JP6411364B2 - 医療用放射線格子ベースの微分位相コントラスト撮像 - Google Patents

Description

本出願は、一般に、デジタルＸ線撮像方法／システムに関し、より具体的には、格子ベースの微分位相コントラスト撮像技術を使用して対象物の複数の画像情報を取得するための方法および／またはシステム（例えば、医療用放射線撮像）に関する。

従来の医療用Ｘ線撮像装置は、撮像される対象物を貫通するＸ線の光電吸収による減衰に基づいている。しかしながら、ほとんど吸収しない血管、軟骨、肺、および乳房組織を含む軟組織について、これは骨の画像と比較して乏しいコントラストを提供する。軟組織におけるこの低コントラストの問題は、位相コントラスト撮像（ＰＣＩ）技術を用いて対処することができる。

ＰＣＩの原理は、屈折および回折特性を考慮する必要があるＸ線の波動性質に基づく。電磁波として、Ｘ線は、通常、その周波数、振幅、および位相によって特徴付けられる。電磁波が媒体を貫通すると、その振幅が減衰され、その位相がシフトされる。Ｘ線技術では、材料の屈折率ｎは、複素数で表現され得る。

虚部βは、振幅の減衰に寄与し、実部δは、位相シフトに関与する。δは、約１０^３〜１０^４倍βよりも大きいことが示されている。しかし、従来の医療用撮像において、βの情報のみが記録され、一方、δの情報は完全に失われる。近年、位相シフトを利用して、対象物についてより多くの情報を提供することが期待される画像を形成するための、いくつかのＰＣＩ技術が検討されている。加えて、分光撮像技術が実施された場合、診断能力は改善され得る。これまで、Ｘ線スペクトルの異なる平均エネルギーでＸ線取得を暗示する分光撮像（例えば、デュアルエネルギー技術）は、主に従来の吸収型の撮像に利用されてきた。

本出願の一態様は、医療用放射線撮像の技術を促進することである。

本出願の別の一態様は、関連技術における少なくとも前述および他の欠陥に全体的または部分的に対処することである。

少なくとも本明細書に記載の利点を全体的または部分的に提供することが、本出願の別の態様である。

本出願の別の態様は、デジタル放射線医療用撮像のための方法および／または装置の実施形態を提供することである。本出願の別の態様は、分光撮像を実施することができる位相コントラスト撮像の方法および／または装置の実施形態を提供するためのものである。本出願の別の態様は、単一平面または位置でエネルギー分解検出器を提供し、単一のＸ線露光で２つの異なる平均エネルギーについての画像を収集することができる方法および／または装置の実施形態を提供することである。本出願の別の態様は、広い視野（ＦＯＶ）（例えば、１００ｍｍ四方より大きい）の放射線医療用撮像のための離調マルチエネルギースロット走査位相コントラスト撮像のための方法および／または装置の実施形態を提供することである。

一実施形態による、本発明は、放射線撮像用のＸ線源と、格子源Ｇ０を含むビーム成形アセンブリと、位相格子Ｇ１および分析器格子Ｇ２を含むＸ線格子干渉計と、を含むことができる、デジタル放射線撮影（ＤＲ）位相コントラスト撮像（ＰＣＩ）システムを提供することができ、ビーム成形アセンブリ、Ｘ線格子干渉計、および検出器の位置の単一構成が、異なる相対ビームエネルギーで得られた少なくとも２つの画像を提供するように構成される。

一実施形態によれば、本発明は、放射線撮像用のＸ線生成器を提供することと、ビーム制限装置および線源格子Ｇ０を備えるビーム成形アセンブリを提供することと、位相格子Ｇ１および分析器格子Ｇ２を備えるＸ線格子干渉計を提供することと、位相格子Ｇ１から所定の距離で、位相格子Ｇ１によって生成された干渉パターンのピッチに対して分析器格子Ｇ２のピッチを相殺することと、前記Ｘ線格子干渉計およびエネルギー分解検出器を１回走査することにより、異なる相対ビームエネルギーで取得された少なくとも２つの画像を生成することであって、ビーム成形アセンブリ、Ｘ線格子干渉計、および検出器の位置の配置が走査中に変化しない、生成することと、を含むことが可能な方法を提供することができる。

これらの目的は、説明のための例として与えられたもので、このような目的は、本発明の１つ以上の実施形態の例示である場合がある。開示された発明によって本質的に達成される他の望ましい目的および利点が当業者に生じるか、または明らかになる場合がある。本発明は、添付の特許請求の範囲によって定義される。

本発明の前述のならびに他の目的、特徴、および利点は、付属の図面において図示されるように、以下の本発明の実施形態のより具体的な説明から明らかになるであろう。図面の要素は、互いに対して必ずしも縮尺通りではない。
本出願による、走査スロット位相コントラストデジタルマンモグラフィ撮像システムの例示的な実施形態の側面図を示す図である。 図１に示すスロット走査格子ベースの位相コントラストデジタルマンモグラフィ撮像システムの実施形態の機能ブロック図を示す図である。 本出願による、スロット走査格子ベースの位相コントラストデジタルマンモグラフィ撮像システムの例示的な実施形態を示す図である。 本出願による、スロット走査格子ベースの位相コントラストデジタルマンモグラフィ撮像システムの別の例示的な実施形態を示す図である。 本出願による、（例えば、２つ以上の小さな格子を共に当接することにより形成される）細長い格子の一実施形態を示す図である。 例示的な三格子位相コントラスト撮像システムの概略を示す図である。 別の例示的な三格子位相コントラスト撮像システムの概略を示す図である。 格子のうちの１つ（例えば、Ｇ２）がＸ_ｇおよび対応するフーリエ級数係数に沿って走査されるときの１つの検出器画素（ｉ，ｊ）の強度変化を示す図である。 本出願による、スロット走査格子ベースの位相コントラストデジタルマンモグラフィ撮像システムを操作するための方法の実施形態を示すフローチャートである。 本出願による、スロット走査格子ベースの位相コントラストデジタルマンモグラフィ撮像システムを操作するための別の方法の実施形態を示すフローチャートである。 本出願による、別のスロット走査格子ベースの位相ＰＣＩシステムの実施形態の概略側面、正面、および斜視図を示す図である。 本出願による、別のスロット走査格子ベースの位相ＰＣＩシステムの実施形態の概略側面、正面、および斜視図を示す図である。 本出願による、別のスロット走査格子ベースの位相ＰＣＩシステムの実施形態の概略側面、正面、および斜視図を示す図である。 同調位相コントラストデジタル撮像システムの例示的な実施形態、および離調された位相コントラストデジタル撮像システムの例示的な実施形態の概略を示す図である。 位相コントラスト撮像システムの実施形態の同調および離調構成の検出器平面において測定されたオープンフィールド画像の例を示す図である。 異なるアルファの傾きについてプロットされたいくつかのＭＴＦを示す図である。 ＭＴＦの傾きαの関数としてのコントラストの低下と、５０％のＭＴＦの低下における空間周波数ｆ０と、Δｆを離調するシステムの程度との割合を示す図である。 位相コントラスト撮像システムの実施形態のための対象物に対するまたはその逆の干渉計の例示的な動作を示す図である。 本出願の実施形態による、検出器平面内で測定された１周期縞パターン上に対象物の個々のスライスを投影する例示的な対象物走査概略を示す図である。 本出願の実施形態による、三角形、円形、正方形など、走査対象物の個々のスライスの強度曲線を取得する画像形成機構の概略を示す図である。 それぞれ、様々な例示的な材料について単位長さ当たりの線形減衰および位相シフトを示す図である。 それぞれ、様々な例示的な材料について単位長さ当たりの線形減衰および位相シフトを示す図である。 ２つの例示的な材料間の吸収（左軸）および位相（右軸）コントラストを示す図である。 圧縮された乳房の異なる厚さについて腺組織と脂肪組織との間の信号対ノイズ比を示す図である。 本出願による、低吸収ホルダ上に配置された同一のピッチＰ１および異なる高さを有する３つの格子Ｇ１の実施例を示す図である。 本出願による、低吸収ホルダ上に配置された同一のピッチＰ１および異なる高さを有する３つの格子Ｇ１の実施例を示す図である。 本出願による、分析器格子Ｇ２および検出器Ｄの前方に配設された位相格子Ｇ１の配列の概略を示す図である。 Ｘ線源の異なる平均エネルギーを撮像する能力を有する調整可能なＤＲ ＰＣＩシステムの実施形態を示す機能ブロック図である。 本出願による、スロット走査格子ベースの位相コントラストデジタルマンモグラフィ撮像システムを操作するための方法の実施形態を示すフローチャートである。 本出願による、エネルギー分解検出器を使用するさらに別の格子ベースのＰＣＩシステムの実施形態を示す図である。 それぞれ、平面単一エネルギー波と平面多重エネルギー波についてタルボット量子カーペットを示す図である。 それぞれ、平面単一エネルギー波と平面多重エネルギー波についてタルボット量子カーペットを示す図である。 それぞれ、単一および多重エネルギーＸ線ビームについて各ｚ位置で期待される周期パターンと現在の干渉パターンとの間の相関を示す図である。 第１および第２のエネルギービン用の平面多重エネルギー波についてタルボット量子カーペットを示す図である。 （左）エネルギービン１および２について期待される干渉パターンと現在の干渉パターンとの間の相関、（右）ほぼ等しい計数を有する２つのエネルギービン上の単一ｋＶｐスペクトル分割を示す図である。 本出願の実施形態による、等しい１次タルボット距離を取得するために修正された第１および第２のエネルギービン用の平面多重エネルギー波についてタルボット量子カーペットを示す図である。 本出願の実施形態による、２つのエネルギービンに分割された複数のフィルタを有する単一ｋＶｐのＸ線スペクトルを示す図である。 本出願の実施形態による、単一ｋＶｐスペクトルのための２つのエネルギービンについて、期待される干渉パターンと現在の干渉パターンとの間の相関を示す図である。 本出願の実施形態による、２つのＸ線露光について例示的なスペクトルを示す図である。 本出願の実施形態による、それぞれ、Ｇ１格子構造に起因する位相シフト（右軸）、および位相シフトに起因する位相コントラスト（左軸）を有する、正規化されたＸ線スペクトルの重畳グラフを示す図である。 本出願の実施形態による、それぞれ、Ｇ１格子構造に起因する位相シフト（右軸）、および位相シフトに起因する位相コントラスト（左軸）を有する、正規化されたＸ線スペクトルの重畳グラフを示す図である。 単一２ピークのＸ線スペクトル（左軸）と、エネルギー分解検出器の場合についての位相コントラスト（右軸）との重畳グラフを示す図である。第１のエネルギービンと第２のエネルギービンとの間のエネルギー閾値が破線で示され、一方、各ビンの平均エネルギーが点破線で示されている。

以下は、本出願による例示的な実施形態の詳細な説明であり、図面について参照がなされ、同一の参照番号は、いくつかの図の各々における構造の同じ要素を特定する。

臨床撮像に有用であるために、位相コントラスト撮像システムは、以下を含むさまざまな要件を満たす必要がある：（ｉ）標準広帯域Ｘ線源の使用、（ｉｉ）数センチメートルの広い視野（ＦＯＶ）（例えば、典型的なマンモグラフィシステムで２４ｃｍ×３０ｃｍ）、（ｉｉｉ）現在の放射線撮像システムに匹敵する合理的なコンパクト設計（例えば、線源−検出器の距離は、典型的なマンモグラフィシステムについて約６５ｃｍである）、および／または（ｉｖ）合理的な露光時間および線量（例えば、典型的なマンモグラフィシステムのための平均露光は、約５ｍＲである）。

１．システム構成

図１は、本出願による、スロット走査位相コントラスト撮像システムの例示的な実施形態を示す図である。図１に示されるように、斜視図のスロット走査位相コントラストのデジタル撮像システム１００を、マンモグラフィのために使用することができる。システム１００は、マンモグラフィ撮像用の従来のＸ線管１１０、フィルタまたは調整可能なモノクロメータＢ、コリメータＣ、および線源格子Ｇ０を備えるビーム成形アセンブリ１２０、位相格子Ｇ１および分析器格子Ｇ２を備えるＸ線格子干渉計１３０、ならびにＸ線検出器１４０を含むことができる。フィルタまたは調整可能なモノクロメータＢは、コリメータＣの後に位置付けることができる。３つの格子（例えば、Ｇ０、Ｇ１、およびＧ２）は、平面とこれらの格子の格子バーが互いに平行になるように整列することができる。対象物１５０（例えば、乳房）は、支持板１５２によって支持することができ、移動および（例えば、垂直に）調整することができる圧縮パドル１５４によって圧縮される。

図２は、スロット走査位相コントラスト撮像システムの例示的な実施形態を示す機能ブロック図である。図２は、マンモグラフィのために使用される撮像システム１００の機能ブロック図を示す。

図１に示されるように、Ｘ線管１１０、ビーム成形アセンブリ１２０、格子干渉計１３０、および検出器１４０は、放射線源へ所定の三次元関係で移動することができる。例えば、Ｘ線管１１０、ビーム成形アセンブリ１２０、格子干渉計１３０、および検出器１４０は、スイングアーム１６０に取り付けることができる。スイングアーム１６０は、Ｘ線管１１０の焦点スポットと同軸である軸の周りを枢動することができる。Ｘ線管１１０を、対象物領域を照らすための水平アームの延長に対して角度を付けて載置することができる。Ｘ線ビームを、コリメータＣによって、干渉計１３０（例えば、格子）および検出器１４０の活性領域（例えば、長さ約２４ｃｍで幅１ｃｍ）を覆う狭い扇形にコリメートすることができる。検出器１４０の端部が対象物の走査中、終始コリメータＣと完全に整列されていないことに起因する検出器動作アーチファクトを低減するために、Ｘ線管ビーム１１０の入口ビームを、検出器１４０および／干渉計１３０よりも僅かに広くすることができる。

２．システム構成要素

図３は、本出願による、スロット走査位相コントラストデジタルマンモグラフィ撮像システムの構成要素の例示的な実施形態の断面図を示す図である。図４は、本出願による、スロット走査位相コントラストデジタルマンモグラフィ撮像システムの構成要素の別の例示的な実施形態の断面図を示す図である。図３の撮像システムと図４に示される撮像システムとの１つの違いは、図４の格子（例えば、３つの格子Ｇ０、Ｇ１、およびＧ２）の格子バーの向きが、図３ではスイングアーム１６０の走査方向に対して垂直である代わりに、スイングアーム１６０の走査方向に平行である（例えば、Ｘ線ファンビーム）。

（ａ）Ｘ線源

図１に示されるように、Ｘ線源１１０は、従来のＸ線源とすることができる。例えば、Ｘ線源１１０は、マンモグラフィ撮像のための多色Ｘ線管であり得る。この例では、Ｘ線源１１０は、タングステン（Ｗ）、モリブデン（Ｍｏ）、ロジウム（Ｒｈ）、または重元素材料の合金で作られた回転陽極を有することができる。焦点スポットの面積は、０．０１ｍｍ^２〜１．０ｍｍ^２とすることができる。

（ｂ）フィルタおよびモノクロメータ

Ｘ線管１１０に関連付けられた固有フィルタのほかに、（例えば、フィルタＢによる）追加のフィルタを、任意選択的に、ほとんどが患者によって吸収され、検査中に受容する放射線用量に寄与する不要な軟Ｘ線、および／または画像の品質を低減る可能性がある硬Ｘ線を低減または排除するために、Ｘ線ビームを狭帯域幅のビームにスペクトル的に成形するために使用することができる。例示的で典型的なフィルタ材料は、アルミニウム（Ａｌ）、モリブデン（Ｍｏ）、ロジウム（Ｒｈ）、銀（Ａｇ）、および他の金属である。

代替的に、フィルタＢは、１〜３ｋｅＶの帯域幅で選択可能なエネルギーを中心とする狭いスペクトルを有する単色Ｘ線を生成するために、発散多色Ｘ線源と共に使用することができる調製可能な単色Ｘ線フィルタとすることができる。

（ｃ）格子

図１に示されるように、撮像システム１００は、３つの格子を含むことができる。一実施形態では、線源格子Ｇ０は吸収棒金を有することができ、位相格子Ｇ１はシリコンから作製することができ、分析器格子Ｇ２は吸収棒金製とすることができる。しかしながら、他の材料を、当業者に既知のように使用することができる。線源格子Ｇ０を、Ｘ線源１１０に近接して置くことができる。第２格子Ｇ１および第３格子Ｇ２は、例えば、機械的に共に結合することによって、電気機械的に結合することによって、または堅固に共に結合することによって、互いの間に一定の距離を有することができる。同様に、線源格子Ｇ０および干渉計１３０を、その間に可変だが既知の距離を有するように結合することができる。

線源格子Ｇ０は、各々が干渉コントラストのための十分な空間干渉性を提供することができる個々の線源の配列を生成することができるため、線源格子Ｇ０は、Ｘ線源１１０として大きな非干渉性のＸ線源の使用を可能にすることができる。線源格子Ｇ０生成線源によって生成された画像を、強度の増加（例えば、制御可能な干渉）をもたらす検出器１４０において検出器平面内で一致するように重畳することができる。

位相格子Ｇ１は、ビーム分割器として操作し、入射ビームを±１次回折に本質的に分離することができる。これら２つの±１回折ビームは干渉し、タルボット自己撮像効果を通して第２の格子Ｇ２の平面における周期的干渉パターンを形成することができる。対象物がＸ線ビームの経路内に挿入されると、縞パターンの位置が変化することになる。ミクロン範囲の縞の位置の変化は、通常の検出器を用いて判定されないので、位相ステッピング技法によって、第２の格子Ｇ２の直後に位置する検出器１４０上の強度変調への縞位置の変換を可能にするために、分析器の第２の格子Ｇ２を、位相第１のゲートＧ１から特定のタルボット距離に置くことができる。

線源格子Ｇ０はＸ線源１１０およびコリメータＣに近接して配置されるので、Ｘ線の扇形に対する角度が小さいために、線源格子Ｇ０のサイズを、小さく（例えば、約１ｃｍ×０．５ｃｍ）することができる。例示的な用途（例えば、マンモグラフィ）において、ＦＯＶは、２４ｃｍ×３０ｃｍとすることができる。対象物が格子Ｇ１およびＧ２によって形成された干渉計に近接して位置するため、これらの格子のサイズは、ＦＯＶと一致するべきである。標準的なフォトリソグラフィ技術のための技術水準を考えると、高いまたは十分な収率および許容可能な均一性を有するこのような大面積格子Ｇ１、Ｇ２（例えば、２４ｃｍ×３０ｃｍ）の反復可能な製造は簡単ではない。この製造上の問題に対処するために、標準的な６または８インチのシリコンウエハを、８ｃｍ×８ｃｍの正方形内に複数の小さな格子（例えば、それぞれ８ｃｍ×１ｃｍの面積）を製造するために使用することができる。３つの小さな格子が当接することにより、細長い格子（例えば、２４ｃｍ×１ｃｍ）を、許容可能な均一性で繰り返し取得することができる。

図５は、本出願による、（例えば、２つ以上の小さな格子が当接することにより形成される）細長い格子の一実施形態を示す図である。図５に示されるように、Ｇ１格子およびＧ２格子の一実施形態を、標準的なシリコンウエハを使用して形成することができる。一実施形態において、標準的な８インチのウエハを使用して、細長い格子Ｇ１およびＧ２を提供することができる。

図６Ａは、例示的な三格子位相コントラスト撮像システム（例えば、干渉計）の概略を示す図である。図６に示されるように、３つの格子、すなわち、吸収棒金を有する線源格子Ｇ０、シリコンで作られた位相格子（またはビーム分割器）Ｇ１、および吸収棒金を有する分析器格子Ｇ２が使用される。格子は標準的なフォトリソグラフィ技術を用いてシリコンウエハから作られ、続いて電解めっきを用いて金で溝を埋める（Ｇ０およびＧ２）。干渉計は、Ｇ１およびＧ２によって形成される。これら３つの格子の平面および格子バーは、互いに平行である。

それが、それぞれ干渉コントラストのための十分な空間干渉性を提供する個々の線源の配列を生成するため、線源格子Ｇ０は、大きな非干渉性Ｘ線源の使用を可能にする。各線源によって生成された画像は、強度の増加をもたらすように検出器平面内で一致するように重畳される。位相格子Ｇ１はビーム分割器として作用し、干渉して光軸（ｚ）に垂直な平面において周期的な縞パターンを形成する２つの１次回折に入射ビームを本質的に分離する。タルボット効果に基づいて、位相格子Ｇ１の自己撮像と呼ばれる周期的な縞パターンは、Ｇ１の背後の第１のタルボット距離ｄ_１でその最高のコントラストを有する。Ｇ１の格子バーを通過するＸ線によって受ける位相シフトがπであると仮定すると、第１のタルボット距離は、次式で与えられる。
式中、ｐ_１はＧ１の周期であり、λは平面波のＸ線の波長である。縞パターンの周期（ｐ_２）は、Ｇ１からｄ_１の距離に配置された分析器格子Ｇ２の平面において、Ｇ１の周期の約半分である。分析器格子Ｇ２は、縞パターン（Ｐ_２）とほぼ同じ周期を有する。

対象物が光路中に配置されたとき、入射Ｘ線の波面を、対象物によって局所的に歪曲する可能性がある。波面が歪曲されている場合、位相格子Ｇ１により形成される縞は、その非摂動の位置から変位される。縞変位は、位相格子Ｇ１から距離ｄ_１で配置された分析器格子Ｇ２によって強度変動に変換される。これは、縞の間隔よりもはるかに大きな画素を有する分析器格子Ｇ２の直後に配置されたＸ線検出器の使用を可能にする。位相ステッピング法を使用して、格子の１周期にわたって格子のうちの１つの横位置ｘ_ｇ（本明細書では、分析器格子Ｇ２）を走査することが、各画素に記録された信号を図７に示すようにｘ_ｇの関数として振動させる。図７は、格子の１つ（例えば、Ｇ２）が、ｘ_ｇならびに対応するフーリエ級数係数ａ、ｂおよびΦに沿って走査されるときの、１つの検出器画素（ｉ，ｊ）の強度変化を示す図である。各画素における振動の位相Φは、波面位相勾配の尺度であり、一方、格子走査上の各画素における平均検出器信号αは、従来の吸収画像に相当する。物体の総位相シフトは、したがって、ｘ方向に沿った単一の一次元積分によって取得することができる。

図６Ｂは、別の例示的な三格子位相コントラスト撮像システムの概略を示す図である。図６Ｂに示されるように、三格子ＰＣＩシステムは、静止格子Ｇ０、Ｇ１、およびＧ２、を含むことができ、撮像の対象物を、静止Ｇ０、Ｇ１、およびＧ２格子に対して（例えば、それらを超えて）移動することができる。図６Ｂにおいて、Ｆは任意選択的な追加のフィルターであり、Ｃは任意選択的なコリメータまたはビーム成形装置である。

（ｄ）検出器

検出器１４０としては、間接または直接フラットパネルＸ線検出器を使用することができる。間接的なフラットパネル検出器は、ＣｓＩ、Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ、またはフォトダイオード（例えば、アモルファスシリコンフォトダイオード）の配列、およびスイッチ（例えば、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）スイッチ）に結合された他のシンチレーション燐から作られたシンチレータ層を含むことができる。シンチレータ層の厚さは、８０uｍ〜６００uｍとすることができる。検出器の画素ピッチは、２０uｍ〜２００uｍの範囲である。一方、直接検出器は、Ｘ線の検出において電荷を生成するために、アモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）またはＰｂＩ_２などの光伝導体を含むことができる。画像情報が中間段階なしにＸ線から電荷に直接伝達されるため、電磁放射線検出処理が直接考慮される。

フラットパネル検出器の代替として、電荷結合デバイス（ＣＣＤ）ベースのＸ線検出器を、検出器１４０として使用することができる。例えば、ＣＣＤベースのＸ線検出器は、シンチレーション画面を含むことができる。

スロット走査システムとしては、時間遅延積分（ＴＤＩ）モードで動作するタイリングされたＣＣＤ検出器配列は、各走査中に連続走査動作およびＸ線露光を可能にすることが好ましい。検出器配列は、２つ以上のＣＣＤデバイスを一緒にタイリングすることにより形成することができ、シンチレータ層および光ファイバプレート（ＦＯＰ）に結合することができる。ＦＯＰは、放射線損傷からＣＣＤ配列を保護するために使用される。

画素幅に匹敵するビーム幅を有するスロット走査システムは、非常に高い管出力を必要とする。ＣＣＤのＴＤＩ動作モードは、かなり広いビームが使用されることを可能にすることができる。検出されたＸ線は、最初に、シンチレータ層を介して光の光子に変換される。光の光子は、その後、Ｘ線吸収の際のシンチレータからの発光に応答してＣＣＤ内で電子を生成するＦＯＰを通してＣＣＤに伝達される。走査動作と（例えば、同じ速度で）同期しているが走査動作の反対方向に、画素から画素へＣＣＤ幅（例えば、カラム）にわたって電子電荷を移動させることによって、ＴＤＩモードは、画素解像度を維持しつつ、ＣＣＤ幅にわたってＸ線積分を可能にすることができる。電荷がＣＣＤの最後の行に達すると、蓄積された電荷が読み出され、デジタル化される。例えば、検出器配列は、それぞれ６ｃｍ×１ｃｍのサイズを有し、細長い検出器（例えば、２４ｃｍ×１ｃｍ）を形成するために、それらの幅狭寸法に沿って当接される４つのＣＣＤを含むことができる。ここでも、典型的な画素サイズは、２０uｍ〜２００uｍである。

フラットパネル検出器の別の代替として、アバランシェ増幅プロセスを用いる線形光子を数えるガス検出器もまた、検出器１４０として使用することができる。光子計数法におけるガス検出器の使用のほかに、結晶Ｓｉ、ＣｄＴｅ、およびＣｄＺｎＴｅもまた、直接変換光子計数検出器で使用することができる。

この例示的な単一光子計数検出技術は、真のＸ線光子の相互作用から検出器１４０のノイズを識別することができる。事前定義された閾値を超える信号を計数することにより、単一のＸ線光子の電子ノイズを含まない効率的な計数が達成される。このタイプの検出器が本出願の実施形態によるスロット走査システムで使用されるとき、積分検出器（直接的および間接的なフラットパネル検出器およびＣＣＤデバイスなど）と比較して、患者の線量および散乱放射線の大幅な減少、ならびに／またはコントラストおよび空間解像度の点で画質の大幅な向上を得ることができる。

３．システムおよび格子パラメータの選択

例示的な実施形態での格子パラメータおよび幾何学的なシステムパラメータの選択は、Ｘ線源の選択、格子製造プロセスの制限、システムサイズの実用性、システムのパフォーマンス要件、物理法則の形態によって制限される可能性がある。要約すると、球状のＸ線波について、システムパラメータおよび格子パラメータは、以下の等式を満たすはずである。

１．空間干渉性の要件

２．格子の周期

３．位相格子の要件

シリコン位相格子Ｇ１の構造の高さは、格子バーを通過するＸ線が所定の位相シフトまたは（例として）πの位相シフト（±１次回折へのビームの分割をもたらす）を経るようなものである必要がある。

また、格子Ｇ０およびＧ２の構造の高さは、選択されたまたは最適なシステム性能のために、Ｘ線の十分な吸収を提供するのに十分大きく（例えば、＞７５％）あるべきである。

４．タルボット自己撮像の条件

等式（３）〜（７）に示されるパラメータは、以下の通りである。
ｌ_ｃ＝干渉性長
λ＝平均Ｘ線放射線波長
Ｌ＝Ｇ０とＧ１との間の距離
ｓ＝Ｇ０のスリット幅
ｎ＝整数（タルボット順）
ｄ_ｎ＝Ｇ１とＧ２との間のタルボット距離
ｐ_０＝Ｇ０の周期
ｐ_１＝Ｇ１の周期
ｐ_２＝Ｇ２の周期
ｈ_０＝Ｇ０の構造の高さ
ｈ_１＝Ｇ１の構造の高さ
ｈ_２＝Ｇ２の構造の高さ
δ_Ｓｉ＝シリコンの屈折率減少

格子製造のシステム要件と制限とに基づいてｎ、ｐ_２、λ、およびＬを最初に選択することによって、次いで、他のパラメータ、すなわち、ｓ、ｐ_０、ｐ_１、ｈ_１、ｈ_２、ｈ_３、およびｄ_ｎを決定することができる。一例として、表１に、例示的なシステムの設計パラメータ、およびスロット走査位相コントラストデジタルマンモグラフィシステムの実施形態のための格子パラメータを一覧表示する。

４．例示的なシステム操作

図８は、スロット走査位相コントラストデジタル撮像システムを操作するための方法の一実施形態を示すフローチャートである。図８の例示的な方法の実施形態は、図１および図３に示されるシステムの実施形態を用いて説明され、それによって実装することができる。しかしながら、この方法は、そのように限定されることを意図するものではない。

図８に示されるように、処理開始後、検出器は、露光の準備のために初期化され、分析器格子Ｇ２は、所定の位置またはホーム位置（操作ブロック８１０）に移動される。次に、マンモグラフィ医療用画像のため、（例えば、画質を向上させるために）乳房を圧縮することができる（動作ブロック８２０）。スイングアーム１６０は、初期またはホーム位置に設定される（操作ブロック８３０）。したがって、ブロック８３０は、Ｘ線管１１０、ビーム成形アセンブリ１２０、Ｘ線格子干渉計１３０、およびスイングアーム１６０に堅固に載置され得るＸ線検出器１４０を位置付けることができる。図３に示すように、スイングアーム１６０が対象物（例えば、約３０ｃｍ）の幅にわたって振り子のように弓形に回転するとき、Ｘ線ビームを対象物にわたって走査することができる。Ｘ線ビームが対象物にわたる完全走査を完了すると、検出器１４０によって記録された画像データを読み出し、コンピュータの記憶ユニットに記憶することができる（例えば、スロット走査位相コントラストデジタル撮像システムにおいて、またはプロセッサ、ディスプレイ、およびメモリを有する、無線接続された制御コンソールにおいて）。一実施形態において、検出器は、細長いＣＣＤベースの検出器であり、信号検出のための時間遅延積分（ＴＤＩ）モードで操作することができる。次いで、操作ブロック８５０で、画像シリーズが完全（例えば、Ｎ個の画像が取り込まれている）かどうか判定される。ブロック８５０における判定が否定であるとき、一例として、位相ステッピング技術を用いて、分析器格子Ｇ２（例えば、ピエゾ水平移動ステージ上に載置された）は、次いで、Ｘ線ビームの次の走査が開始される（動作ブロック８６０）前に、所定の距離（ステップ）だけ横方向に移動され、このプロセスが、ブロック８３０に戻り、ブロック８３０では、スイングアーム１６０が、画像シリーズにおける次の走査のために準備ができるように、最初の事前走査位置またはホーム位置に戻る（または、回転方向において反転する）。

ブロック８５０での判定が肯定的であるとき、走査およびステッピングのサイクルの所定の数Ｎ（例えば、典型的には５〜８）は完了しているので、画像データセットを抽出し、処理し、モニタに表示することができる（操作ブロック８７０、８８０、８９０）。例えば、同じ画像データセットを、本明細書に記載のように、吸収コントラスト、微分位相コントラスト、位相シフトコントラスト、暗視野画像を含む対象物の多重画像を構築するために、コンピュータの画像処理ユニットにより処理することができる。

これらの吸収コントラスト、微分位相コントラスト、位相シフトコントラスト、暗視野画像は、互いに相補的であり、対象物内の微妙な細部を視覚化するために必要な特異性を提供することができる。

図８の方法の実施形態で説明された位相ステッピングを実施する代替の方法がある。例示的な代替の位相ステッピングの実施は、（ｉ）Ｇ１の光軸および格子バーの両方に垂直な方向に（Ｇ２の代わりに）格子Ｇ１を移動すること（ｉｉ）ある角度で格子バーの方向に沿って軸を中心としてＧ１およびＧ２を共に回転すること（例えば、２つの格子は、互いに対して整列位置に保持されるか、または機械的に共に固定される）、または（ｉｉｉ）光軸および格子の格子バーの両方に対して垂直な方向にＸ線源を移動することを含むが、これらに限定されない。これらの例示的な代替の位相ステッピングの実施は、図３に示される例示的なスイングアーム１６０の構成において実施することができる。

図９は、スロット走査位相コントラストデジタル撮像システムを操作するための方法の一実施形態を示すフローチャートである。図９の例示的な方法の実施形態は、図１および図３〜図４に示されるシステムの実施形態を用いて説明され、それらによって実施することができるが、しかしながら、本方法は、そのように限定されることを意図しない。

図９は、スイングアームを段階的な動作で対象物にわたって走査することができるシステム操作の別の「ステップ・ディザ・ステップ」モードを示す。各ステップの距離は、検出器の幅程度とすることができる。スイングアームの各位置において、前述の位相ステッピング技術（例えば、ｐ_２／Ｎだけ分析器格子Ｇ２を移動する）を用いて、一連のＸ線露光／画像取り込み操作を実施することができる（例えば、Ｎ枚の画像を取り込む）。次いで、スイングアームが次のステップの位置に移動し、別の一連のＸ線露光／画像取り込み操作が、スルースイングアームのステップをすべての対象物の走査を完了するまで通して実施される。次いで、原画像データセットが、抽出され、処理され、モニタに表示される。代替的に、全体の対象物を通してスイングアームステップが進むと、原画像データのサブセットを各「ステップ」の最後に抽出し、取り込まれた原画像を、処理し、同時にまたは最後のステップの完了時にモニタ上に表示することができる。

図９に示されるように、処理開始後、検出器は、露光の準備のために初期化され、分析器格子Ｇ２は、所定の位置またはホーム位置（操作ブロック９１０）に移動される。次いで、対象物を位置付けることができるか、またはマンモグラフィ医療用画像のために、乳房を（例えば、画質を改善するために）圧縮することができる（操作ブロック９２０）。スイングアーム１６０は、初期またはホーム位置に設定される（操作ブロック９３０）。

次いで、スイングアーム１６０は、現在のステップ位置に進み（操作ブロック９３３）、Ｘ線ビームが、対象物の一部の画像を露出させ、取り込むために照射される（動作ブロック９４０）。次いで、画像シリーズが操作ブロック９４５において、そのステップを完了した（例えば、Ｎ枚の画像が取り込まれた）かどうかが判定される。ブロック９４５における判定が否定である場合、一例として、位相ステッピング技術を用いて、（例えば、ピエゾ平行移動ステージに載置された）分析器格子Ｇ２が、所定の距離（例えば、２ｍｍ／８＝２５０ｎｍなどのｐ_２／Ｎ）だけ横方向に移動され、プロセスは、Ｘ線ビームが、対象物の一部の画像を露出し、取り込むために照射されるブロック９４０に戻る。

ブロック９４５での判定が肯定である場合、ステッピングおよび走査の所定のサイクルの数Ｎ（例えば、典型的には５〜８）が完了しているため、画像データセットを記憶することができ、対象物全体の走査が完了したかどうかを操作ブロック９５５で判定することができる。ブロック９５５の判定が否定である場合、スイングアーム１６０は、次の位置（動作ブロック９３３）に進み、操作ブロック９４０、９４５、および９５０を繰り返すことができる。ブロック９５５での判定が肯定である場合、対象物全体が走査されているため、画像データセットを、抽出し、処理し、モニタ上に表示することができる（操作ブロック９６０、９６５、９７０）。例えば、同じの画像データセットを、本明細書に記載のように、吸収コントラスト、微分位相コントラスト、位相シフトコントラスト、および暗視野画像を含む対象物の複数の画像を構築するために、コンピュータの画像処理ユニットにより処理することができる。

５．画像形成および画像取得

適所に対象物がない状態で、Ｘ線ビームは、位相格子Ｇ１および形態干渉縞を通過する。ビーム経路内に対象物がある状態で、入射Ｘ線の波面は、Ｘ線ビームの角度偏差を引き起こす対象物によって局所的に歪曲される。

波面が歪曲している場合、これらの縞は、次式によってその非摂動の位置から変位される。

縞変位は、位相格子Ｇ１から距離ｄ_ｎに配置された分析器格子Ｇ２によって強度値に変換される。縞の間隔よりもはるかに大きな画素を有する２次元の検出器を、信号を記録するために使用することができる。格子のうちの１つ（例えば、分析器格子Ｇ２）の横位置ｘ_ｇの走査は、各画素における記録された信号をｘ_ｇの関数として振動させる。各画素（ｉ，ｊ）について、信号の振動曲線は、フーリエ級数で表すことができる。

等式（１０）および等式（１１）から、対象物の以下の画像を取得することができる。透過画像は次式で与えられる。

微分位相コントラスト画像は次式で与えられる。

また、対象物の位相シフト画像は、格子バーに対して垂直な画素方向に沿って単純な一次元の積分によって取得することができ、例えば、次式のようになる。

さらに、暗視野像は、対象物によって散乱される高角度回折強度から形成される。対象物の散乱力に関する情報は、第１のフーリエ振幅係数、Ｉｓ（ｉ，ｊ，ｘ_ｇ）のｂｓ（ｉ，ｊ）に含まれる。したがって、暗視野像を次式によって取得することができる。

対象物のこれらの４つの異なる画像を、同じデータセットから導出することができ、対象物の微妙な細部の可視化を可能にする対象物の複数の情報を提供するために、お互いに相補的とすることができる。

本明細書に記載のように、位相コントラストデジタル撮像システムおよび／またはその使用方法の実施形態は、本出願による様々な利点を提供することができる。スロット走査格子ベースの微分位相コントラストシステムおよび／または方法の実施形態は、マンモグラフィおよび整形外科関節のために特に有用である可能性がある、低い吸収組織のコントラスト（例えば、健康な組織と疾患組織との間のコントラスト）を大幅に向上させることができる。スロット走査格子ベースの微分位相コントラストシステムおよび／または方法の実施形態は、大面積の画像を生成するために小さな格子および検出器の使用を可能にすることができる。実施形態は、グリッドを使用することなく、モーションブラーの低減、散乱放射線、および患者の投与量を提供することができる。

スロット走査格子ベースの微分位相コントラストシステムおよび／または方法の実施形態は、よりコンパクトなシステムの設計を可能にし、位相格子のシャドーイング効果および／または画像の縁領域で発生した分析器格子の走査効果を低減または排除するために、線源焦点を環状に囲んだ湾曲した格子および検出器を使用することができる。

スロット走査位相コントラストデジタル撮像システムおよび／またはその使用方法についてのある特定の例示的な実施形態（例えば、図８および図９を参照されたい）は、格子のうちの１つ、位相格子Ｇ１または分析器格子Ｇ２のいずれかを、別のもの対して進めることができ、得るステップ・ディザ・ステップ手法を採用することができる。例えば、分析器格子Ｇ２を移動させるとき、Ｎは、格子Ｇ２の周期をカバーするのに必要な（例えば、ピエゾ平行移動ステージを用いた）ステップ数であり、格子Ｇ２の横方向のサイズは、ｌ_Ｇ２であり、横方向サイズＳを有する対象物の走査は、Ｘ線露光のＳ／ｌ_Ｇ２Ｎを使用するか、またはそれを必要とする可能性がある。次いで、例示的なＳ＝２０ｃｍの乳房および、スイングアームの各位置（またはスライス）での１ｃｍ幅の格子Ｇ２のための８つの位相ステップに対して、対象物全体を走査するために、２０／１・８＝１６０Ｘ線露光が使用される。Ｓ／ｌ_Ｇ２・Ｎは、完全走査のために必要な、十分なまたは最小限の数と考えることができることに留意されたい。対象物全体の画像にスライスを適切にステッチするために、スライス間のわずかな重複を必要とする可能性がある。

図８および図９に記載の両方の例示的な走査の実施形態は、対象物の１つのスライスが走査された後、スイングアームまたは分析器格子Ｇ２のいずれかが、初期（例えば、ホーム）位置に戻るようにする。これらのデバイス（例えば、平行移動ピエゾドライバ）の正確な位置付けは、ｎｍの尺度にまで達することができるが、対象物全体の走査が完了した後、複数の前後のタイプの動作が、有意な空間エラーにまで累積する可能性がある。空間エラーを低減または回避するために、分析器格子の最小限のステッピングを伴うか、またはステッピングを伴わないスイングアームの連続的な動作が好ましい。格子Ｇ１およびＧ２の相対位置が変更されず（例えば、ステッピングを伴わず）、かつ／またはスイングアームが対象物にわたって連続的に移動する（これは走査時間を短縮することができる）ときにもそれは好ましい。

固定格子Ｇ１およびＧ２とのスイングアームの連続的な動作を実装するために、位相コントラスト撮像システムの例示的な実施形態は、離調される必要がある。例示的な一実施形態において、離調位相コントラスト撮像システムは、分析器格子Ｇ２のピッチｐ_２が、位相格子Ｇ１の後方にタルボット距離で、干渉パターンｐ_ｉｎｔの周期と等しくならないように意図的に制御または製造される撮像システムであると理解することができる。別の例示的な実施形態において、離調位相コントラスト撮像システムは、分析器格子Ｇ２のピッチｐ_２が、位相格子Ｇ１の後方にタルボット距離で、干渉パターンｐ_ｉｎｔの周期と等しくなるように制御または製造されるが、しかし、分析器格子Ｇ２は、対応するタルボット距離から離れて位置付けられる撮像システムであると理解することができる。ある特定の例示的な実施形態において、離調位相コントラスト撮像システムは、縞パターンが分析器ゲートＧ２の幅またはその一部にわたって生じる、周期的な縞パターンを生成することができる。対象物の完全または部分的な走査における離調格子ベースのＰＣＩシステムの実施形態についての露光の数はほぼ同じであるが、位置エラーおよび／または走査時間は、同調された格子ベースのＰＣＩシステムに対して低減することができる。図１１は、例示的な同調および離調位相コントラスト撮像システムの概念を示す図である。分析器格子Ｇ２および干渉パターンを、それぞれ、周波数ｆ_２＝１／ｐ_２およびｆ_ｉｎｔ＝１／ｐ_ｉｎｔの余弦波として近似することができる。次いで、分析器格子の後方に配置された検出器によって測定された信号は以下である：
例えば、ＭＴＦは、次式によって近似し得る検出器の変調伝達関数である：ＭＴＦ（ｆ）＝０．５・ｅｒｆｃ［αｌｎ（ｆ／ｆ_０）］式中、αは、ＭＴＦ曲線の傾きであり、ｆ_０は、ＭＴＦが５０％低下するときの空間周波数である。分析器格子のｐ_２＝２μｍピッチにおける空間周波数は、５００ｃｙｃ／ｍｍである。干渉パターンの同等の周波数に加算されると、２倍になる（例えば、ｆ_ｉｎｔ+ｆ_２＝１０００ｃｙｃ／ｍｍ）。間接電荷積分検出器におけるｆ_０の例示的な値は、典型的には、１と２ｃｙｃ／ｍｍの間とすることができるが、一方、ｆ_０の値は、直接光子計数検出器の場合には、５ｃｙｃ／ｍｍに達する可能性がある。しかしながら、検出器は１０００ｃｙｃ／ｍｍで信号を全く測定しない。したがって、唯一の検出可能な信号は以下である：
同調位相コントラスト撮像システム（ｆ_ｉｎｔ＝ｆ_２）の場合、信号は増加されるか、または最大になる。このような構成においてオープンフィールドを測定するとき、検出器は均一な画像を得る。離調位相コントラスト撮像システムの場合、検出された画像は、検出器のＭＴＦに起因する低いコントラストでコサインパターンを有することになる。コントラストの損失は、どの程度強くシステムが離調されるか（すなわち、Δｆ＝ｆ_int−ｆ_２）に依存する。図１２は、位相コントラスト撮像システムの実施形態の同調および離調構成について検出面で測定されたオープンフィールド画像の例を示す図である。図１２に示されるように、同調位相コントラスト撮像システムの実施形態についてのオープンフィールド画像は、分析器格子Ｇ２を横切る不変または平面オープンフィールド画像を生成することができる。図１２に示されるように、画像の横方向のサイズは、一例として、縞パターンの１周期に等しくなるように選択される。一実施形態において、位相コントラスト撮像システム、Δｆは、＜５％、＜１％、または＜０．１％とすることができる。

空間周波数の関数としての検出器の応答は、重要である。図１３Ａは、異なるアルファ勾配に対してプロットされたいくつかのＭＴＦを示す（例えば、等式１６を参照されたい）。傾きのより高い値を有するＭＴＦは、半値周波数未満の空間周波数についてより長いプラトー（例えば、より遅い低減）をすることができる。より高い傾きは、間接検出器と比較してより良い周波数応答を有する検出器（例えば、直接変換光子計数検出器）に対して典型的である。間接検出器の場合には、傾きαは典型的には１以上に近く、一方、半値周波数は１．５〜２ｃｙｃ／ｍｍの範囲である。図１３Ｂは、ＭＴＦ傾きαおよび空間周波数ｆ_０の関数としてのコントラスト低下の割合を示す。予想されたように、最大限可能なもの（例えば、Δｆ＝０で）に対するコントラストの低下は、より小さいΔｆ未満である。また、図１３に示す曲線は、より高いｆ_０について（例えば、より高い量子効率を有する検出器について）、さらに低いものを得る。より高いＭＴＦの傾きαは、コントラストの低下をさらに低減することができる。ＭＴＦの傾きαは、典型的には、１以上に近い。ＰＣＩシステムが図３により実装されるとき、格子Ｇ２の幅は、Δｆに基づき選択することができる。Ｇ２の幅が測定された縞パターンの１周期に等しくなるように設定される場合、Δｆ＝０．２０、０．１０、または０．０５ｃｙｃ／ｍｍについて、Ｇ２の幅は、それぞれ、０．５、１、または２ｃｍとすることができる。本明細書に記載のように、格子製造における不均一性を回避するために、格子分析器の幅を小さく維持することが好ましい。したがって、本出願の実施形態は、そのように限定されることを意図していないが、Δｆ＝０．１ｃｙｃ／ｍｍと対応する１ｃｍの幅が最も好適である可能性がある。さらに、Ｇ２の幅が干渉計のコントラストの１周期ではなく２周期以上に等しいとき、他のサイズを使用することができる。

同調位相コントラスト撮像システムの実施形態とは対照的に、離調システムの実施形態は、図３に示される概略図によってのみ実装することができる。検出器平面における縞パターンは、アームがパターン全体にわたって横方向にスイングするように配向される必要がある。図４に示されるＰＣＩの実装は、同調位相コントラスト撮像システムに好適であるが、一方、それは離調ＰＣＩシステムに適用することはできない。加えて、離調ＰＣＩシステムの実施形態の場合、分析器格子Ｇ２および検出器Ｄを、Ｘ線ビーム（例えば、ｚ軸）の方向にそれらを同時に移動させるために、（例えば、取り付けられた平行移動ピエゾドライバを使用して）共に移動することができ、検出器平面における縞パターンの周波数（Δｆ）を調整することができる。

分析器格子Ｇ２の幅（例えば、１ｃｍ）が選択されるとき、検出器平面での縞パターン（例えば、０．１ｃｙｃ／ｍｍ）の予想される周波数を形成するピッチを有する格子を正確に製造することは、難しいことがある。一実施形態において、ピッチＧ２が若干所望のまたは選択された寸法外である場合、位相コントラスト撮像システムは、位相格子Ｇ１に対して、ビーム軸（例えば、軸ｚ）に沿って分析器格子Ｇ２をシフトすることによって微調整することができる。ビーム軸に沿って分析器格子Ｇ２をシフトすることにより、分析器格子Ｇ２を、位相格子Ｇ１によって形成される干渉パターンの異なるｚ位置でピークにすることができる。換言すれば、ある特定の例示的な実施形態において、干渉パターンの異なる周波数、ｆ_ｉｎｔは、検出器平面における所望の縞パターンを形成するために使用される。

本明細書に記載されるように、同調位相コントラスト撮像システムの実施形態において、位相取得アルゴリズムは、図７に示すコサイン形状の強度曲線を形成することを可能にする、分析器格子の異なる横方向の位置において複数のＸ線露光を必要とする可能性がある。位相コントラスト撮像システムが離調されると、検出器は、既にコサイン形状の縞パターンを測定することができ、格子ステッピングはもはや必要とされない。その代わりに、いくつかの例示的な実施形態において、格子Ｇ１、格子Ｇ２、および検出器Ｄを、１つの相対位置に固定し、例えば、スイングアームに取り付けられた対象物を撮像するために移動することができ、スイングアームは、静止対象物を横切って連続的に移動することができる。代替的に、一実施形態において、スイングアームを静止状態にすることができ、対象物は、入射したＸ線に垂直な平面を横切って横方向に移動することができる。図１４は、位相コントラスト撮像システムの実施形態についての対象物またはその逆に対する干渉計の例示的な動作を示す図である。図１５は、検出器平面で測定された１周期縞パターン上に対象物の個々のスライスを投影する対象物走査の概略の例示を示す図である。図１４〜図１５に示された三角形、円形、および正方形の形状は、例示的な対象物の異なる部分を指す。対象物と、固定されたＧ１、Ｇ２、およびＤを有するスイングアームとが互いに対して移動されると、それらの対象物の部分は、個々に、時間の後続のインスタンスにおいて縞パターンの異なる横方向の位置に投影される。対象物全体の走査が完了した後、三角形、円形、および正方形などの、対象物の各個々の部分は、異なる強度で複数回（例えば、Ｎ＝８）測定される。換言すれば、例示的な形状（例えば、三角形、円形、正方形）の各々は、図７に示されるものに類似する個々の強度曲線を有することになる。図１６は、対象物（例えば、三角形、円形、正方形）の個々のスライスの強度曲線の形成の概略図を示す。ここでも、本明細書に記載のフーリエベースの再構成技法は、スライスの各々について、透過、微分位相、および暗視野像を形成するために、強度曲線の各々に適用することができる。次いで、スライス画像は、完全な対象物の画像（複数可）を形成するために、共に組み合わせる、またはステッチすることができる。

同調ＰＣＩシステムの場合について描かれた図２の機能図はまた、離調ＰＣＩシステムにも適用することができる。しかしながら、格子は、もはや離調ＰＣＩ構成においてステッピングされないので、離調ＰＣＩシステムの実施形態では、ピエゾ平行移動ステージは必要とされない。

本明細書に記載のように、位相コントラストデジタル撮像システムおよび／またはその使用方法の実施形態は、本出願による様々な利点を提供し得る。格子ベースの微分位相コントラストデジタル撮像システム（例えば、マンモグラフィシステム）の実施形態は、スイング動作の瞬間のためにアームに固定された干渉計の設定（例えば、位相格子Ｇ１、分析器格子Ｇ２、および検出器Ｄ）を有するスイングアームの連続動作を使用するように離調されたスロット走査格子ベースのＰＣＩシステムに関する。ＤＲ ＰＣＩ撮像システムおよび／または方法の実施形態は、対象物または乳房の厚さに基づいて、入射光子ビーム（例えば、異なるｋＶｐ値、露光レベル、および／またはフィルタ）のエネルギーを調整することができる。一実施形態では、ＤＲ ＰＣＩシステムは、同じピッチで、しかし、好ましくは、それぞれ格子Ｇ１によって生成される位相シフトが所望のまたは最大のコントラスト（例えば、πの位相シフト）を提供するように、対応する平均光子エネルギーのために選択される、Ｓｉ構造の異なる高さを有する複数のＧ１格子を有することができる。

例えば、ＤＲ ＰＣＩシステムおよび／または方法の実施形態は、検出器のサイズよりも大きいＦＯＶを有する対象物を走査するスイングアームの連続動作を使用することができる。さらに、格子の幾何学的パラメータは、干渉システム（すなわち、Ｇ１＋Ｇ２＋Ｄ）がＤＲ ＰＣＩシステムおよび／または方法の実施形態について離調されるように設定されている（例えば、検出器の平面において縞パターンを生成する）。有利にも、（走査中の格子Ｇ１、Ｇ２、またはＧ０の動作に対する）位相ステッピングは、呼び出されない。

ＤＲ ＰＣＩシステムおよび／または方法の実施形態は、（例えば、乳房の厚さに応じて）異なる光子ビームのエネルギーおよび／または異なる露光レベルを使用することができる。例えば、複数の異なる露光レベル又は３つのｋＶｐ（例えば、２５、３０、および４０ｋＶｐ）設定を使用することができ、その際、ｋＶｐ設定の各々がそれ自体の位相格子を必要とする可能性がある（例えば、３つの異なる位相格子を、位相格子Ｇ１平面に配置された低吸収ホルダ上に交換可能に載置することができる）。一実施形態では、位相シフトは、エネルギー依存性であるので、位相格子（例えば、Ｇ１）の各々は同じピッチであるが、異なる高さの位相シフトＳｉ構造を有することができる。一実施形態において、Ｘ線管の陽極材料が（例えば、ＷからＭｏに）変更されたとき、Ｇ１格子ホルダを、新たなスペクトル（例えば、Ｓｉ構造の高さ）の平均エネルギーと一致するように、別の格子ホルダにそれに応じて交換することができる。

この場合も、屈折率を複素数ｎ＝１−δ＋ｉβとして表すことができる。虚部βは、振幅の減衰に寄与し、実部δ（屈折率の減少）は、位相シフトに関与する。Ｘ線が、組織または対象物を通過しているとき、減衰および位相シフトは次のように計算することができる：

濃度ρの化合物について、屈折率を、原子散乱係数ｆ_１およびｆ_２で表すことができる：
式中、ｒ_ｅ、Ｎ_ａ、λ、およびρは、それぞれ、電子の半径、アボガドロ数、光子波長、および化合物の有効濃度である。総和は、この化合物を含む原子質量Ａ_ｋの化学元素の各々の相対濃度にｘ_ｋ引き継がれる。等式（１７）を使用して、δは、約１０^３〜１０^４倍βよりも大きいことを示すことができる。例えば、図１７は、乳房の脂肪組織、腺組織、皮膚、および２０％のハイドロキシアパタイトの水ベースの混合物（例えば、石灰化を表し得る）について一般的であり、一般的である可能性がある材料の単位長さ（例えば１ｃｍ）当たりの線形減衰および位相シフトを示す。図１７に示されるように、位相シフトは、吸収（例えば、数次）より著しく高い。図１８は、非常に類似した減衰曲線を有し、標準的な吸収像では事実上区別できない２つの材料間、腺組織と皮膚との間のコントラストの例を示す。図１８に示されるように、材料の線形減衰量の差を、左側にプロットすることができ、一方で、位相における差を右側に示すことができる。位相シフトの曲線は、吸収のための１つのものよりも著しく高く、したがって材料の位相シフト画像は、より良い材料の分化を提供するはずである。図１７の吸収および位相シフト曲線は、光子エネルギー２０、３０、４０ｋｅＶについて表２に示される。加えて、図１８からの例示的な２つの材料吸収および位相シフト差を表３に示す。

従来のマンモグラフィでは、Ｘ線のエネルギーおよび露光は、典型的には、乳房の厚さに応じて変更され得る。より薄い乳房は、より低いｋＶｐおよびより低い電流（例えば、Ｘ線管に対する）で撮像することができる一方で、より厚い乳房は、良好なコントラストを有する画像を得るためのより高いエネルギーのＸ線を必要とする。図１９は、光子エネルギーの関数として、圧迫された乳房の異なる厚さについての、腺に対する脂肪のノイズ対信号比を示す。三角形１９０２、星形１９０４、円形１９０６を有する曲線は、それぞれ、３、５、８ｃｍの乳房の厚さに対応する。また、信号対ノイズ比は、画素の一方が脂肪組織からのＸ線投影を含み、他方の画素が腺組織からの投影に対応する、２つの画素間で推定される。実施例（例えば、直ぐ傍のまたは隣接する画素）における組織の厚さは等しい。図１９に示されるように、所望の光子エネルギーまたは（ピークの最大値に位置する）最適な光子エネルギーは、より厚い乳房のために増加する可能性がある。したがって、厚さ３ｃｍの乳房に対する高いまたは最大のＳＮＲは、約１８ｋｅＶの光子エネルギーを発生する可能性があり、厚さ８ｃｍの乳房に対する高いまたは最大のＳＮＲは、約２６ｋｅＶの光子エネルギーを発生する可能性がある。ここでも、曲線１９０２、１９０４、１９０６は、画素が純粋に腺および純粋に脂肪組織を含むと仮定して計算された。しかしながら、マンモグラフィ走査において、これら２つの組織間に著しい重複が存在する可能性がある。このような場合には、（例えば、ＳＮＲの増加のために）所望のパラメータが変更される可能性がある。例えば、純粋に腺組織を有するピクセルと脂肪組織および腺組織が混在する（例えば、それぞれ１０％および９０％）別の画素との間のコントラストが測定または最大化されるとき、所望または最適なエネルギーは、厚さ３ｃｍの乳房に対しては１８．３ｋｅＶから１９．５ｋｅＶへ、厚さ５ｃｍの乳房に対しては２１．８ｋｅＶから２３．４ｋｅＶへ、厚さ８ｃｍの乳房に対しては２５．８ｋｅＶから２７．７ｋｅＶへ変化する可能性がある。このような場合には、所望のまたは最適なエネルギー設定は、厚い乳房に対しては、より高いエネルギーに向かってドリフトする。したがって、一実施形態において、２５、３０、および４０ｋＶｐのＸ線スペクトルを、それぞれ、薄い、中間の、および厚い乳房を撮像するために選択することができる。選択されたＸ線スペクトルの平均エネルギーはそれぞれ２１．７、２３．３、および２８ｋｅＶであり、控除された以前のエネルギー値に対応することができる。このような設定は例示的なものであり、撮像パラメータは、例えば、信号対ノイズ性能パラメータに適合するようにさらに調整することができる。

本明細書に記載のように、ＰＣＩシステムの形状は、Ｘ線エネルギーの関数である。Ｘ線ビームの平均エネルギーが変更されると、例えば、スペクトルが変更され、本明細書の実施形態は、Ｇ０格子とＧ１との間（例えば、Ｌ）、Ｇ１格子とＧ２との間（例えば、ｄ）の距離を変更することができる。加えて、位相格子Ｇ１に起因する位相変化量はまた、ｈ＝ラムダ／（２＊シグマ）によって変化すべきである（等式（６）を参照されたい）。一実施形態について、位相格子Ｇ１におけるシリコン構造体の高さ（ｈ）は、ｈ＝ラムダ／（２＊シグマ）によって変化する可能性がある。Ｘ線管上の異なる電圧設定のための例示的なＤＲ ＰＣＩシステムのパラメータが、表４に記載されている。

当業者に既知の他の材料のためのＳｉから作ることができる位相格子構造の異なる高さを用いるために、３つの位相格子の配列を使用することができる。格子の配列は、図２０（ａ）〜２０（ｂ）に示されるものと同じピッチを有することができる。例示的な複数の位相格子Ｇ１を、低吸収性材料から作られたホルダ（例えば、ラダー）に取り付けることができる。図２０（ａ）〜２０（ｂ）に示されるように、入射したＸ線が好ましくは、πの位相シフトを受けるように、３つの格子Ｇ１についての例示的な高さを選択することができる。別個の、結合された、または一体化された平行移動ステージを、例えば、複数の位相格子Ｇ１の配列を（例えば、ｘ方向に）移動させるためのホルダに取り付けることができる。圧迫パドルによって測定することができる乳房の厚さに応じて、適切な管電圧を選択することができ、対応するＧ１格子を、図２１に示すように干渉計の設定に沿って配置することができる。図２１は、単一格子Ｇ２および単一の検出器Ｄの前方に配設された格子Ｇ１位相の配列の概略図を示す。図２１に示されるように、平行移動ステージ２１２０は、複数の位相格子Ｇ１の間で交換するための方向ｘなどの所定の３Ｄ動作で、格子Ｇ１および／または任意のホルダ２１１０内の配列を移動することができる。

図２０（ａ）において示される格子の製造（例えば、エッチング工程）は、このような格子の構成が３つの独立したエッチングプロセスを必要とする可能性があるので、困難である場合がある。しかしながら、位相シフトＳｉ構造の高さが本明細書の範囲内であり、エッチングされた領域に残されたＳｉ層の高さが複数の格子Ｇ１間で同じであるように、Ｓｉ層の初期の高さと凹部の深さ（例えば、エッチング）を制御することができる。したがって、複数の格子に対する実施形態を、同時にエッチングするか、または一体構造にエッチングすることができる。単一のエッチングマスクを使用することができる。図２０（ｂ）に示されるように、代替の多重格子Ｇ１の実施形態は、単一のＳｉラダーを使用することができ、このＳｉラダーを、２つ以上の部分に分割することができ、この部分の各々を、それぞれの深さが実質的に一貫したトレンチを形成するために個々にエッチングすることができる。

図２２は、放射線源の異なる平均エネルギーを撮像することができる調整可能なＤＲ ＰＣＩシステムの実施形態を示す機能ブロック図である。典型的な用途としては、コンピュータ、または画像データを取得し、処理し、記憶するための他のタイプの専用論理プロセッサは、画像の結果を視認するための１つ以上のディスプレイと共に、ＤＲ ＰＣＩシステムの一部である。磁気的、光学的、または他のデータ記憶媒体を用いた装置など、長期記憶のために使用される不揮発性メモリ記憶デバイスであってもよいコンピュータアクセス可能メモリも提供される。加えて、コンピュータアクセス可能なメモリは、データを操作するための作業領域として使用されるか、もしくは表示バッファとして画像コンテンツを一時的に記憶するための表示デバイスと組み合わせて使用されるメモリ、または本出願による方法および／またはシステムの実施形態を実践するために１つ以上のコンピュータを制御するための命令を有するコンピュータプログラムを記憶するために用いられるメモリなど、より短い期間のデータ記憶のための揮発性メモリとして使用されるランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）などの電子メモリを備えることができる。

図２２に示されるように、コンピュータ２２１０を、ＰＣＩ撮像システムに含む、または、ＰＣＩ撮像システムと結合することができる。コンピュータ２２１０によって制御されたスイングアーム回転モータを、Ｘ線ユニット（Ｉ）および干渉計ユニット（ＩＩＩ）を載置または保持することができるスイングアーム２２２０に取り付けることができる。Ｘ線ユニット（Ｉ）は、Ｘ線管、フィルタ、コリメータ、およびソース格子Ｇ０を含むことができるが、一方、干渉計ユニット（ＩＩＩ）は、位相格子Ｇ１、分析器格子Ｇ２、および検出器Ｄを含むことができる。対象物を、マンモグラフィまたは同種のもののための圧迫パドルおよび支持板を含み得るユニット（ＩＩ）内に位置付けすることができるか、または配置することができる。すべての３つのユニット（Ｉ、ＩＩ、およびＩＩＩ）は、Ｃアーム２２２０の内側に配置するなど、支持構造によって位置付けすることができる。例えば、ユニットＩＩは、Ｃアームの制御された接続または堅固な接続を有することができるが、一方、スイングアーム２２２２は、ユニットＩＩに対してＸ線ユニットＩおよび干渉計ＩＩＩを移動することができる。したがって、Ｃアーム２２２０は、乳房の異なる例示的な突出部（例えば、頭尾（ＣＣ）および内外斜（ＭＬＯ））を撮影することができるように回転することができる。一実施形態において、圧迫パドルが開始されると、乳房の厚さを、乳房の厚さ測定ユニットにより測定することができる。次いで、ルックアップテーブル（ＬＵＴ）を、対応するＰＣＩ形状をダウンロードするために使用することができ、平行移動ステージ１、２、および３は、ＬＵＴ出力に基づいて、対応するＰＣＩ形状を実装するために必要な変更を提供する。平行移動ステージ１は、撮像のために使用されるＸ線スペクトルに基づいて位相格子Ｇ１を交換することができる。平行移動ステージ２は、位相格子Ｇ１に対する分析器Ｇ２および検出器Ｄの相対位置を調整することができる。分析器格子Ｇ２および検出器Ｄは、共に堅固に接続することができるか、またはそれらの間の距離を調整することができる付加的な平行移動ステージを有することができる。平行移動ステージ３は、ビーム伝搬の軸（例えば、ｚ軸）に沿って干渉計ユニット（ＩＩＩ）を移動することができる。ユーザインタフェース２２３０は、操作者が、コンピュータ２２１０を使用して、ＰＣＩシステム２２００を制御することを可能にすることができる。したがって、ユーザインタフェース２２３０は、検査手順のためのパラメータを設定する能力を含むことができる。コンピュータ２２１０に接続されたＸ線管コントローラは、スイングアーム２２２２の動作に同期するＸ線管によって発光を制御することができる。検出器Ｄによる生データ（または処理されたデータ）出力は、データ記憶ユニット２２４２に記憶され、次いで、画像プロセッサ２２４４により処理され、次いで、オペレータに対するディスプレイ２２４６上の画像として表示することができる。一実施形態において、陽極およびフィルタセレクタユニット２２５０は、例えば、タングステン（Ｗ）からモリブデン（Ｍｏ）陽極に、およびアルミニウム（Ａｌ）フィルタからモリブデンまたはルビジウム（Ｒｄ）に、陽極材料およびフィルタを変更することができる。したがって、陽極材料および／またはフィルタ材料を、ＬＵＴに含むことができる。

一実施形態において、ＤＲ ＰＣＩシステムを、厚さおよび／または１つ以上の一連の診断露光のための検査手順の決定に応答して、Ｘ線源の異なる平均エネルギーについて自動的に調整することができる。したがって、対象物の厚さがＤＲ ＰＣＩシステムに入力されると、少なくとも位相格子の選択を含む構成、位相格子と検出器との間の第１の距離、および位相格子と線源格子との間の第２の距離を、自動的に調整することができる。次いで、一旦ＤＲ ＰＣＩシステムの形状および／または構成が対象物の厚さに対応すると、露光を、操作者によってまたは自動的に開始することができる。

図２３は、スロット走査位相コントラストデジタル撮像システムを操作するための方法の一実施形態を示すフローチャートである。図２３の例示的な方法の実施形態は、図１０Ａ〜１０Ｃに示されるシステムの実施形態を参照して説明されることになり、かつそれらによって実施することができるが、しかしながら、この方法はそのように限定されることを意図するものではない。

図２３に示されるように、処理開始後、初期化を実施することができる（操作ブロック２３１０）。例示的な初期化は、露光の準備としての検出器の初期化を含むことができる。次いで、Ｃアームは、所望の投影の位置に移動される（例えば、ＣＣまたはＭＬＯ）。さらには、乳房は、マンモグラフィ医療用撮像のために必要である圧迫がなされ、乳房の厚さが測定される。乳房の厚みに応じて、適切なＰＣＩ構成を決定することができる（操作ブロック２３２０）。一実施形態において、ＰＣＩ構成を、ルックアップテーブル（ＬＵＴ）から読み出すことができる。ＰＣＩ構成に応答して、平行移動ステージ１は、適切な位相格子Ｇ１を、例えば、Ｇ０、Ｇ１、およびＤを接続するＸ線の軌道上の中心にある位置に移動することができる。次いで、平行移動ステージ２は、第１のタルボット距離に等しくなるように、Ｇ２とＤとの間の距離ｄを設定することができ、Ｇ０とＧ１との間の距離Ｌは、平行移動ステージ３によって調整することができる。ＰＣＩの形状が設定された後、適切なｋＶｐおよびｍＡの値がＸ線管制御器内にロードされる。次いで、スイングアームが「中立」位置に設定される（例えば、スイングアームをＣアーム内で垂直に整列することができる）（操作ブロック２３３０）。

次のステップにおいて、画像取得を実施することができる（操作ブロック２３４０）。操作ブロック２３４０は、初期（ホーム）位置にスイングアームを設定することを含むことができる。このような位置において、対象物の大半部分に対して、少なくとも一部は、Ｃアームの視野（ＦＯＶ）の外側にある。一実施形態において、対象物と重複しないか、それとの僅かな重複を、Ｃアームの初期ＦＯＶにおいて設定することができる。次いで、アームは、Ｘ線管がアームの動作と同期して照射しながら、対象物を横切って連続的に移動し、検出器は、対応する画像データを統合、エクスポート、および／または記憶することができる。同期するＸ線露光の数は、画像再構成のために所望であるか、または必要とされる１つの対象物のスライスにおける対象物の横方向のサイズおよびデータ点の数Ｎに依存する可能性がある（操作ブロック２３５０、いいえ）。例えば、１つの対象物のスライスのサイズを、縞パターンまたは検出器の幅に等しくすることができる。

スイングアームが完全に対象物ＦＯＶを通り過ぎるまで、取得を継続することができる（操作ブロック２３５０、はい）。次いで、画像処理および／または表示を実施することができる（操作ブロック２３６０）。画像処理は、検出器によって記録された（例えば、コンピュータのメモリユニットに記憶された）データにアクセスすることを含むことができる。さらに、データは、対象物のスライス毎に強度曲線を形成するように再配置することができる。次いで、フーリエベースの再構成手順を適用することができる。結果として、吸収、微分位相、および暗視野画像を、決定および／または表示することができる。また、微分位相画像を統合することができ、位相シフト画像を操作者にさらに提示することができる。

一実施形態において、デジタル放射線撮影（ＤＲ）位相コントラスト撮像（ＰＣＩ）システムは、異なるまたは複数の材料から作ることができる、複数の位相格子Ｇ１を含むことができる。例えば、複数の位相格子Ｇ１は、各々が切り替え可能なＸ線源（例えば、ＷまたはＭｏ）のための異なる陽極材料に対応する異なる材料とすることができる。代替的に、複数の位相格子Ｇ１は、エッチング性または費用などの追加の特性に基づく異なる材料とすることができる。一実施形態では、格子Ｇ１およびＧ２の複数の対、または格子Ｇ０、Ｇ１、またはＧ２の組は、ｋＶｐ設定、平均ビームエネルギー、対象物のサイズ、検査の種類、またはそれらの組み合わせなど（これらに限定されないが）、異なるＸ線撮像パラメータに切り替えることができる。したがって、格子Ｇ１ａ、Ｇ２ａの第１の対は、格子Ｇ１ｂ、Ｇ２ｂの第２の対に切り替えられる可能性がある。代替的に、格子Ｇ０ｃ、Ｇ１ｃ、Ｇ２ｃの第１の組は、対象物の厚さまたは他の撮像パラメータに基づいて格子Ｇ０ｄ、Ｇ１ｄ、Ｇ２ｄの第２のセットに切り替えることができる。

一実施形態において、デジタル放射線撮影（ＤＲ）位相コントラスト撮像（ＰＣＩ）システムは、複数の位相格子Ｇ１を含むことができ、この位相格子Ｇ１は、（例えば、分析器格子Ｇ２の位置で）それによって生成される干渉パターンの周期の周波数を修正することができる。したがって、複数の格子Ｇ１は、各々、異なるそれぞれのピッチを有することができる。例えば、複数の位相格子Ｇ１の組は、１つ以上の分析器格子Ｇ２と相互作用する１倍、２倍、および２．５倍の相対的な周期における各干渉パターンを生成する可能性がある。

従来の単一画像吸収ベースの撮像は、骨様組織と軟組織材料との間に比較的良好なコントラストを提供することができる。しかしながら、撮像対象物が類似の吸収特性を有する材料を含むとき、信頼性の高い材料の分化が、このような材料間の相対的コントラストが低いことが原因で、困難または不可能になる可能性がある。材料分化の制限は、各露光で、Ｘ線ビームの異なる平均エネルギーを用いて対象物を複数回撮像することによって対処することができる。この撮像手法は、スペクトル撮像と呼ばれる。スペクトル撮像は、物質分解をより容易に実施するために、それぞれの吸収係数のエネルギー依存性を使用することができる。

位相コントラスト撮像システムおよび／または方法の実施形態は、材料間のコントラストが吸収画像において利用可能なコントラストよりもはるかに大きい位相シフト画像を追加することにより、材料分解の問題に対処するか、またはそれを簡略化することができる。位相および吸収情報を有することを、材料区分をかなり補助することができるが、複数（例えば、特に、３つ以上）の材料間の識別は依然として困難である可能性がある。位相コントラスト撮像システムおよび／または方法の実施形態は、材料の特定を増加することができるように、分光撮像と位相コントラスト撮像とを組み合わせることができる。

ある特定の例示的な実施形態は、スペクトル位相コントラスト撮像のための光子計数エネルギー分解検出器（例えば、ＣＺＴ検出器）を使用することができる。例えば、２ビンエネルギー分解検出器が使用されるとき、本明細書に記載の実施形態は、１）第１のエネルギービンのための３つの画像（例えば、吸収、微分位相コントラスト、暗視野）と、２）第２のエネルギービンのための別の３つの画像と、を含むがこれらに限定されないスペクトル情報を得ることができる。

本明細書に記載されるように、所望のまたは最適化されたコントラストを取得するために、分析器Ｇ２格子は、タルボット距離（例えば、第１のタルボット距離）に配置される必要がある。タルボット距離はエネルギーに依存している。したがって、複数のＸ線ビームの各々において異なる平均エネルギーは、異なるタルボット距離を生成または使用することになる。したがって、関連技術では、２つの異なる平均エネルギーで画像を取得するために、検出器または分析器Ｇ２格子検出器の組み合わせは、２つの異なる位置に配置されるべきである。

デジタル放射線撮影位相コントラスト撮像システムおよび／または方法の実施形態は、対象物の単一走査（例えば、露光（複数可）のシリーズ）の使用中に、単一位置においてエネルギー分解検出器および分析器格子を用いて、少なくとも２つのエネルギーについての別個のデータ／画像を提供することができる。さらに、デジタル放射線撮影位相コントラスト撮像システムおよび／または方法の実施形態は、ＤＲ ＰＣＩ構成を変更することなく、２つの異なるエネルギー露光の各々について診断的に許容されるＳＮＲデータ／画像を取得するために対象物の２つの異なるエネルギー露光を提供することができる。デジタル放射線撮影位相コントラスト撮像システムおよび／または方法のある特定の例示的な実施形態は、Ｘ線干渉計の同調または離調配置を実装することができる。

図２４は、エネルギー分解検出器を用いた格子ベースの位相コントラスト撮像システムの実施形態を示す図である。図２４に示されるように、格子ベースの位相コントラスト撮像システムの実施形態は、３つの格子（Ｇ０、Ｇ１、Ｇ２）タルボットロー干渉計の設定、および分析器格子Ｇ２の後方に配置されたエネルギー分解検出器（例えば、光子計数）２４１０を含むことができる。一実施形態において、検出器（例えば、パルス高分析）の撮像配列または画素におけるエネルギーコンパレータは、エネルギー識別を可能にすることができる。

位相コントラスト撮像にデュアルエネルギーまたはスペクトル撮像を実施するための２つの例示的なシステムおよび／または方法の実施形態はそれぞれ、異なる露光の（例えば、ｋＶｐの値）２つのＸ線露光を用いる第１の実施形態と、（少なくとも）２ビンエネルギー分解検出器の使用中に１つのＸ線露光のみを含む第２の実施形態を含む。好ましくは、第２の実施形態に対する位相コントラスト撮像は、単一露光（Ｘ線露光）からの２つのエネルギーを用いて実施される。このような第２の実施形態に対しては、エネルギー分解検出器を、ただ１つの位置にのみ配置することができ、位相コントラスト撮像システムを、２つの選択または最適化されたコントラストで分光画像を取得するように同調することができる。

第１の実施形態では、従来の（例えば、間接または直接的検出）フラットパネル検出器（例えば、領域（例えば、２４×３０））を使用することができる。代替的に、単一エネルギー光子計数検出器を使用することができる。例示的なＤＲ ＰＣＩシステムは、複数の平行移動ステージを含むことができ、これらのステージは、個別にまたは組み合わせて、ａ）多重スリット格子（線源格子Ｇ０）と位相格子Ｇ１との間の距離Ｌ、ｂ）格子Ｇ１とＧ２との間の距離ｄ（例えば、典型的には、第１のタルボット距離に設定される）、および／またはｃ）位置付けのための複数の格子Ｇ１間の選択（例えば、格子Ｇ２の前）、を変更することができる。Ｘ線管を、各検査につき１回照射することができる。各露光において、ｋＶｐの値を変更することができ、ＰＣＩシステムの形状（例えば、Ｌおよびｄ）は、測定された画像が増加したまたは最も高いコントラストを有するように調整することができる。加えて、通過するＸ線がπの位相シフトを経るように、位相シフトまたは位相格子Ｇ１のシリコンの高さ（Ｓｉ）を設計することができる。ここでも、位相格子Ｇ１の高さは、エネルギー依存性であり、ｈ（λ）＝λ／２δ_Ｓｉであり、式中、δ_Ｓｉは、シリコンの屈折率の減少である。異なるｋＶｐ値（例えば、デュアル値）での露光は、同じピッチを有するが、Ｓｉ構造の異なる高さを有する２つのＧ１格子の配列を必要とする可能性がある。両方のＧ１格子を、適切なＸ線スペクトルに対する位置にそれぞれ異なるＧ１格子を迅速に配置するために、平行移動ステージによって移動することができる低吸収ホルダ（またはラダー）に取り付けることができる。表５は、それぞれ、３０ｋＶｐおよび４０ｋＶｐのＸ線スペクトルでの、デュアルエネルギー撮像のために使用され得る例示的なＰＣＩシステムのパラメータを示す。

例示的なデュアル露光モードにおいて、２回の走査での対象物の動作または整列不良は、様々な欠点を引き起こす可能性があり、材料の分解を複雑にする（例えば、動作アーチファクト）可能性がある。様々な利点を１回の露光の使用から生じさせることができるが、一方で、スペクトル情報は、依然として抽出される。

位相コントラスト撮像のためのスペクトル情報を収集し得る単一露光は、エネルギー分解検出器で構成されている。図２５Ａは、Ｘ線ビームの平均エネルギーが２８ｋｅＶである平面単色波用のＸＺ平面における（タルボット量子カーペットとも呼ばれる）干渉パターンの強度を示す。図２５Ａに示されるように、縦軸は、Ｇ１格子のピッチによってスケーリングされる横方向寸法ｘを表し、一方、横軸は、波の伝搬方向ｚに対応している。縦線２５１２、２５１４、２５１６は、タルボット距離ｄ_１、ｄ_２、およびｄ_３を表す。位相格子Ｇ１は、視覚表現のためのＺ方向にオフセットされているが、しかしながら、位相格子Ｇ１の実際の位置は、ｚ＝０である。図２５Ａにおいて、タルボット量子カーペットは、第３タルボット距離までプロットされ、ｐ_１／２周期の干渉パターンは、タルボット距離の全ての順番について反復的である。多重エネルギーのＸ線ビームが使用されるとき、反復パターンの最大値を、距離ｚに延伸することができ、最大値の強度は、タルボット距離の高次に対して減らされる。図２５Ｂは、生成されたスペクトルが４０ｋＶｐのスペクトルである多重エネルギー波のためのＸＺ平面における干渉パターン（タルボット量子カーペットとも呼ばれる）の強度を示す。縦線２５２２、２５２４、２５２６は、タルボット距離ｄ_１、ｄ_２、およびｄ_３を表すが、より高次のタルボット距離においてはもはや最適ではない。

吸収格子Ｇ２を多重エネルギーＸ線ビームに対して配置することができる位置（例えば、最適な位置）を識別するために、ｐ_１／２のピッチでの予想される周期パターンが生成され、ｚ方向の各点において横方向のプロファイルと比較された。このような比較を、相互相関分析を用いて行うことができる。相互相関を判定するための１つの方法は、相関係数Ｒ^２を使用することができ、回帰分析を使用することができる。図２６は、相関係数Ｒ^２を波の伝搬距離ｚの関数として示す。破線の曲線２６１０は、単一エネルギー波についての結果であり、実線の曲線２６２０は、多重エネルギー波についての結果であり、各曲線は３つの顕著なピークを含む。図２６に示されるように、最大値は、吸収格子Ｇ２を配置することができる所望の位置または最適な位置に対応する。図２５Ａ〜２６は、エネルギー分解能力が存在せず、検出器が全体のエネルギースペクトルにおけるデータを測定することになる単一のエネルギー獲得に対応する。エネルギー選択を起動する（例えば、エネルギー分解検出器が使用される）と、量子カーペットは、各エネルギービンについて推定することができる。図２７は、４０ｋＶｐのＸ線スペクトルの２つのエネルギービンの各々に対する量子カーペットを示す。この場合、干渉パターンの以前の広いブロブ（図２５Ｂを参照されたい）は、図２７に示される所望のまたは最適な位置の十分に定義された領域を残して広がる。図２８（左）に示されたＲ^２相関プロットは、エネルギー区別（図２６）なしの場合よりも中心がより狭い、２つの第１のタルボット次数ピーク（実線２８１０および破線２８２０）を有する。図２７に示されるように、Ｇ２の選択されたまたは最適な位置は、エネルギービンの各々において異なり（例えば、ビン１（２７１２）に対してｄ_１＝４．２ｃｍ、ビン２（２７２２）に対してｄ_１＝５．０）、これは、タルボット距離がエネルギーに依存していることを示す等式（７）と一致する。しかしながら、単一エネルギーＸ線ビームから多重エネルギーＸ線ビームに移行するとき、量子カーペットの上の選択されたまたは最適な位置が著しく広がる。したがって、エネルギー選択が呼び出されると、各エネルギービンからの個々の寄与は、図２７に見られるように最適な位置の再分配を引き起こす。図２９は、少なくとも２つまたは両方のエネルギービンについて、同じタルボット距離を達成することができるある特定の例示的な実施形態による、選択されたエネルギービニングおよびＸ線スペクトルを示す図である。本明細書のある特定の例示的な実施形態は、追加的フィルタを使用してこのようなエネルギービニングを取得し得る。図２８（右）に示される実施形態において、最適化または選択的エネルギービニングは、錫のＫエッジのために１つのピークスペクトルを２つのピークスペクトルに効果的に変換することができる錫（Ｓｎ）のフィルタを追加することによって対処された（図３０も参照されたい）。第１のビンと第２のビンとの間のエネルギー閾値が調整され、相関グラフの１次タルボットピークの最大値が図３１に示されるように整列されるように、追加のＡｌ濾過が追加された。また、図２８（右）に示されるように、放射スペクトルの制御、エネルギー閾値、および／またはフィルタは、それぞれカウントのほぼ等しい数の２つのエネルギービンのそれぞれの上にスペクトル分割を生成することができる。タルボット距離を変更することにより、両方のエネルギービンについて同じになるようにすることは、エネルギー分解検出器が、単一の位置に、またはただ１つの平面のみに配置されることを可能にする。図３１に示される実施例において、他の厚さおよびフィルタの組み合わせが企図され、異なる複数の平均エネルギーを使用することができるため、実施形態はそのように限定されることを意図しないが、フィルタは、６ｍｍのＡｌおよび８２μｍのＳｎである。さらに、実施形態は、第１のエネルギービンと第２のエネルギービンとの間のエネルギー閾値を変更することができる。したがって、ある特定の例示的な実施形態は、元々１つのピークのＸ線スペクトルを変更し、サブピークに対応するエネルギービンのために同時に整列したタルボット距離を有することができる少なくとも２つのサブピークに分離することができる。さらなる分析（例えば、相互相関）を、コントラストを制御または最適化するために、他の濾過およびエネルギー閾値について実施することができる。

本明細書に記載されるように、エネルギー分解能力が起動されないとき、異なるＰＣＩ形状を有する２つのＸ線露光は、対象物スペクトル情報を取得するために必要とされる（例えば、表５を参照されたい）。単一露光エネルギー分解モードに類似するある例示的な実施形態において、単一露光で生成された２つのピークのスペクトルに類似するスペクトルを個々に生成する２つのＸ線露光が、単一のＰＣＩ構成または形状を使用すると判定することができる。図３２は、第１の露光に対応する実線のスペクトル３２１０、および第２露光に対応する破線のスペクトル３２２０を示す図である。一実施形態において、スペクトル３２１０、３２２０の平均エネルギーは、単一露光エネルギー選択モードの場合に各エネルギービンで測定された平均エネルギーと一致することができる（例えば、図３０を参照されたい）。２つの異なるエネルギーレベルの暴露からのスペクトルが変更または最適化されると、ＰＣＩの形状を固定することができる（例えば、Ｌおよびｄ）。格子Ｇ０、Ｇ１、およびＧ２は、スイングアームに取り付けることができる。位相回復を、位相ステッピング法を用いるか、または格子の相対位置が固定され、スイングアームの連続動作が採用される離調モードのＰＣＩシステムを使用するかのいずれかによって行うことができる。

本明細書に記載するように、位相格子Ｇ１（例えば、Ｓｉ構造）に起因する位相シフトは、Ｘ線スペクトルの形状に依存する。したがって、位相格子Ｇ１におけるＳｉ構造の所望の高さは、エネルギーに依存する。例えば、増加したコントラストまたは最大コントラストを得るために、Ｘ線波（例えば、平均エネルギー）は、格子Ｇ１でのπ位相を受けるべきである。一実施形態において、エネルギー分解検出器が使用され、ＰＣＩシステムが一度だけＸ線管を照射し、単一位相格子Ｇ１を使用することができる。以下は、Ｓｉ構造に起因する位相シフトが、Ｘ線スペクトルの形状にどの程度依存しているかの分析である。図３３Ａは、Ｇ１格子のＳｉ構造（右軸）に起因する位相シフト３３１０を有する４０ｋＶｐの正規化されたＸ線スペクトルの重畳グラフを示し、図３３Ｂは、生じた波の振幅、または位相シフトに起因する位相コントラスト３３２０（右軸）を有する４０ｋＶｐの正規化されたＸ線スペクトルの重畳グラフを示す。図３３Ａ〜３３Ｂに示される一点鎖線３３０５は、図３スペクトルの平均エネルギーに対応する。増加したまたは最大のコントラストを達成するために、Ｘ線波はπ位相を受けるべきであり、これは、ビームを±１回折次数（または２の波振幅）に分割する結果となる。図３３Ａに示されるように、Ｘ線のより低いエネルギーは、より高い位相シフトを経験し、一方で位相シフトは、より大きいエネルギーに対してより小さい。Ｘ線スペクトルの広いエネルギー範囲について、２つ以上のπ位相シフトが存在する可能性がある。図３３Ａは、４０ｋＶｐの正規化されたＸ線スペクトルに対する３πより大きい位相シフトを示す。π位相シフトが発生する度に、位相干渉の振幅３３２０は、図３３Ｂに示されるように最大値と最小値との間の変化を示す可能性がある。波の振幅が高いまたは最大のエネルギー範囲に属する光子は改善されたまたは最良のコントラストを生成し得るため、低い波振幅領域への寄与が低減されるまたは最小限であるＸ線スペクトルを有することが望ましい。例えば、４０のｋＶｐスペクトル３３４０の左端またはテイルは、非最適コントラスト領域に属する。一実施形態によると、スペクトラム３３４０の左縁は、（例えば、追加の濾過を追加することによって）より高いエネルギーに向かってシフトする可能性がある。図３４は、４０ｋＶｐの正規化されたＸ線スペクトル３３４０’が、位相格子Ｇ１の位相シフトに起因する波の振幅３３２０と重畳したことを示す。２つのエネルギービンの場合は、図３４に示される。一点鎖線３３５０−１、３３５０−２は、それぞれ第１および第２のエネルギービンの平均エネルギーに対応する。フィルタ、および第１のエネルギービンと第２のエネルギービンとの間のエネルギー閾値の値のパラメータは、図３０のものと同じとすることができる。図３４に示されるように、より低いエネルギー画像のコントラストは、高エネルギービンよりも高くすることができ、これは、更にフィルタを調節し（例えば、より少ないフィルタは、若干左にスペクトルをシフトすることができる）、かつ／またはＸ線管に印加される電圧を調節／減少することによって、さらに調整または等しくすることができる（例えば、スペクトルの最適化）。

スロット走査格子ベースの微分位相コントラストシステムおよび／または方法の実施形態は、医療用撮像、小動物撮像、セキュリティスクリーニング、工業用非破壊検査、および食品検査など、広い範囲の潜在的な用途を提供することができる。本出願による実施形態はまた、中性子および原子ビームなどの他の形態の放射線を用いた位相コントラスト用途に使用することができる。本出願による実施形態は、高効率および臨床応用のための広い視野を有する堅牢で低コストの位相コントラストマンモグラフィシステムを提供することができる。

さらに、本出願による実施形態（例えば、格子ベースのＰＣＩ）が、断層撮影走査と組み合わされたとき、対象物におけるＸ線屈折率の三次元分布、ならびに吸収断層撮影で一般的に取得された吸収係数の分布を、再構成することができる。一実施形態において、複数のＧ１格子を一体的に形成することができ、同時に形成することができ、単一の共通のリソグラフィマスクを用いて形成することができ、複数の独立した部品から形成することができ、別個に形成することができ、またはそれぞれ異なる材料で形成することができる。

本発明は、１つ以上の実施に関して説明してきたが、添付の特許請求の範囲の趣旨および範囲から逸脱することなく、変更および／または修正を説明した実施例に加えることができる。加えて、本発明の特定の特徴は、いくつかの実装のうちのただ１つに関して開示している可能性があるが、そのような特徴は、任意所与のまたは特定の機能について望ましいまたは有利となることができるように、他の実装のうちの１つ以上の他の特徴と組み合わせすることができる。「少なくとも１つの」という用語は、記載された項目のうちの１つ以上を選択することができることを意味するように用いられる。「約」という用語は、変更が、説明されている実施形態のプロセスまたは構造の不適合をもたらさない限り、記載されている値は、多少変更することができることを示す。最後に、「例示的」は、それが理想的であることを暗示するよりもむしろ、説明が例として使用されることを示す。本発明の他の実施形態は、本明細書に開示された発明の明細および実施を考慮すれば当業者には明らかであろう。本明細書および実施例は、例示的なものに過ぎないと見なされることが意図され、本発明の真の範囲および趣旨は、次の特許請求の範囲によって示される。

Claims (5)

1. デジタル放射線撮影（ＤＲ）位相コントラスト撮像（ＰＣＩ）システムであって、
   放射線撮像用のＸ線源であって、Ｘ線ビームを放射するように構成されるＸ線源と、
   線源格子Ｇ０を備えるビーム成形アセンブリと、
   Ｘ線検出器と、
   位相格子Ｇ１および分析器格子Ｇ２を備える、Ｘ線格子干渉計と、
   低吸収性材料から形成されて、共通の平面に複数の位相格子Ｇ１を固定する格子ホルダであって、前記共通の平面に沿って移動して、複数の位相格子Ｇ１のうちの別の１つの位相格子Ｇ１をＸ線ビームの経路内に配置できる格子ホルダと、を備え、
   前記ビーム成形アセンブリ、前記Ｘ線格子干渉計、および前記Ｘ線検出器の位置の単一配置が、異なる相対ビームエネルギーで取得された少なくとも２つの画像を提供するように構成される、システム。
2. 前記少なくとも２つの画像が、エネルギー分解検出器および単一のＸ線露光を用いて取得され、対象物に対する前記システムの単一パスによって生成された画像データセットが、吸収コントラスト画像、微分位相コントラスト画像、位相シフトコントラスト画像、および暗視野画像のうちの少なくとも１つを含む、前記対象物の複数の画像を構築するために使用される、請求項１に記載のシステム。
3. 方法であって、
   放射線撮像用のＸ線ビームを放射するＸ線生成器を提供することと、
   ビーム制限装置および線源格子Ｇ０を備えるビーム成形アセンブリを、前記Ｘ線ビームの経路内に提供することと、
   低吸収性材料から形成された格子ホルダによって共通の平面に固定された少なくとも２つの位相格子Ｇ１と、分析器格子Ｇ２とを備えるＸ線格子干渉計を、前記Ｘ線ビームの経路内に提供することと、
   前記格子ホルダを前記共通の平面に沿って移動させることで、前記少なくとも２つの位相格子Ｇ１をＸ線ビームに垂直な方向に同時に移動して、前記少なくとも２つの位相格子Ｇ１のうちの一方のみが前記Ｘ線ビームの経路内に配置されて前記Ｘ線ビームによって照射されるように構成することと、
   照射された方の前記位相格子Ｇ１から所定の距離で、照射された方の前記位相格子Ｇ１によって生成された干渉パターンのピッチに対して、前記分析器格子Ｇ２のピッチの位置を調整することと、
   前記Ｘ線格子干渉計およびエネルギー分解検出器を１回走査することにより、異なる相対ビームエネルギーで取得された少なくとも２つの画像を生成することと、を含み、前記ビーム成形アセンブリ、前記Ｘ線格子干渉計、および前記エネルギー分解検出器の位置の配置が前記走査中に変化しない、方法。
4. デジタル放射線撮影（ＤＲ）位相コントラスト撮像（ＰＣＩ）システムであって、
   放射線撮像用のＸ線源と、
   線源格子Ｇ０を備えるビーム成形アセンブリと、
   Ｘ線格子干渉計であって、
   位相格子Ｇ１、および
   分析器格子Ｇ２を備える、Ｘ線格子干渉計と、
   領域Ｘ線検出器と、を備え、前記ビーム成形アセンブリおよびＸ線格子干渉計が、前記Ｘ線源の異なる平均エネルギーのために調整可能であり、
   単一の前記線源格子Ｇ０および単一の前記分析器格子Ｇ２が、複数の選択可能な前記位相格子Ｇ１と共に使用され、複数の前記位相格子Ｇ１が、同じ材料の単一の均一な厚さの構成要素内に実装され、複数の前記位相格子Ｇ１が、前記Ｘ線源の前記異なる平均エネルギーに対応する異なるそれぞれの高さを有する選択可能な部分を含み、前記線源格子Ｇ０と選択された前記位相格子Ｇ１との間のＬ距離、または前記選択された前記位相格子Ｇ１と前記分析器格子Ｇ２との間のｄ距離が、前記位相格子Ｇ１の各々について変化する、システム。
5. 前記複数の位相格子Ｇ１のそれぞれは、他の位相格子Ｇ１とは異なる高さを有する格子バーを含む、請求項１に記載のシステム。