６０ｂの厚みとの上限の制約がなく、上式（１１），（１２）を考慮する必要がない。
さらに、上述したマルチスリットを設ける実施形態の場合には、このマルチスリットを第２の格子４６０と同様の構成にすることが好ましい。
なお、第１および第２の格子４５０，４６０は、それぞれ複数の平面状の小格子を接合することによって構成されたものであってもよい。また、第１および第２の格子４５０，１３２の基板４５０ａ，４６０ａは可撓性を有するものであってもよい。
また、放射線画像検出器６０を可撓性とし、放射線源１の焦点から放射線画像検出器６０の検出面までの距離（ＳＩＤ）を変化させるＳＩＤ変化機構、およびＳＩＤに応じて曲率を変化させる曲率調整機構を設けるようにしてもよい。たとえば、所定の入力装置から入力されたＳＩＤの値に基づいて、ＳＩＤ変更機構および曲率調整機構を制御し、放射線源１または放射線画像検出器６０の位置を調整するとともに、検出面に対する放射線の入射角度がほぼ垂直となるように放射線画像検出器６０の曲率を変化させるようにしてもよい。
さらに、上記ＳＩＤ変更機構におるＳＩＤの変更にともなって、距離Ｚ１，Ｚ２が変化する場合には、距離Ｚ１，Ｚ２に応じて第１および第２の格子４５０，４６０の曲率を変化させる機構を設けるようにしてもよい。ただし、距離Ｚ１，Ｚ２の変化が大きい場合には、第１および第２の格子４５０，４６０の曲率を変化させても格子ピッチＰ１，Ｐ２が対応しきれないため、第１および第２の格子４５０，４６０を適切な曲率および格子ピッチＰ１，Ｐ２を有するものと交換自在としてもよい。
また、上記説明では、基板４５０ａ，４６０ａの湾曲方向に直交する方向に部材４５０ｂ，４６０ｂを配設することにより第１および第２の格子４５０，４６０をそれぞれ構成し、これにより部材４５０ｂ，４６０ｂの厚みの制約を排除するようにしたが、基板４５０ａ，４６０ａの湾曲方法に沿って部材４５０ｂ，４６０ｂを配設するようにしてもよい。
また、上記説明においては、放射線画像検出器４として、線状読取光源５０から発せられた線状の読取光の走査によって画像信号が読み出される、いわゆる光読取方式の放射線画像検出器を用いるようにしたが、これに限らず、上述した全ての実施形態において、たとえば、特開２００２−２６３００号公報に記載されているような、ＴＦＴスイッチが２次元状に多数配列され、そのＴＦＴスイッチをオンオフすることによって画像信号が読み出されるＴＦＴスイッチを用いた放射線画像検出器や、ＣＭＯＳセンサを用いた放射線画像検出器などを用いるようにしてもよい。
具体的には、ＴＦＴスイッチを用いた放射線画像検出器は、たとえば、図２２に示すように、放射線の照射によって半導体膜において光電変換された電荷を収集する画素電極７１と画素電極７１によって収集された電荷を画像信号として読み出すためのＴＦＴスイッチ７２とを備えた画素回路７０が２次元状に多数配列されたものである。そして、ＴＦＴスイッチを用いた放射線画像検出器は、画素回路行毎に設けられ、ＴＦＴスイッチ７２をオンオフするためのゲート走査信号が出力される多数のゲート電極７３と、画素回路列毎に設けられ、各画素回路７０から読み出された電荷信号が出力される多数のデータ電極７４とを備えている。なお、各画素回路７０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。
そして、たとえば、第２の格子３と画素回路列（データ電極）とが平行になるように設置した場合、１つの画素回路列が、上記実施形態において説明した主画素サイズＤｘに相当し、１つの画素回路行が、上記実施形態において説明した副画素サイズＤｙに相当する。なお、主画素サイズＤｘおよび副画素サイズＤｙは、たとえば、５０μｍとすることができる。
そして、上記実施形態と同様に、位相コントラスト画像を生成するためにＭ枚の縞画像を使用する場合、Ｍ行の画素回路行が、位相コントラスト画像の副走査方向の１つの画像解像度Ｄとなるように第１の格子２の自己像Ｇ１が第２の格子３に対して傾けられる。具体的な、第１の格子２の自己像Ｇ１の回転角については、上記実施形態と同様に、上式（１３）、上式（２１）または上式（３２）によって算出される。
上式（１３）において、たとえば、Ｍ＝５、ｎ＝１として第１の格子２の自己像Ｇ１の回転角θを設定した場合、図２２の１つの画素回路７０によって第１の格子２の自己像Ｇ１の１周期の強度変調を５分割した画像信号を検出できることになり、すなわち、図２２に示す５本のゲート電極７３に接続される５行の画素回路行によって、互いに異なる５つの縞画像の画像信号をそれぞれ検出することができることになる。なお、図２２においては、１つの画素回路列に対して１本の第２の格子３と自己像Ｇ１とが対応して示されているが、実際には、１つの画素回路列に対して多数の第２の格子３および自己像Ｇ１が存在していてもよく、図２２は図示省略しているものとする。
したがって、第１読取ライン用ゲート電極Ｇ１１に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第１の縞画像信号Ｍ１として取得され、第２読取ライン用ゲート電極Ｇ１２に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第２の縞画像信号Ｍ２として取得され、第３読取ライン用ゲート電極Ｇ１３に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第３の縞画像信号Ｍ３として取得され、第４読取ライン用ゲート電極Ｇ１４に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第４の縞画像信号Ｍ４として取得され、第５読取ライン用ゲート電極Ｇ１５に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第５の縞画像信号Ｍ５として取得される。
第１〜第５の縞画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成する方法については、上記実施形態と同様である。なお、上述したように１つの画素回路７０の主走査方向および副走査方向のサイズが５０μｍである場合には、位相コントラスト画像の主走査方向の画像解像度は５０μｍとなり、副走査方向の画像解像度は５０μｍ×５＝２５０μｍとなる。
また、放射線画像検出器のゲート電極およびデータ電極の延伸方向は図２２に示す例に限らず、たとえば、ゲート電極が紙面縦方向とし、データ線が紙面横方向となるように放射線画像検出器を配置するようにしてもよい。
また、図２２に示すような放射線画像検出器の配置に対して、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とが９０°回転させた構成としてもよい。この場合には、ゲート電極に平行な方向に配列された画素回路７０から読み出された画像信号を取得することによって、上記実施形態と同様に互いに異なる縞画像を構成する画像信号を取得することができる。
また、放射線画像検出器の各画素の形状や画素格子の形状は正方形に限らず、たとえば長方形や平行四辺形などでもよい。また、画素格子を４５度回転したような画素配列でもよい。
また、上述したＴＦＴスイッチを用いた放射線画像検出器を用いる場合においても、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とが平行となるようにするとともに、第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチとは異なる配列ピッチの第２の格子３を用いてモアレを発生させるようにしたり、第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチとは異なる配列ピッチの第２の格子３を用いるとともに、さらに第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とが相対的に傾くようにしてモアレを発生させるようにしてもよい。
また、上述したＴＦＴスイッチを用いた放射線画像検出器を用いる場合においても、上記で説明したように、第１の格子２の自己像Ｇ１の周期方向または第２の格子３の周期方向と、放射線画像検出器の画素回路７０が配列される直交する方向のうちのいずれか一方の方向とは必ずしも一致している必要はない。上記で説明したように、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とによって発生するモアレの周期方向に対して平行方向、あるいは直交方向以外の交差する方向について配列された画素の画像信号を取得可能な構成であれば、第１および第２の格子２,３の周期方向と放射線画像検出器の画素回路７０の配列方向との関係は如何なる関係にしてもよい。
また、ＣＭＯＳセンサを用いた放射線画像検出器としては、たとえば、放射線の照射を受けて可視光を発生し、その可視光を光電変換することによって電荷信号を検出する画素回路８０が、図２３に示すように２次元状に多数配列されたものを用いることができる。そして、このＣＭＯＳセンサを用いた放射線画像検出器は、画素回路行毎に設けられ、画素回路８０に含まれる信号読み出し回路を駆動するための駆動信号が出力される多数のゲート電極８２およびリセット電極８４と、画素回路列毎に設けられ、各画素回路８０の信号読み出し回路から読み出された電荷信号が出力される多数のデータ電極８３とを備えている。なお、ゲート電極８２およびリセット電極８４には、信号読み出し回路に駆動信号を出力する行選択走査部８５が接続され、データ電極８３には、各画素回路から出力された電荷信号に所定の処理を施す信号処理部８６が接続されている。
各画素回路８０は、図２４に示すように、基板８００の上方に絶縁膜８０３を介して形成された下部電極８０６と、下部電極８０６上に形成された光電変換膜８０７と、光電変換膜８０７上に形成された上部電極８０８と、上部電極８０８上に形成された保護膜８０９と、保護膜８０９上に形成された放射線変換膜８１０とを備えている。
放射線変換膜８１０は、たとえば、放射線の照射を受けて５５０ｎｍの波長の光を発するＣｓＩ：ＴＩから形成される。その厚さは５００μｍ程度とすることが望ましい。
上部電極８０８は、光電変換膜８０７に５５０ｎｍの波長の光を入射させる必要があるため、その入射光に対して透明な導電性材料で構成される。また、下部電極８０６は、画素回路８０毎に分割された薄膜であり、透明または不透明の導電性材料で形成される。
光電変換膜８０７は、たとえば、５５０ｎｍの波長の光を吸収してこの光に応じた電荷を発生する光電変換材料から形成される。このような光電変換材料としては、たとえば、有機半導体、有機色素を含む有機材料、および直接遷移型のバンドギャップをもつ吸収係数の大きい無機半導体結晶等を単体または組み合わせた材料などがある。
そして、上部電極８０８と下部電極８０６との間に所定のバイアス電圧を印加することで、光電変換膜８０７で発生した電荷のうち一方が上部電極８０８に移動し、他方が下部電極８０６に移動する。
そして、下部電極８０６の下方の基板８００内には、この下部電極８０６に対応させて、下部電極８０６に移動した電荷を蓄積するための電荷蓄積部８０２と、電荷蓄積部８０２に蓄積された電荷を電圧信号に変換して出力する信号読み出し回路８０１とが形成されている。
電荷蓄積部８０２は、絶縁膜８０３を貫通して形成された導電性材料のプラグ８０４によって下部電極８０６に電気的に接続されている。信号読み出し回路８０１は、公知のＣＭＯＳ回路によって構成されている。
そして、上述したようなＣＭＯＳセンサを用いた放射線画像検出器を、図２５に示すように、第２の格子３と画素回路列（データ電極）とが平行になるように設置した場合、１つの画素回路列が、上記実施形態において説明した主画素サイズＤｘに相当し、１つの画素回路行が、上記実施形態において説明した副画素サイズＤｙに相当する。なお、主画素サイズＤｘおよび副画素サイズＤｙは、ＣＭＯＳセンサを用いた放射線画像検出器の場合には、たとえば、１０μｍとすることができる。
そして、上記実施形態と同様に、位相コントラスト画像を生成するためにＭ枚の縞画像を使用する場合、Ｍ行の画素回路行が、位相コントラスト画像の副走査方向の１つの画像解像度Ｄとなるように第１の格子２の自己像Ｇ１が第２の格子３に対して傾けられる。具体的な、第１の格子２の自己像Ｇ１の回転角については、上記実施形態と同様に、上式（１３）、上式（２１）または上式（３２）によって算出される。
上式（１３）において、たとえば、Ｍ＝５、ｎ＝１として第１の格子２の自己像Ｇ１の回転角θを設定した場合、図２５の１つの画素回路８０によって第１の格子２の自己像Ｇ１の１周期の強度変調を５分割した画像信号を検出できることになり、すなわち、図２５に示す５本のゲート電極８２に接続される５行の画素回路行によって、互いに異なる５つの縞画像の画像信号をそれぞれ検出することができることになる。なお、図２５においては、１つの画素回路列に対して１本の第２の格子３と自己像Ｇ１とが対応して示されているが、実際には、１つの画素回路列に対して多数の第２の格子３および自己像Ｇ１が存在していてもよく、図２５は図示省略しているものとする。
したがって、ＴＦＴスイッチを用いた放射線画像検出器の場合と同様に、第１読取ライン用ゲート電極Ｇ１１に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第１の縞画像信号Ｍ１として取得され、第２読取ライン用ゲート電極Ｇ１２に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第２の縞画像信号Ｍ２として取得され、第３読取ライン用ゲート電極Ｇ１３に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第３の縞画像信号Ｍ３として取得され、第４読取ライン用ゲート電極Ｇ１４に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第４の縞画像信号Ｍ４として取得され、第５読取ライン用ゲート電極Ｇ１５に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第５の縞画像信号Ｍ５として取得される。
また、ＴＦＴスイッチを用いた放射線画像検出器の場合と同様に、放射線画像検出器のゲート電極およびデータ電極の延伸方向は図２５に示す例に限らず、たとえば、ゲート電極が紙面縦方向とし、データ線が紙面横方向となるように放射線画像検出器を配置するようにしてもよい。
また、図２５に示すような放射線画像検出器の配置に対して、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とが９０°回転させた構成としてもよい。この場合には、ゲート電極に平行な方向に配列された画素回路８０から読み出された画像信号を取得することによって、上記実施形態と同様に互いに異なる縞画像を構成する画像信号を取得することができる。
また、放射線画像検出器の各画素の形状や画素格子の形状は正方形に限らず、たとえば長方形や平行四辺形などでもよい。また、画素格子を４５度回転したような画素配列でもよい。
また、上述したＴＦＴスイッチを用いた放射線画像検出器を用いる場合と同様に、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とが平行となるようにするとともに、第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチとは異なる配列ピッチの第２の格子３を用いてモアレを発生させるようにしたり、第１の格子２の自己像Ｇ１の配列ピッチとは異なる配列ピッチの第２の格子３を用いるとともに、さらに第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とが相対的に傾くようにしてモアレを発生させるようにしてもよい。
また、上述したＴＦＴスイッチを用いた放射線画像検出器を用いる場合と同様に、第１の格子２の自己像Ｇ１の周期方向または第２の格子３の周期方向と、放射線画像検出器の画素回路７０が配列される直交する方向のうちのいずれか一方の方向とは必ずしも一致している必要はない。上記で説明したように、第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とによって発生するモアレの周期方向に対して平行方向、あるいは直交方向以外の交差する方向について配列された画素の画像信号を取得可能な構成であれば、第１および第２の格子２,３の周期方向と放射線画像検出器の画素回路８０の配列方向との関係は如何なる関係にしてもよい。
第１〜第５の縞画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成する方法については、上記実施形態と同様である。なお、上述したように１つの画素回路８０の主走査方向および副走査方向のサイズが１０μｍである場合には、位相コントラスト画像の主走査方向の画像解像度は１０μｍとなり、副走査方向の画像解像度は１０μｍ×５＝５０μｍとなる。
なお、上述したようにＴＦＴスイッチを用いた放射線画像検出器やＣＭＯＳセンサを用いた放射線画像検出器も用いることは可能であるが、これらの放射線画像検出器は、一般的に画素が正方形であるため、本発明を適用する場合には、副走査方向の解像度が主走査方向の解像度に対して悪くなる。これに対し、上記第１および第２の実施形態で説明した光読取方式の放射線画像検出器においては、主走査方向については線状電極の幅（延伸方向と垂直な方向）によって解像度Ｄｘが制限されるが、副走査方向については、線状読取光源５０の読取光の副走査方向の幅および１ラインあたりのチャージアンプ２００の蓄積時間と線状読取光源５０の移動速度の積で解像度Ｄｙが決まることになる。主副解像度ともに典型的には数１０μｍであるが、主走査方向の解像度を維持したまま副走査方向の解像度を高くする設計が可能である。たとえば、線状読取光源５０の幅を小さくしたり、移動速度を遅くすることにより実現可能であって、上記第１および第２の実施形態で説明した光読取方式の放射線画像検出器はより有利な構成である。
また、１回の撮影で複数の縞画像信号を取得することができるので、上述したような即座に繰り返し使用可能な半導体の検出器に限らず、蓄積性蛍光体シートや銀塩フイルムなども利用することができる。なお、この場合、蓄積性蛍光体シートや現像された銀塩フイルムなどを読み取る際の読取画素が請求項における画素に相当するものとする。
以上、本発明の放射線位相画像撮影装置の基本的な構成を説明したが、次に、この基本構成を用いた具体的なシステムの構成について説明する。なお、以下に説明するシステムにおいては、上述した全ての実施形態を用いることができる。
図２６および図２７に示すＸ線撮影システム１００は、被検者Ｈを立位状態で撮影するＸ線診断装置に上記実施形態の放射線位相画像撮影装置を適用したものである。
Ｘ線撮影システム１００は、具体的には、被検体ＨにＸ線を照射する放射線源１と、放射線源１に対向配置され、放射線源１から射出され被検者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放射線源１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信号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とを備えている。
放射線源１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。
放射線源１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、被検者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、放射線源１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放射線源１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２００が設けられている。制御装置２００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２０１と、撮影部１２により取得された画像信号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２０２と、位相コントラスト画像を記憶する画像記憶部２０３と、位相コントラスト画像等を表示するモニタ２０４と、Ｘ線撮影システム１００の各部と接続されるインターフェース（Ｉ／Ｆ）２０５とがバス２０６を介して接続されている。なお、演算処理部２０２が、上記実施形態において説明した位相コントラスト画像生成部５に相当するものである。
入力装置２０１としては、たとえば、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２０１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２０４は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置２００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、上記実施形態で説明した第１の格子２、第２の格子３および放射線画像検出器４が設けられている。放射線画像検出器４は、その検出面が放射線源１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。また、第１の格子２と第２の格子３とは、上記実施形態で説明したように、その部材２２，２３の延伸方向が相対的に傾いて設置されている。
次に、図２８に示すＸ線撮影システム１１０は、被検者Ｈを臥位状態で撮影するＸ線診断装置に上記実施形態の放射線位相画像撮影装置を適用したものである。
Ｘ線システム１１０は、上記Ｘ線撮影システム１００の放射線源１および撮影部１２の他に、被検者Ｈを寝載するベッド６１を備えている。放射線源１および撮影部１２は、上記Ｘ線撮影システム１００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１００と同一の符号を付している。以下、上記Ｘ線撮影システム１００との差異についてのみ説明する。その他の構成および作用については、上記Ｘ線撮影システム１００と同様であるため説明は省略する。
Ｘ線撮影システム１１０は、撮影部１２が、被検者Ｈを介して放射線源１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、放射線源１は、Ｘ線源保持装置１４によって保持されており、放射線源１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。放射線源１は、この状態でベッド１６の天板６２に寝載された被検者ＨにＸ線を照射する。Ｘ線源保持装置１４は、支柱部１４ｂの伸縮により放射線源１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から放射線画像検出器３の検出面までの距離を調整することができる。
なお、たとえば、撮影部１２の構成として、上記第２の実施形態の放射線位相画像撮影装置の構成を採用した場合には、格子２と放射線画像検出器３との間の距離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。たとえば、撮影部１２を薄型化し、天板６２の位置を被検者Ｈが容易に腰掛けられる程度の高さ（たとえば、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、放射線源１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、上記放射線源１と撮影部１２との位置関係とは逆に、放射線源１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、被検者Ｈの臥位撮影を行うことも可能である。
Ｘ線撮影システム１１０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、被検者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に被検者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。
次に、図２９および図３０に示すＸ線撮影システム１２０は、被検者Ｈを立位状態および臥位状態で撮影するＸ線診断装置に上記実施形態の放射線位相画像撮影装置を適用したものである。
Ｘ線システム１１０においては、放射線源１および撮影部１２が、旋回アーム１２１によって保持されている。この旋回アーム１２１は、基台１２２に旋回可能に連結されている。放射線源１および撮影部１２は、上記Ｘ線撮影システム１００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１００と同一の符号を付している。以下、上記Ｘ線撮影システム１００との差異についてのみ説明する。その他の構成および作用については、上記Ｘ線撮影システム１００と同様であるため説明は省略する。
旋回アーム１２１は、ほぼＵ字状の形状をしたＵ字状部１２１ａと、このＵ字状部１２１ａの一端に接続された直線状の直線状部１２１ｂとからなる。Ｕ字状部１２１ａの他端には、撮影部１２が取り付けられている。直線状部１２１ｂには、その延伸方向に沿って第１の溝１２３が形成さえており、この第１の溝１２３に、放射線源１が摺動自在に取り付けられている。放射線源１と撮影部１２とは対向しており、放射線源１を第１の溝１２３に沿って移動させることにより、Ｘ線焦点１８ｂから放射線画像検出器３の検出面までの距離を調整することができる。
また、基台１７２には、上下方向に延伸した第２の溝１２４が形成されている。旋回アーム１２１は、Ｕ字状部１２１ａと直線状部１２１ｂとの接続部に設けられた連結機構１７５により、第２の溝１２４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１２１は、連結機構１２５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２９に示す立位状態から旋回アーム１２１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、被検者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１２１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）および臥位撮影（上下方向）以外の方向での撮影が可能である。
Ｘ線撮影システム１２０においては、Ｕ字状部１２１ａに撮影部１２を配設し、直線状部１２１ｂに放射線源１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、他端に放射線源１を配設するようにしてもよい。
次に、図３１および図３２に示すマンモグラフィ装置１３０は、上記実施形態の放射線位相画像撮影装置をマンモグラフィ（Ｘ線乳房撮影）に適用したものである。
マンモグラフィ装置１３０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１３０は、基台（図示せず）に対して旋回可能に連結された支持部１３１の一端に配設されたＸ線源収納部１３２と、支持部１３１の他端に配設された撮影台１３３と、撮影台１３３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板１３４とを備えている。
Ｘ線源収納部１３２には放射線源１が収納されており、撮影台１３３には撮影部１２が収納されている。放射線源１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１３４は、圧迫板移動機構（図示せず）により移動し、撮影台１８３との間で乳房Ｂを挟み込んで圧迫する。この圧迫状態で、上述したＸ線撮影が行われる。
なお、放射線源１および撮影部１２は、上記Ｘ線撮影システム１００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１００と同一の符号を付している。その他の構成および作用については、上記Ｘ線撮影システム１００と同様であるため説明は省略する。
次に、マンモグラフィ装置の変形例を示す。図３３に示すマンモグラフィ装置１４０は、第１の格子２が、放射線源１と圧迫板１３４との間に配設されている点のみが上記マンモグラフィ装置１３０と異なる。第１の格子２は、支持部１３１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の格子２を備えず、第２の格子３および放射線画像検出器４により構成されている。
このように被検体（乳房）Ｂが第１の格子２と放射線画像検出器４との間に位置する場合であっても、第１の格子２の自己像Ｇ１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による放射線の波面の歪みを反映した縞画像を放射線画像検出器３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１４０の構成でも、上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。
なお、第１の格子２と第２の格子３との間に被検体を配置する構成は、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。
次に、図３４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１５０を示す。マンモグラフィ装置１５０は、Ｘ線源収納部１３２と撮影部１２とを連動して移動させる連動機構１５１を備える。連動機構１５１は、上述した制御装置２００により制御され、放射線源１、格子２および放射線画像検出器３の相対的位置を同一に保ったまま、Ｘ線源収納部１３２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１３３と圧迫板１３４とにより固定されている。Ｘ線源収納部１３２と撮影台１２を下方向に移動させることにより、被検体Ｂが放射線源１１に近づき、被検体Ｂが拡大撮影される。この拡大率は、上述の入力装置２０１から入力可能である。入力装置２０１から拡大率が入力されると、制御装置２００は、連動移動機構１５１を制御し、被検体Ｂから撮影台１３３までの距離が、拡大率に応じた距離となるようにＸ線源収納部１３２と撮影部１２とを移動させる。
たとえば、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、本マンモグラフィ装置１５０を用いた拡大撮影が有効である。その他の構成および作用については、上記マンモグラフィ装置１３０と同様であるため説明は省略する。
次に、図３５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１６０を示す。マンモグラフィ装置１６０は、放射線画像検出器４をＺ方向に移動させる検出器移動機構１６１を備えている。放射線画像検出器４を放射線源１から遠ざけるほど放射線画像検出器４に入射する像が広がり、被検体Ｂが拡大撮影される。検出器移動機構１６１は、上述した制御装置２００により制御され、上述した入力装置２０１から入力される拡大率に応じた位置に放射線画像検出器４を移動させる。その他の構成および作用については、上記マンモグラフィ装置１３０と同様であるため説明は省略する。
次に、図３６に示すＸ線撮影システム１７０は、放射線源１２１のコリメータユニット１７２に、マルチスリット１７３を配設した点が、上記Ｘ線撮影システム１００と異なる。その他の構成については、上記Ｘ線撮影システム１００と同様であるので説明を省略する。なお、このマルチスリット１７３の効果およびその構成の条件などについては、上述したとおりである。
また、上記各システムにおいては、放射線源と撮影部とを位置決めして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、放射線源と撮影部とを、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せることにより、放射線画像検出器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。
たとえば、上述した立位撮影のＸ線撮影システム１００では、図３７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、放射線源１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。
また、上述した立位撮影および臥位撮影の可能なＸ線撮影システム１２０においては、基台１２２の溝１２４に沿って旋回アーム１２１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、Ｘ線撮影システム１１０の場合には、放射線源１と撮影部１２とを平行移動させる機構がないため、上述したように光軸Ａに直交する方向について平行移動させる機構を設ければよい。
さらに、放射線源と撮影部とをＸ方向および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。
また、上記実施形態では、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放射線位相ＣＴ装置に適用することもできる。具体的には、図３８に示すように、放射線源１と、第１および第２の格子２，３と放射線画像検出器４を備えた撮像部１２との間に配置された被検体１０に対して、放射線源１および撮像部１２を同図の矢印方向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像部１２により得られた被検体１０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１０の３次元画像を構成するようにしてもよい。なお、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。また、放射線位相ＣＴ装置に適用する場合においても、被検体１０を第１の格子２と第２の格子３との間に配置してもよい。また、放射線源１に代えて、上述したマルチスリットを有する放射線源を用いるようにしてもよい。
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テレオ画像を取得するステレオ撮影に適用することも好ましい。具体的には、図３９に示すように、被検体Ｈおよび撮影部１２に対する放射線源１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１９０を設け、この位置変更機構１９０により変更された第１および第２の位置で撮影部１２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１９１により被検体Ｈのステレオ画像を構成する。
第１および第２の位置において、放射線源１のＸ線照射領域が撮影部１２の受像部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、第１の位置と第２の位置とで、放射線源１の角度を変化させる（いわゆる首振りを行う）ことで、Ｘ線照射領域を受像部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、この構成においても、被検体Ｈを第１の格子２と第２の格子３との間に配置してもよい。
なお、この構成によれば、放射線源１の位置をＹ方向（第１および第２の格子２，３の部材２２，３２の延伸方向）に沿って変更しているため、放射線源１の位置変更にともなう放射線のケラレが生じないといった利点がある。
上述したようなシステムによれば、これらの実施例によれば、従来の格子を並進移動させて複数回の撮影を行って１つの位相コントラスト画像を生成する方法に対して、１回の撮影で１つの位相コントラスト画像が生成できるので、体動や装置振動による位相コントラスト画像の画質低下を防ぐことができ、さらに、高精度な格子移動機構が不要なため、装置の簡略化ならびにコストダウンが可能である。
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演算処理部２０２にさらに設けるようにしてもよい。なお、演算処理部２０２は、位相コントラスト画像、小角散乱画像および吸収画像のうちの少なくとも１つを生成するものとできる。
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４０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４１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４１（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４１（ｂ）に示すような第２の向きとする回転機構１８０を設け、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４１（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４１（ｂ）には、図４１（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。
なお、この回転機構１８０は、放射線画像検出器４とは別に第１および第２の格子２，３のみを一体的に回転させるものであってもよいし、第１および第２の格子２，３とともに放射線画像検出器４を一体的に回転させるものであってもよい。さらに、回転機構１８０を用いた第１および第２の向きにおける位相コントラスト画像の生成は、上記いずれの例においても適用可能である。上述したマルチスリットを具備する場合には、第１の格子２と同様の向きに、マルチスリットも回転させるように構成すればよい。
また、図４１においては、第１の格子２と第２の格子３とが相対的に傾いている例について示したが、これに限らず、上述した第２の格子３の位置における第１の格子２の自己像Ｇ１のピッチと第２の格子３のピッチとを異なるピッチとする形態も適用可能であり、このような関係の第１の格子２および第２の格子３を、上記と同様に９０度回転させるようにしてもよい。
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。図４２は、２次元格子として構成された第１の格子２の自己像Ｇ１と２次元格子として構成された第２の格子３とを示している。第２の格子３に対する第１の格子２の回転角θについては、上記実施形態と同様に、上式（１３）、（２１）、（３２）に基づいて設定される。
なお、この場合、上式（１３）、（２１）、（３２）は、副画素サイズについて規定したものであるが、副画素サイズだけでなく、副画素サイズに直交する方向の画素サイズに対しても上式（１３）、（２１）、（３２）を満たすようにθが設定される。たとえば、位相コントラスト画像を取得するための縞画像の数をＭとすると、Ｙ方向と同様にＸ方向についても、Ｍ個の画素サイズＤｘが位相コントラスト画像の主走査方向の１つの画像解像度Ｄとなるように第１の格子２が第２の格子３に対して傾けられ、Ｘ方向についても、各画素Ｄｘについて互いに異なる縞画像が取得されることになる。
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。
また、図４２においては、２次元格子で構成された第１の格子２と第２の格子３とを相対的に傾ける例を示したが、これに限らず、上述した第２の格子３の位置における第１の格子２の自己像Ｇ１のピッチと第２の格子３のピッチとを異なるピッチとする形態も適用可能である。この場合、たとえば、第２の格子３の位置における第１の格子２の自己像Ｇ１のＸ方向のピッチと第２の格子３のＸ方向のピッチとを異なるものとするとともに、上記自己像Ｇ１のＹ方向のピッチと第２の格子３のＹ方向のピッチとを異なるものとすることになる。

Claims (34)

  1. 放射線源と、
    格子構造が周期的に配置され、前記放射線源から射出された放射線を通過させて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た第２の格子と、
    該第２の格子を通過した放射線を検出する画素が２次元状に配列された放射線画像検出器とを備えた放射線位相画像撮影装置であって、
    前記第１の格子と前記第２の格子とが、前記第１の格子によって形成される周期パターン像と前記第２の格子の重ね合せによってモアレを発生するものであり、
    前記放射線画像検出器によって検出された前記モアレの画像信号に基づいて、前記モアレの周期方向に対して平行または直交方向以外の交差方向となる所定方向について、所定の画素数の間隔を空けて配置された画素群から読み出された画像信号を１つの縞画像の画像信号として取得するとともに、前記所定方向について互いに異なる位置に配置された前記画素群の画像信号を取得することによって該各画素群に対応する縞画像の画像信号をそれぞれ取得し、該取得した複数の縞画像の画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成する位相画像生成部を備えたことを特徴とする放射線位相画像撮影装置。
  2. 前記第１の格子と前記第２の格子とが、前記第１の格子によって形成される周期パターン像の延伸方向と前記第２の格子の延伸方向とが相対的に傾くように配置されたものであることを特徴とする請求項１記載の放射線位相画像撮影装置。
  3. 前記第１の格子と前記第２の格子とが、前記モアレの周期Ｔが下式を満たす値となるように構成されたものであることを特徴とする請求項２記載の放射線位相画像撮影装置。
    ただし、Ｚ１は前記放射線源の焦点と前記第１の格子との距離、Ｚ２は前記第１の格子と前記第２の格子との距離、Ｌは前記放射線源の焦点と前記放射線画像検出器との距離、Ｐ１’は前記第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチ、Ｄｓｕｂは前記画素の前記所定方向のサイズ、θは前記第１の格子によって形成される周期パターン像の延伸方向と前記第２の格子の延伸方向とによってなされる角
  4. 前記放射線を遮蔽する放射線遮蔽部材が所定のピッチで複数延設されるとともに、前記放射線源と前記第１の格子との間に配置され、前記放射線源から照射された放射線を領域選択的に遮蔽する吸収型格子からなるマルチスリットをさらに備え、
    前記第１の格子と前記第２の格子とが、前記モアレの周期Ｔが下式を満たす値となるように構成されたものであることを特徴とする請求項２記載の放射線位相画像撮影装置。
    ただし、Ｚ１は前記放射線源の焦点と前記第１の格子との距離、Ｚ２は前記第１の格子と前記第２の格子との距離、Ｌは前記放射線源の焦点と前記放射線画像検出器との距離、Ｐ１’は前記第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチ、Ｄｓｕｂは前記画素の前記所定方向のサイズ、θは前記第１の格子によって形成される周期パターン像の延伸方向と前記第２の格子の延伸方向とによってなされる角
  5. 前記マルチスリットのピッチＰ３が、下式を満たす値となるように構成されたものであることを特徴とする請求項４記載の放射線位相画像撮影装置。
    ただし、Ｚ３は前記マルチスリットと前記第１の格子との距離、Ｚ２は前記第１の格子から前記第２の格子までの距離、Ｐ１’は前記第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチ
  6. 前記第１の格子によって形成される周期パターン像と前記第２の格子との相対的な傾き角θが、下式を満たす値に設定されるものであることを特徴とする請求項２記載の放射線位相画像撮影装置。
    ただし、Ｐ１’は前記第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチ、Ｄは前記縞画像の数Ｍ×前記画素の前記所定方向のサイズ、ｎは０およびＭの倍数を除く整数
  7. 前記第１の格子が、９０°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子であり、
    前記第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチＰ１’および前記第２の格子のピッチＰ２が、下式を満たす値となるように構成されたものであることを特徴とする請求項２から６いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
    ただし、Ｐ１は前記第１の格子の格子ピッチ、Ｚ１は前記放射線源の焦点から前記第１の格子までの距離、Ｚ２は前記第１の格子から前記第２の格子までの距離
  8. 前記第１の格子が、１８０°の位相変調を与える位相変調型格子であり、
    前記第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチＰ１’および前記第２の格子のピッチＰ２が、下式を満たす値となるように構成されたものであることを特徴とする請求項２から６いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
    ただし、Ｐ１は前記第１の格子の格子ピッチ、Ｚ１は前記放射線源の焦点から前記第１の格子までの距離、Ｚ２は前記第１の格子から前記第２の格子までの距離
  9. 前記放射線画像検出器が、互いに直交する第１および第２の方向について前記画素が２次元状に配列されたものであり、
    前記第１の格子によって形成される周期パターン像または前記第２の格子の延伸方向と前記第１の方向が平行であることを特徴とする請求項２から８いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
  10. 前記位相画像生成部が、前記第１の格子によって形成される周期パターン像の延伸方向と前記第２の格子の延伸方向との相対的な傾きに応じて、前記第１の方向に所定数の画素を読み出した画像信号に基づいて、前記複数の縞画像の画像信号を取得するものであることを特徴とする請求項９記載の放射線位相画像撮影装置。
  11. 前記第１の格子と前記第２の格子とが、前記第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチが前記第２の格子のピッチと異なるように構成されたものであることを特徴とする請求項１記載の放射線位相画像撮影装置。
  12. 前記第１の格子によって形成される周期パターン像の延伸方向と前記第２の格子の延伸方向とが平行であることを特徴とする請求項１１記載の放射線位相画像撮影装置。
  13. 前記第１の格子と前記第２の格子とが、前記モアレの周期Ｔが下式を満たす値となるように構成されたものであることを特徴とする請求項１１または１２記載の放射線位相画像撮影装置。
    ただし、Ｚ１は前記放射線源の焦点と前記第１の格子との距離、Ｚ２は前記第１の格子と前記第２の格子との距離、Ｌは前記放射線源の焦点と前記放射線画像検出器との距離、Ｐ２は前記第２の格子のピッチ、Ｐ１’は前記第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチ、Ｄｓｕｂは前記画素の前記所定方向のサイズ
  14. 前記放射線を遮蔽する放射線遮蔽部材が所定のピッチで複数延設されるとともに、前記放射線源と前記第１の格子との間に配置され、前記放射線源から照射された放射線を領域選択的に遮蔽する吸収型格子からなるマルチスリットをさらに備え、
    前記第１の格子と前記第２の格子とが、前記モアレの周期Ｔが下式を満たす値となるように構成されたものであることを特徴とする請求項１１または１２記載の放射線位相画像撮影装置。
    ただし、Ｚ１は前記放射線源の焦点と前記第１の格子との距離、Ｚ２は前記第１の格子と前記第２の格子との距離、Ｌは前記放射線源の焦点と前記放射線画像検出器との距離、Ｐ２は前記第２の格子のピッチ、Ｐ１’は前記第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチ、Ｄｓｕｂは前記画素の前記所定方向のサイズ
  15. 前記マルチスリットのピッチＰ３が、下式を満たす値となるように構成されたものであることを特徴とする請求項１４記載の放射線位相画像撮影装置。
    ただし、Ｚ３は前記マルチスリットと前記第１の格子との距離、Ｚ２は前記第１の格子から前記第２の格子までの距離、Ｐ１’は前記第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチ
  16. 前記第１の格子が、９０°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子であり、
    前記第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチＰ１’が、下式を満たす値となるように構成されたものであることを特徴とする請求項１１から１５いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
    ただし、Ｐ１は前記第１の格子の格子ピッチ、Ｚ１は前記放射線源の焦点から前記第１の格子までの距離、Ｚ２は前記第１の格子から前記第２の格子までの距離
  17. 前記第１の格子が、１８０°の位相変調を与える位相変調型格子であり、
    前記第２の格子の位置における前記周期パターン像のピッチＰ１’が、下式を満たす値となるように構成されたものであることを特徴とする請求項１１から１５いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
    ただし、Ｐ１は前記第１の格子の格子ピッチ、Ｚ１は前記放射線源の焦点から前記第１の格子までの距離、Ｚ２は前記第１の格子から前記第２の格子までの距離
  18. 前記放射線画像検出器が、前記画像信号を読み出すためのスイッチ素子を備えた前記画素が２次元状に配列されたものであることを特徴とする請求項１から１７いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
  19. 線状の読取光を出射する線状読取光源を備え、
    前記放射線画像検出器が、前記線状読取光源が走査されることによって前記画像信号が読み出されるものであることを特徴とする請求項１から１７いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
  20. 前記位相画像生成部が、前記所定方向について互いに隣接する前記画素から読み出された画像信号を互いに異なる縞画像の画像信号として取得するものであることを特徴とする請求項１から１９記載の放射線位相画像撮影装置。
  21. 前記位相画像生成部が、前記所定方向について少なくとも２つの前記画素の間隔で配列された画素の群から読み出された画像信号を１つの縞画像の画像信号として取得するとともに、互いに異なる前記画素の群から読み出された画像信号を互いに異なる縞画像の画像信号として取得するものであることを特徴とする請求項１から２０いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
  22. 前記第２の格子が、前記第１の格子からタルボ干渉距離の位置に配置され、
    前記第１の格子のタルボ干渉効果によって形成される前記周期パターン像に強度変調を与えるものであることを特徴とする請求項１から２１いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
  23. 前記第１の格子が、前記放射線を投影像として通過させて前記周期パターン像を形成する吸収型格子であり、
    前記第２の格子が、前記第１の格子を通過した前記投影像としての前記周期パターン像に強度変調を与えるものであることを特徴とする請求項１から７、９から１６および１８から２１いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
  24. 前記第２の格子が、前記第１の格子から最小のタルボ干渉距離より短い距離に配置されていることを特徴とする請求項２３記載の放射線位相画像撮影装置。
  25. 前記所定方向に直交する方向の前記画素のサイズよりも前記所定方向の前記画素のサイズの方が小さいことを特徴とする請求項１から２４いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
  26. 前記放射線源と前記放射線画像検出器とが水平方向に対向配置され、被検体の立位撮影を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２５いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
  27. 前記放射線源と前記放射線画像検出器とが上下方向に対向配置され、被検体の臥位撮影を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２５いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
  28. 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、被検体の立位撮影および臥位撮影を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２５いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
  29. 被検体として乳房を撮影可能に構成されたマンモグラフィ装置であることを特徴とする請求項１から２５いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
  30. 前記放射線画像検出器に対して前記放射線が第１の方向から照射される第１の位置と前記第１の方向とは異なる第２の方向から照射される第２の位置とに前記放射線源を移動させる移動機構を備え、
    前記位相画像生成部が、前記第１および第２の位置についてそれぞれ前記放射線画像検出器により検出された画像信号に基づいて、それぞれ位相コントラスト画像を生成するものであり、
    前記第１の位置に対応する位相コントラスト画像と前記第２の位置に対応する位相コントラスト画像とに基づいてステレオ画像を構成するステレオ画像構成部を備えたものであることを特徴とする請求項１から２５いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
  31. 前記放射線源と前記放射線画像検出器とを被検体の周りを周回させる周回機構を備え、
    前記位相画像生成部が、該周回機構による各回転角度において前記放射線画像検出器によって検出された画像信号に基づいて、該回転角度毎の位相コントラスト画像を生成するものであり、
    該回転角度毎の位相コントラスト画像に基づいて３次元画像を構成する３次元画像構成部を備えたことを特徴とする請求項１から２５いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
  32. 前記第１および第２の格子の格子面の中心に直交する回転軸を中心として、前記第１および第２の格子を、該格子の延伸方向から９０°回転させる回転機構を備えたものであることを特徴とする請求項１から３１いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
  33. 前記第１および第２の格子が２次元格子の構造であることを特徴とする請求項１から３１いずれか１項記載の放射線位相画像撮影装置。
  34. 放射線源と、
    格子構造が周期的に配置され、前記放射線源から射出された放射線を通過させて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た第２の格子と、
    該第２の格子を通過した放射線を検出する画素が２次元状に配列された放射線画像検出器とを備えた放射線位相画像撮影装置であって、
    前記第１の格子と前記第２の格子とが、前記第１の格子によって形成される周期パターン像と前記第２の格子の重ね合せによってモアレを発生するものであり、
    前記放射線画像検出器によって検出された前記モアレの画像信号に基づいて、前記モアレの周期方向に対して平行または直交方向以外の交差方向となる所定方向について、所定の画素数の間隔を空けて配置された画素群から読み出された画像信号を１つの縞画像の画像信号として取得するとともに、前記所定方向について互いに異なる位置に配置された前記画素群の画像信号を取得することによって該各画素群に対応する縞画像の画像信号をそれぞれ取得し、該取得した複数の縞画像の画像信号に基づいて、位相コントラスト画像、小角散乱画像および吸収画像のうちの少なくとも１つを生成する画像生成部を備えたことを特徴とする放射線位相画像撮影装置。
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