JP6460226B2 - Ｘ線撮影装置 - Google Patents

Description

本発明は、医療分野などにおいて被検体のＸ線画像を撮影するＸ線撮影装置に係り、特に被検体の屈折コントラスト像を映すＸ線画像を撮影するＸ線撮影装置に関する。

医療分野などにおいて被検体の内部を診断する場合、Ｘ線を照射してＸ線画像を生成するＸ線撮影装置が広く用いられている。一般的に普及しているＸ線画像は、Ｘ線強度の減衰の違いをコントラストとして画像化する吸収イメージング法によって生成される。

被検体に対して照射されたＸ線は、被検体を透過する際に被検体の各部分を構成する物質に応じて吸収されて減衰する。被検体を透過したＸ線はＸ線吸収像としてＸ線検出器により検出され、Ｘ線検出信号として出力される。Ｘ線検出信号はＸ線の吸収率によって異なるので、Ｘ線検出信号に対して各種画像処理を行うことにより、Ｘ線強度の減衰の違いがコントラスト（濃淡の差）として表されたＸ線画像が生成される。例えば骨部組織はＸ線吸収率が高いので、吸収イメージング法によってコントラストの高い骨部組織の像を取得できる。

しかしＸ線の吸収率は被検体を構成する元素によって大きく異なり、原子番号が小さい元素はＸ線吸収率が小さくなる。原子番号が小さい元素を多く含む、軟骨などの軟部組織ではＸ線がほとんど吸収されない。そのため吸収イメージング法によるＸ線画像では、十分なコントラストが形成された軟部組織の像を得ることが困難である。

そこで近年では、Ｘ線の位相差やＸ線の屈折を利用して被検体を画像化する手法について提案されている（例えば、特許文献１，２参照）。電磁波の一種であるＸ線は、一般的に被検体の内部と外部とで伝播する速さが異なる。そのため図１７で示すように、Ｘ線が被検体Ｍを透過する際において、矢印Ｑで示すようにＸ線の位相がシフトしてＸ線の波形Ｓが変化する（符号Ｒを参照）。その結果、Ｘ線の進行方向が屈折（散乱）する現象が発生する。すなわち被検体Ｍを透過しないＸ線Ｐ１は直進する一方、被検体Ｍを透過するＸ線Ｐ２は被検体Ｍの形状や構成材料などに依存して屈折する。

実際にＸ線が屈折する角度は数千分の一程度の小さい角度ではあるが、Ｘ線の減衰効果と比べてＸ線の屈折による効果の方が非常に大きい。そのためＸ線吸収率の低い軟部組織などについても、被検体の透過によるＸ線の屈折を測定することによってコントラストの高いＸ線画像を取得できる。このような被検体の透過によるＸ線の屈折情報に基づいて取得される、屈折コントラスト像を映すＸ線画像はＸ線小角散乱画像と呼ばれる。このようなＸ線小角散乱画像を撮影する手法として、エッジイルミネーションＸ線位相差イメージング法（ＥＩ−ＸＰＣｉ：Ｅｄｇｅ Ｉｌｌｕｍｉｎａｔｉｏｎ Ｘ−ｒａｙ Ｐｈａｓｅ Ｃｏｎｔｒａｓｔ ｉｍａｇｉｎｇ）が近年において提案されている（例えば、非特許文献１参照）。

ＥＩ−ＸＰＣｉによりＸ線小角散乱画像を撮影する、従来のＸ線撮影装置の構成について説明する。ＥＩ−ＸＰＣｉに用いる従来のＸ線撮影装置１０１は図１８（ａ）に示すように、被検体ＭにＸ線１０３ａを照射するＸ線管１０３と、Ｘ線１０３ａを検出するＸ線検出器１０５と、試料マスク１０７と、検出マスク１０９とを備えている。試料マスク１０７は、被検体ＭとＸ線管１０３との間に設けられる。検出マスク１０９は、被検体ＭとＸ線検出器１０５の間においてＸ線検出器１０５に近接する位置に設けられる。

図１８（ｂ）に示すように、試料マスク１０７および検出マスク１０９の各々は、ｙ方向に延伸しＸ線を吸収するＸ線吸収材Ｒ１と、ｙ方向に延伸しＸ線を透過するＸ線透過材Ｒ２とがｘ方向に交互に並列する構成を有している。試料マスク１０７および検出マスク１０９におけるピッチの長さＴは一例として６０μｍ〜１００μｍ程度であり、Ｘ線吸収材Ｒ１およびＸ線透過材Ｒ２はそれぞれｘ方向の長さが略同じである。

Ｘ線検出器１０５はフラットパネル型検出器（ＦＰＤ）などが用いられる。ここではＸ線をシンチレータ素子などで光に変換し、さらに光を電気信号である電荷に変換する間接変換型のＸ線検出器を例として説明する。Ｘ線検出器１０５は図１９（ａ）に示すようにシンチレータ層１０５ａと出力層１０５ｂがｚ方向に積層された構成を有している。シンチレータ層１０５ａはＸ線を吸収して光に変換するシンチレータ素子によって構成される。

出力層１０５ｂは基板１１１と、二次元マトリクス状に配列された画素１１３とを備えている。画素１１３の各々は、図示しない光電変換素子と出力素子とを備えている。なおｘ方向において、画素１１３の各々は、検出パネル１０９のＸ線透過材Ｒ２の各々と１対１に対応するように配置されている。

Ｘ線管１０３からｚ方向へ照射されたＸ線は試料マスク１０７のＸ線吸収材Ｒ１によって一部吸収され、Ｘ線はｘ方向の長さがＸ線透過材Ｒ２の長さに相当し、かつｙ方向に伸びるファンビーム状に制限される。試料マスク１０７のＸ線透過材Ｒ２を透過したファンビーム状のＸ線が被検体Ｍに入射する。被検体Ｍを透過するＸ線はさらに検出マスク１０９に入射し、検出マスク１０９に設けられるＸ線吸収材Ｒ１によって一部吸収される。そして検出マスク１０９のＸ線透過材Ｒ２を透過し、さらにｘ方向に細いファンビーム状となったＸ線がＸ線検出器１０５に入射する。

Ｘ線検出器１０５へ入射するＸ線はシンチレータ層１０５ａにおいて光に変換され、シンチレータ光として発光する。シンチレータ光は画素１１１に伝送され、画素１１１に設けられる光電変換素子においてシンチレータ光の光電変換が行われ、電気信号である電荷に変換され、Ｘ線検出信号として出力素子から出力される。そして出力されたＸ線検出信号に基づいてＸ線画像が生成される。

ＥＩ−ＸＰＣｉによりＸ線小角散乱画像を撮影する場合、試料マスク１０７と検出マスク１０９とを相対移動させてＸ線画像を撮影する。すなわち図１９（ｂ）に示す位置関係でＸ線を照射してＸ線画像Ａ１を撮影した後、さらに検出マスク１０９およびＸ線検出器１０５をｘ方向へ移動させる。移動させる距離は一例として、検出マスク１０９のピッチの長さＴの半分に相当する。図１９（ｃ）に示すように検出マスク１０９およびＸ線検出器１０５をｘ方向へ移動させた後、再度Ｘ線を照射してＸ線画像Ａ２を撮影する。

２枚のマスクを相対移動させて撮影するＸ線画像Ａ１とＸ線画像Ａ２の各々を用いることにより、被検体Ｍに基づくＸ線の屈折情報を得ることができる。すなわち試料マスク１０７のＸ線透過材Ｒ２を透過したＸ線のうち、被検体Ｍを透過しないＸ線Ｐ１は屈折しない。そのためＸ線画像Ａ１とＸ線画像Ａ２の各々において、Ｘ線検出器１０５に入射するＸ線Ｐ１の線量は被検体Ｍの有無に関わらず一定である。

一方、試料マスク１０７のＸ線透過材Ｒ２を透過したＸ線のうち、Ｘ線Ｐ２は被検体Ｍを透過することによって屈折する。そのためＸ線画像Ａ１とＸ線画像Ａ２の各々においてＸ線検出器１０５に入射するＸ線Ｐ２の線量はＸ線検出器１０５に入射するＸ線Ｐ１の線量と比べて、Ｘ線Ｐ２が屈折する角度に依存して増減する。従ってＸ線画像Ａ１およびＸ線画像Ａ２に対して、両画像の差分をとるなどの各種処理を行うことによって、Ｘ線の屈折情報に基づいたＸ線小角散乱画像が生成される。このように試料マスク１０７と検出マスク１０９とを相対移動させつつ複数枚のＸ線画像を撮影することにより、被検体ＭのＸ線小角散乱画像を取得できる。

特開２０１１−４５６５５号公報 国際公開２０１３／０１４０８３号

Ｌｏｗ−ｄｏｓｅ ｐｈａｓｅ ｃｏｎｔｒａｓｔ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ ｗｉｔｈ ｃｏｎｖｅｎｔｉｏｎａｌ ｘ−ｒａｙ ｓｏｕｒｃｅｓ Ｃ．Ｋ．Ｈａｇｅｎ ｅｔ．ａｌ．Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ ４１，０７０７０１（２０１４）；ｄｏｉ：１０．１１１８／１．４８８４２９７

しかしながら、このような構成を有する従来例の場合には、次のような問題がある。
まず、従来のＸ線撮影装置において、Ｘ線検出器１０５に相当する面積の検出マスク１０９を必要とする。検出マスク１０９は試料マスク１０７と同様にＸ線吸収材Ｒ１およびＸ線透過材Ｒ２とを数十μｍ程度のピッチで精度良く並列させる構成を有する必要がある。また検出マスク１０９のＸ線吸収効率を高めるためには、高エネルギーのＸ線を吸収可能とすべく、Ｘ線吸収材Ｒ１の厚さを厚くする必要がある。

一般的にＸ線検出器１０５のＸ線入射面は４０ｃｍ四方程度の広い面積である。すなわちＸ線吸収材Ｒ１が厚く、かつＸ線吸収材Ｒ１およびＸ線透過材Ｒ２が数十μｍ程度のピッチで高精度に繰り返し並列する構成を、数十ｃｍ四方の大面積で作成するのは非常に困難である。従って、大面積の検出マスク１０９は非常に高額になるので、Ｘ線撮影装置の製造コストが高くなる。

次に、Ｘ線の屈折を正確に検出するには、Ｘ線検出器１０５に設けられる画素１１３の各々と、検出マスク１０９に設けられるＸ線透過材Ｒ２の各々とが１対１に対応する位置関係にある必要がある。そのため検出マスク１０９とＸ線検出器１０５とを高い精度で位置合わせをする必要がある。そして検出マスク１０９と試料マスク１０７とを相対移動させる場合、検出マスク１０９とＸ線検出器１０５との位置関係を正確に維持した状態で両者を移動させる必要がある。このように高精度の移動機構と、高精度に位置合わせがなされた検出マスク１０９およびＸ線検出器１０５を要するのでＸ線撮影装置の製造コストがさらに上昇する。

また高精度に位置合わせを行ってＸ線撮影装置を製造した場合であっても、Ｘ線撮影装置を使用する際に、振動などによってＸ線管１０３、試料マスク１０７、検出マスク１０９、およびＸ線検出器１０５の位置関係がずれる場合がある。位置関係がずれた場合、Ｘ線画像Ａ１およびＡ２に映るＸ線像の位置に誤差が生じるので、結果としてＸ線小角散乱画像の診断能が低下する。

さらに従来の装置においてＸ線小角散乱画像を生成するには、検出マスク１０９と試料マスク１０７とを相対移動させつつＸ線撮影を複数回行う必要がある。そのため被検体の被曝量が大きくなる。またＸ線検出器１０５においてＸ線感度を向上するには、高エネルギーのＸ線を検出可能とすべく、シンチレータ層１０５ａを厚くする必要がある。しかしシンチレータ層１０５ａを厚くする場合、シンチレータ光がシンチレータ層１０５ａの内部で容易に散乱するので、Ｘ線画像の解像度が低下するという問題も懸念される。

本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、診断能の高いＸ線小角散乱画像の撮影を可能とするＸ線撮影装置をより低い製造コストで提供することを目的とする。

本発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。
すなわち、本発明に係るＸ線撮影装置は、被検体にＸ線を照射するＸ線管と、Ｘ線管と前記被検体の間に設けられており、第１の方向に延伸するＸ線透過部が前記第１の方向に直交する第２の方向に並列するように形成されている遮蔽マスクと、前記Ｘ線透過部を透過したＸ線を検出してＸ線検出信号を出力するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器および前記遮蔽マスクの相対位置を前記第２の方向へ移動させる移動機構と、前記移動機構が前記相対位置を移動させる間に、前記Ｘ線管にＸ線照射を繰り返させる制御を行うＸ線照射制御部と、前記Ｘ線管によりＸ線照射ごとに前記Ｘ線検出器が出力するＸ線検出信号を用いてＸ線画像を生成する画像生成部と、前記画像生成部が生成したＸ線画像に基づいて、前記Ｘ線の屈折する方向および屈折する角度からなるＸ線屈折情報を算出する屈折情報算出部と、前記Ｘ線屈折情報に基づいて前記被検体のＸ線屈折コントラスト像を映すＸ線小角散乱画像を再構成する散乱画像再構成部とを備え、前記Ｘ線検出器は、格子状の遮光壁、および前記遮光壁により二次元マトリクス状に区画されたセル内にそれぞれ充填され、入射したＸ線を光に変換するシンチレータ素子からなるシンチレータ層と、前記シンチレータ素子の各々が変換した光を電荷に変換する画素が二次元マトリクス状に配列された出力層とを備えることを特徴とするものである。

［作用・効果］本発明に係るＸ線撮影装置によれば、Ｘ線検出器のシンチレータ層は格子状の遮光壁によってシンチレータ素子が区画された構成を有する。この場合、遮蔽マスクによってファンビーム状に制限されたＸ線のうち、遮光壁が設けられた部分に入射するＸ線は検出されず、シンチレータ素子が設けられた部分に入射するＸ線のみが検出される。従って、遮蔽マスクを透過したＸ線の一部を制限する検出マスクの機能を、シンチレータ層に設けられる遮光壁によって代替できる。

その結果、ＥＩ−ＸＰＣｉに用いる従来のＸ線撮影装置では必須な構成であった検出マスクを省略しても、好適にＥＩ−ＸＰＣｉを行ってＸ線小角散乱画像を取得できる。すなわち大面積で製造することが困難であった検出マスクを必要としないので、大面積のＸ線検出器についてＥＩ−ＸＰＣｉを行い、サイズがより大きなＸ線小角散乱画像を取得することが容易となる。

また高精度かつ大面積の検出マスクを製造する必要がないので、ＥＩ−ＸＰＣｉに用いるＸ線撮影装置の製造コストを低減できる。さらに検出マスクとＸ線検出器とを高精度に位置合わせをする必要がないので、位置ズレに起因するＸ線小角散乱画像の診断能の低下をより確実に回避できるとともに、Ｘ線撮影装置の製造コストをさらに低減できる。

本発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとってもよい。
すなわち、本発明に係るＸ線撮影装置は、被検体にＸ線を照射するＸ線管と、Ｘ線管と前記被検体の間に設けられており、第１の方向に延伸するＸ線透過部が前記第１の方向に直交する第２の方向に並列するように形成されている遮蔽マスクと、前記Ｘ線透過部を透過したＸ線を検出してＸ線検出信号を出力するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器が出力するＸ線検出信号を用いてＸ線画像を生成する画像生成部と、前記画像生成部が取得したＸ線画像に基づいて、前記Ｘ線の屈折する方向および屈折する角度からなるＸ線屈折情報を算出する屈折情報算出部と、前記Ｘ線屈折情報に基づいて前記被検体のＸ線屈折コントラスト像を映すＸ線小角散乱画像を再構成する散乱画像再構成部とを備え、前記Ｘ線検出器は、格子状の遮光壁、および前記遮光壁により二次元マトリクス状に区画されたセル内にそれぞれ充填され、入射したＸ線を光に変換するシンチレータ素子からなるシンチレータ層と、前記シンチレータ素子の各々が変換した光を電荷に変換する画素が二次元マトリクス状に配列された出力層とを備え、前記Ｘ線が前記Ｘ線検出器に入射する領域は、前記第２の方向において２以上の前記シンチレータ素子の各々に重複するように、前記Ｘ線透過部および前記Ｘ線検出器の位置が設定されることを特徴とするものである。

［作用・効果］本発明に係るＸ線撮影装置によれば、遮蔽マスクにおいて、第１の方向に延伸するＸ線透過部が第１の方向に直交する第２の方向に並列するように形成される。Ｘ線が前記Ｘ線検出器に入射する領域は、第２の方向において２以上の前記シンチレータ素子の各々の一部に重複するように、Ｘ線透過部およびＸ線検出器の位置が設定される。

このような構成において、遮蔽マスクによってＸ線は第１の方向に延伸するファンビーム状に制限され、第２の方向において２以上のシンチレータ素子の各々に入射する。そしてＸ線が被検体を透過する際に第２の方向に屈折した場合、Ｘ線の入射領域は第２の方向に移動する。そのため２以上のシンチレータ素子の各々に入射するＸ線量の偏りが変化する。

従って２以上のシンチレータ素子の各々に入射するＸ線量の偏りの変化に基づいて、Ｘ線の屈折する方向および屈折する角度を算出できる。シンチレータ素子の各々に入射するＸ線量はＸ線画像における画素の輝度値に基づいて算出できるので、屈折情報算出部は１回のＸ線撮影によって、第２の方向に係るＸ線の屈折方向および屈折角度からなる屈折情報を算出できる。

散乱画像再構成部は屈折情報に基づいて前記被検体のＸ線屈折コントラスト像を映すＸ線小角散乱画像を再構成する。従って、Ｘ線小角散乱画像に要するＸ線照射の回数が従来では複数回出会ったのに対し、本発明に係るＸ線撮影装置では１回ですむ。その結果、Ｘ線小角散乱画像を取得する際に被検体が被曝するＸ線量を低減できるとともに、Ｘ線小角散乱画像の撮影に要する時間を短縮できる。

また、上述した発明において、前記Ｘ線検出器は、格子状の前記遮光壁、および前記遮光壁によって区画されて前記第２の方向に並列する第１のシンチレータ素子によって構成される第１のシンチレータアレイと、格子状の前記遮光壁、および前記遮光壁によって区画されて前記第２の方向に並列する第２のシンチレータ素子によって構成され、前記第２のシンチレータ素子の配列パターンは前記第１のシンチレータ素子の配列パターンと比べて前記第２の方向に所定の距離ずれている第２のシンチレータアレイとが前記第１の方向に交互に並んで配列されることが好ましい。

［作用・効果］本発明に係るＸ線撮影装置によれば、Ｘ線検出器は第１のシンチレータアレイと第２のシンチレータアレイとが第１の方向に交互に並んで配列される。そして第１のシンチレータアレイに設けられる第１のシンチレータ素子の配列パターンと、第２のシンチレータアレイに設けられる第２のシンチレータ素子の配列パターンとは第２の方向に所定の距離ずれている。

この場合、１回のＸ線照射によって生成されるＸ線画像について、第１のシンチレータ素子に基づく画像情報はＸ線検出器を移動させずに撮影した場合に取得されるＸ線画像情報である。一方、第２のシンチレータ素子に基づく画像情報は、Ｘ線検出器を第２の方向へ所定の距離移動させた状態でＸ線を照射した場合に取得されるＸ線画像情報である。そのため１回のＸ線照射によって、異なる２つの撮影位置で撮影された２つのＸ線画像情報を取得できる。

屈折情報算出部は１回のＸ線照射によって得られた２つのＸ線画像情報に基づいてＸ線の屈折情報を算出するので、Ｘ線小角散乱画像に要するＸ線照射の回数は１回で済む。従って、Ｘ線小角散乱画像を取得する際に被検体が被曝するＸ線量を低減できるとともに、Ｘ線小角散乱画像の撮影に要する時間を短縮できる。さらに２つのＸ線画像情報の各々の撮影位置の間の距離は、シンチレータ素子の配列パターンのずれに基づいて予め算出できる。従って、屈折情報を算出するための演算処理を単純化することができる。

本発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとってもよい。
すなわち本発明に係るＸ線撮影装置は、被検体にＸ線を照射するＸ線管と、Ｘ線管と前記被検体の間に設けられており、Ｘ線を透過させるＸ線透過部が直交する２方向に二次元マトリクス状に配設される遮蔽マスクと、前記Ｘ線透過部を透過したＸ線を検出してＸ線検出信号を出力するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器が出力するＸ線検出信号を用いてＸ線画像を生成する画像生成部と、前記画像生成部が取得したＸ線画像に基づいて、前記Ｘ線の屈折する方向および屈折する角度からなるＸ線屈折情報を算出する屈折情報算出部と、前記Ｘ線屈折情報に基づいて前記被検体のＸ線屈折コントラスト像を映すＸ線小角散乱画像を再構成する散乱画像再構成部とを備え、前記Ｘ線検出器は、格子状の遮光壁、および前記遮光壁により二次元マトリクス状に区画されたセル内にそれぞれ充填され、入射したＸ線を光に変換するシンチレータ素子からなるシンチレータ層と、前記シンチレータ素子の各々が変換した光を電荷に変換する画素が二次元マトリクス状に配列された出力層とを備え、前記Ｘ線が前記Ｘ線検出器に入射する領域は、前記直交する２方向のそれぞれについて２以上の前記シンチレータ素子の各々に重複するように、前記Ｘ線透過部および前記Ｘ線検出器の位置が設定されることを特徴とするものである。

［作用・効果］本発明に係るＸ線撮影装置によれば、遮蔽マスクにおいて、Ｘ線透過部は直交する２方向に二次元マトリクス状に配設される。Ｘ線が前記Ｘ線検出器に入射する領域は、直交する２方向のそれぞれにおいて２以上の前記シンチレータ素子の各々の一部に重複するように、前記Ｘ線透過部およびＸ線検出器の位置が設定される。

このような構成において、遮蔽マスクによってＸ線はペンシルビーム状に制限され、直交する２方向の各々において、２以上のシンチレータ素子にそれぞれ入射する。そしてＸ線が被検体を透過する際に第２の方向に屈折した場合、Ｘ線の入射領域は直交する２方向の各々に移動する。そのためシンチレータ素子の各々に入射するＸ線量の偏りが変化する。

従って直交する２方向の各々について、シンチレータ素子の各々に入射するＸ線量の偏りの変化に基づいてＸ線の屈折する方向および屈折する角度を算出できる。シンチレータ素子の各々に入射するＸ線量はＸ線画像における画素の輝度値から算出できるので、屈折情報算出部は１回のＸ線撮影によって、直交する２方向の各々におけるＸ線の屈折方向および屈折角度からなる屈折情報をそれぞれ算出できる。

散乱画像再構成部は屈折情報に基づいて前記被検体のＸ線屈折コントラスト像を映すＸ線小角散乱画像を再構成する。従って、Ｘ線小角散乱画像に要するＸ線照射の回数が従来では複数回であったのに対し、本発明に係るＸ線撮影装置では１回ですむ。その結果、Ｘ線小角散乱画像を取得する際に被検体が被曝するＸ線量を低減できるとともに、Ｘ線小角散乱画像の撮影に要する時間を短縮できる。そしてＸ線小角散乱画像は直交する２方向のそれぞれにおけるＸ線の屈折情報に基づく画像である。そのため１方向におけるＸ線の屈折情報に基づくＸ線小角散乱画像と比べて、Ｘ線小角散乱画像に映る屈折コントラスト像はより精密になる。従って、Ｘ線小角散乱画像を用いて、より精度の高い診断を行う事が可能となる。

また、上述した発明において、前記Ｘ線が前記Ｘ線検出器に入射する領域は、前記直交する２方向の各々において２以上の前記シンチレータ素子の各々に接するように、前記Ｘ線透過部および前記Ｘ線検出器の位置が設定されることが好ましい。

［作用・効果］本発明に係るＸ線撮影装置によれば、Ｘ線がＸ線検出器に入射する領域は、直交する２方向の各々において２以上のシンチレータ素子の各々に接する。この場合、Ｘ線が屈折しない場合はシンチレータ素子のいずれにも入射しないので、Ｘ線画像における全画素の輝度値は０である。一方、Ｘ線が屈折する場合はＸ線が屈折する側にあるシンチレータ素子にＸ線が入射するので、画素の輝度値は入射するＸ線量に応じた所定の値となる。

屈折情報算出部はＸ線画像における画素の輝度値に基づいて、直交する２方向の各々について、Ｘ線の屈折情報を算出できる。Ｘ線が屈折しない場合、画素の輝度値は全て０であるので、屈折情報算出部が屈折情報を算出するために行う演算処理をより単純化できる。そのためＸ線小角散乱画像の取得に要する時間をより短縮できる。

また、上述した発明において、前記Ｘ線検出器は、第１の前記シンチレータ層と、第２の前記シンチレータ層と、前記第１のシンチレータ層に設けられるシンチレータ素子が変換した光を電荷に変換する画素が二次元マトリクス状に配列された第１の前記出力層と、前記第２のシンチレータ層に設けられるシンチレータ素子が変換した光を電荷に変換する画素が二次元マトリクス状に配列された第２の前記出力層とを備え、前記第１のシンチレータ層に設けられる前記遮光壁の格子パターンと前記第２のシンチレータ層に設けられる前記遮光壁の格子パターンとは、前記Ｘ線の入射面に沿ってずれていることが好ましい。

［作用・効果］本発明に係るＸ線撮影装置によれば、第１のシンチレータ層に設けられる遮光壁の格子パターンと、第２のシンチレータ層に設けられる遮光壁の格子パターンとはＸ線の入射面に沿ってずれている。そのためＸ線検出器に入射されるＸ線はより確実に第１のシンチレータ素子および第２のシンチレータ素子のうち、少なくとも一方に入射して光に変換される。従って、Ｘ線検出器においてＸ線を検出できない領域を大幅に低減できるので、Ｘ線検出器のＸ線感度を大きく向上することが可能となる。

また、上述した発明において、前記第２のシンチレータ層に設けられる前記遮光壁のピッチと、前記第１のシンチレータ層に設けられる前記遮光壁のピッチとの比は、前記Ｘ線管から照射されたＸ線が前記第１のシンチレータ層に到達したときの広がり幅と、前記Ｘ線管から照射されたＸ線が前記第２のシンチレータ層に到達したときの広がり幅との比に等しいことが好ましい。

［作用・効果］本発明に係るＸ線撮影装置によれば、放射状に広がるＸ線を可能な限り遮光壁に入射させず、感度の高いＸ線撮影装置を提供できる。

また、上述した発明において、前記Ｘ線検出器は、前記シンチレータ層と、前記シンチレータ素子を備えるシンチレータパネルと、前記シンチレータ層に設けられるシンチレータ素子によって変換された光を電荷に変換する画素が二次元マトリクス状に配列された第１の前記出力層と、前記シンチレータパネルに設けられるシンチレータ素子によって変換された光を電荷に変換する画素が二次元マトリクス状に配列された第２の前記出力層とを備え、前記シンチレータ層および前記シンチレータパネルは、前記Ｘ線の入射方向に積層されていることが好ましい。

［作用・効果］本発明に係るＸ線撮影装置によれば、Ｘ線検出器は格子状の遮光壁によってシンチレータ素子が区画されたシンチレータ層を有する。そのため、遮蔽マスクを透過したＸ線の一部を制限する検出マスクの機能を、シンチレータ層に設けられる遮光壁によって代替できるので、従来のＸ線撮影装置では必須な構成であった検出マスクを省略しても、好適にＥＩ−ＸＰＣｉを行ってＸ線小角散乱画像を取得できる。そして、シンチレータ層はシンチレータパネルとＸ線の入射方向に積層されているので、Ｘ線検出器全体としてデュアルエナジー型のＸ線検出器と同じ効果を得られる。

また、上述した発明において、前記シンチレータパネルに設けられる前記画素のピッチは、前記シンチレータ層に設けられる前記画素のピッチより大きいことが好ましい。

［作用・効果］本発明に係るＸ線撮影装置によれば、シンチレータパネルに設けられる画素のピッチは、シンチレータ層に設けられる画素のピッチより大きい。そのため第１の出力層に基づいて、Ｘ線小角散乱の情報を含むより精密な画像情報を取得できる。一方でシンチレータパネルに設けられる画素のピッチは比較的大きいので、シンチレータパネルにおいて情報量の過多による処理時間の長期化を回避できる。その結果、Ｘ線画像の取得に要する時間を短縮できるとともに、Ｘ線検出器の構成がより単純となるので、装置の製造に要するコストをより低くできる。

また、上述した発明において、前記画素に設けられる光電変換素子が前記遮光壁の格子により形成される区画の内部に位置していることが好ましい。

［作用・効果］本発明に係るＸ線撮影装置によれば、互いに隣り合う光電変換素子をより確実に光学的に隔絶できる。

また、上述した発明において、前記遮光壁は、前記Ｘ線検出器の中央部から端部に向かうに従って次第に傾斜するように構成されていることが好ましい。

［作用・効果］本発明に係るＸ線撮影装置によれば、放射状に広がるＸ線を可能な限り２画素以上に入射させず、精度の高いＸ縁撮影装置を提供できる。

また、上述した発明において、前記Ｘ線が前記Ｘ線検出器に入射する領域と、前記第１の方向に延びる前記シンチレータ素子とが重複する領域の広さは、前記第２の方向に並ぶ前記シンチレータ素子の各々について周期的に変化するように、前記Ｘ線透過部および前記Ｘ線検出器が構成されることが好ましい。

［作用・効果］本発明に係るＸ線撮影装置によれば、重複する領域の広さの周期的な変化を算出することにより、遮蔽マスクとＸ線検出器との相対位置のズレを正確に検出し、当該相対位置のズレがＸ線画像に与える影響を補正できる。そのため、相対位置のズレがＸ線画像に与える影響をより迅速かつ容易に補正し、より精度の高いＸ線画像を取得できる。

また、上述した発明において、前記Ｘ線が前記Ｘ線検出器に入射する領域は、前記第２の方向において２以上の前記シンチレータ素子の各々に接するように、前記Ｘ線透過部および前記Ｘ線検出器の位置が設定されることが好ましい。

［作用・効果］本発明に係るＸ線撮影装置によれば、Ｘ線が屈折しない場合はシンチレータ素子のいずれにも入射しないので、Ｘ線画像における全画素の輝度値は０である。一方、Ｘ線が屈折する場合はＸ線が屈折する側にあるシンチレータ素子にＸ線が入射するので、画素の輝度値は入射するＸ線量に応じた所定の値となる。そのため、屈折情報算出部が屈折情報を算出するために行う演算処理をより単純化できるので、Ｘ線小角散乱画像の取得に要する時間をより短縮できる。

また、上述した発明において、前記Ｘ線が前記Ｘ線検出器に入射する領域は、前記第２の方向において２以上の前記遮光壁の各々に接するように、前記Ｘ線透過部および前記Ｘ線検出器の位置が設定されることが好ましい。

［作用・効果］本発明に係るＸ線撮影装置によれば、Ｘ線が屈折しない場合は遮光壁に入射しない。一方、Ｘ線が屈折する場合はＸ線が屈折する側にある遮光壁にＸ線が入射するので、画素の輝度値は入射するＸ線量に応じた所定の値となる。そのため、屈折情報算出部が屈折情報を算出するために行う演算処理をより単純化できるので、Ｘ線小角散乱画像の取得に要する時間をより短縮できる。

本発明に係るＸ線撮影装置によれば、Ｘ線検出器のシンチレータ層は格子状の遮光壁によってシンチレータ素子が区画された構成を有する。この場合、遮蔽マスクによってファンビーム状に制限されたＸ線のうち、遮光壁が設けられた部分に入射するＸ線は検出されず、シンチレータ素子が設けられた部分に入射するＸ線のみが検出される。従って、遮蔽マスクを透過したＸ線の一部を制限する検出マスクの機能を、シンチレータ層に設けられる遮光壁によって代替できる。

その結果、ＥＩ−ＸＰＣｉに用いる従来のＸ線撮影装置では必須な構成であった検出マスクを省略しても、好適にＥＩ−ＸＰＣｉを行ってＸ線小角散乱画像を取得できる。すなわち大面積で製造することが困難であった検出マスクを必要としないので、大面積のＸ線検出器についてＥＩ−ＸＰＣｉを行い、サイズがより大きなＸ線小角散乱画像を取得することが容易となる。

また高精度かつ大面積の検出マスクを製造する必要がないので、ＥＩ−ＸＰＣｉに用いるＸ線撮影装置の製造コストを低減できる。さらに検出マスクとＸ線検出器とを高精度に位置合わせをする必要がないので、位置ズレに起因するＸ線小角散乱画像の診断能の低下をより確実に回避できるとともに、Ｘ線撮影装置の製造コストをさらに低減できる。

ＥＩ−ＸＰＣｉに用いる、実施例１に係るＸ線撮影装置の構成を示す図である。（ａ）はＸ線撮影装置の全体構成を説明する概略図であり、（ｂ）は試料マスクの構成を説明する図である。 実施例１に係るＸ線検出器の構成を説明する図である。（ａ）はＸ線検出器の断面図であり、（ｂ）はＸ線検出器の平面図である。 実施例１に係る試料マスクとＸ線検出器との位置関係を説明する図である。（ａ）は被検体のない状態でＸ線を照射した場合におけるＸ線の照射領域を示す断面図であり、（ｂ）は被検体のない状態でＸ線を照射した場合におけるＸ線の照射領域を示す、Ｘ線検出器の平面図である。 実施例１に係るＸ線検出器の動作を説明する図である。（ａ）は被検体のある状態でＸ線を照射した場合におけるＸ線の照射領域を示す断面図であり、（ｂ）は被検体のある状態でＸ線を照射した場合に、Ｘ線検出器のＸ線入射面におけるＸ線の照射領域を示す図である。（ｃ）はＸ線検出器を移動させた後にＸ線を照射した場合におけるＸ線の照射領域を示す断面図であり、（ｄ）はＸ線検出器を移動させた後にＸ線を照射した場合に、Ｘ線検出器のＸ線入射面におけるＸ線の照射領域を示す図である。 実施例１に係るＸ線撮影装置の効果を説明する図である。（ａ）は実施例１に係るＸ線撮影装置の断面図であり、（ｂ）は実施例１に係るＸ線検出器に相当する、従来例に係るＸ線撮影装置の構成を示す断面図であり、（ｃ）は実施例１に係るＸ線検出器の遮光壁、または従来例に係る検出マスクによって制限される、Ｘ線の入射領域を示す図である。 実施例２に係るＸ線検出器の構成を説明する図である。（ａ）はシンチレータアレイの俯瞰図であり、（ｂ）はＸ線検出器の平面図である。 実施例２に係るＸ線検出器の動作を説明する図である。（ａ）はシンチレータアレイ２３ＡにおけるＸ線の照射領域を示す断面図であり、（ｂ）はシンチレータアレイ２３ＢにおけるＸ線の照射領域を示す断面図であり、（ｂ）はＸ線検出器のＸ線入射面において、Ｘ線の照射領域を示す図である。 実施例３に係るＸ線撮影装置の構成を説明する図である。（ａ）はＸ線撮影装置の全体構成を説明する概略図であり、（ｂ）は試料マスクの構成を説明する図であり、（ｃ）は試料マスクの構成について、他の例を説明する図である。 実施例３に係るＸ線検出器の構成を説明する図である。（ａ）はシンチレータ層の平面図であり、（ｂ）は出力層の平面図であり、（ｃ）は試料マスクとＸ線検出器との位置関係を説明する、Ａ−Ａ断面における図であり、（ｄ）はＸ線検出器のＸ線入射面において、Ｘ線の照射領域とシンチレータ素子との位置関係を説明する図である。 実施例３に係るＸ線検出器のＸ線入射面において、Ｘ線の照射領域とシンチレータ素子との位置関係を説明する図である。（ａ）はＸ線が屈折しない場合の位置関係を示す図であり、（ｂ）はｘ方向に屈折する場合の位置関係を示す図であり、（ｃ）はｙ方向に屈折する場合の位置関係を示す図であり、（ｄ）はｘ方向およびｙ方向に屈折する場合の位置関係を示す図である。 試料マスクとＸ線検出器との相対位置がずれる場合を説明する図である。（ａ）はＸ線検出器がＸ線入射面に沿って平行移動する状態を示す図であり、（ｂ）はＸ線検出器がＸ線入射面に沿って回転移動する状態を示す図である。 実施例４に係るＸ線検出器において、相対位置ズレ補正に用いるユニットの位置を説明する図である。 実施例４に係るＸ線検出器のＸ線入射面において、Ｘ線の照射領域とシンチレータ素子との位置関係を説明する図である。（ａ）はＸ線検出器がＸ線入射面に沿って平行移動する場合の位置関係を示す図であり、（ｂ）はＸ線検出器がＸ線入射面に沿って回転移動する場合の位置関係を示す図である。 実施例２の変形例に係るＸ線撮影装置を説明する図である。（ａ）はＸ線検出器のＸ線入射面において、Ｘ線の照射領域とシンチレータ素子との位置関係を説明する図であり、（ｂ）はＸ線の照射領域を示す、Ａ−Ａ断面における図である。 変形例に係るＸ線撮影装置を説明する図である。（ａ）は実施例３の変形例に係るシンチレータ素子の形状を説明する図であり、（ｂ）は実施例３の変形例でＸ線が屈折しない場合、Ｘ線検出器のＸ線入射面において、Ｘ線の照射領域とシンチレータ素子との位置関係を説明する図であり、（ｃ）は実施例３の変形例でＸ線が屈折する場合、Ｘ線検出器のＸ線入射面において、Ｘ線の照射領域とシンチレータ素子との位置関係を説明する図であり、（ｄ）は実施例２の変形例でＸ線が屈折しない場合、Ｘ線検出器のＸ線入射面において、Ｘ線の照射領域とシンチレータ素子との位置関係を説明する図であり、（ｅ）は実施例２の変形例でＸ線が屈折する場合、Ｘ線検出器のＸ線入射面において、Ｘ線の照射領域とシンチレータ素子との位置関係を説明する図である。 変形例に係るＸ線撮影装置を説明する図である。（ａ）はＸ線検出器が二層構造である状態を説明する図であり、（ｂ）はＸ線検出器が一層構造である状態を説明する図である。 被検体Ｍを透過するＸ線が屈折する状態を説明する図である。 ＥＩ−ＸＰＣｉに用いる、従来例に係るＸ線撮影装置の構成を示す図である。（ａ）はＸ線撮影装置の全体構成を説明する図であり、（ｂ）は試料マスクの構成を説明する図である。 従来例に係るＸ線撮影装置の構成を示す図である。（ａ）は従来のＥＩ−ＸＰＣｉに用いるＸ線検出器の断面図であり、（ｂ）はＸ線検出器が初期位置にある状態でＸ線を照射した場合におけるＸ線の照射領域を示す断面図であり、（ｃ）はＸ線検出器を初期位置から移動させた後にＸ線を照射した場合におけるＸ線の照射領域を示す断面図である。 変形例に係るＸ線検出器の構成を説明する図である。（ａ）は変形例（９）に係るＸ線検出器の構成を説明する断面図であり、（ｂ）は変形例（１０）に係るＸ線検出器の構成を説明する断面図である。 変形例（１１）に係るＸ線検出器の構成を説明する図である。（ａ）はＸ線検出器のＸ線入射面において、Ｘ線の照射領域とシンチレータ素子との位置関係を説明する図であり、（ｂ）はＸ線検出器の構成を説明する断面図である。 変形例（１２）に係るＸ線検出器の効果を説明する図である。（ａ）はＸ線検出器のＸ線入射面において、Ｘ線の照射領域とシンチレータ素子との位置関係を説明する図であり、（ｂ）は変形例（１１）におけるＸ線検出器を説明する断面図である。（ｃ）は変形例（１２）に係るＸ線検出器の効果を説明する断面図である。 変形例に（１３）係るＸ線検出器の構成を説明する図である。（ａ）はＸ線検出器のＸ線入射面において、Ｘ線の照射領域とシンチレータ素子との位置関係を説明する図であり、（ｂ）はＸ線検出器の構成を説明する断面図である。 変形例（１４）に係るＸ線検出器の構成を説明する図である。（ａ）はＸ線検出器のＸ線入射面において、Ｘ線の照射領域とシンチレータ素子との位置関係を説明する図であり、（ｂ）は（ａ）におけるＢ−Ｂ矢視断面図である。 変形例（１５）に係るＸ線検出器の構成を説明する図である。（ａ）はＸ線検出器のＸ線入射面において、Ｘ線の照射領域とシンチレータ素子との位置関係を説明する図であり、（ｂ）は（ａ）において符号Ｑで示す部分の拡大図であり、（ｃ）は回転方向のズレを検出できる効果を説明する図である。 変形例（１６）に係るＸ線検出器の構成を説明する図である。 変形例（１７）に係るＸ線検出器の構成を説明する図である。 変形例（１８）に係るＸ線検出器の構成を説明する図である。

以下、図面を参照してこの発明の実施例１を説明する。図１（ａ）は、ＥＩ−ＸＰＣｉに用いることのできる、実施例１に係るＸ線撮影装置の全体構成を説明する概略図である。

＜全体構成の説明＞
実施例１に係るＸ線撮影装置１は、被検体ＭにＸ線３ａを照射するＸ線管３と、Ｘ線３ａを検出してＸ線検出信号を出力するＸ線検出器５と、移動機構６と、試料マスク７と、画像生成部８と、屈折情報算出部９と、散乱画像再構成部１０とを備えている。被検体Ｍは図示しない載置ステージに載置されており、載置ステージは例えばｙ方向に平行な軸の軸周りに回転可能に構成される。すなわち載置ステージを回転させることにより被検体Ｍを適宜回転させ、被検体Ｍの任意の面に対してＸ線を照射できるように構成されている。なお、実施例１に係るＸ線撮影装置１は検出マスクを必須構成とする従来の装置と異なり、検出マスクを省略していることを特徴とする。

移動機構６はＸ線検出器５に接続されており、Ｘ線検出器５をｘ方向へ移動させることにより、Ｘ線検出器５と試料マスク７との位置関係を相対的に変位させる。Ｘ線管３には図示しないＸ線照射制御部が接続されており、Ｘ線照射制御部はＸ線管３からＸ線３ａを照射するタイミングやＸ線３ａの線量などを制御する。移動機構６がＸ線検出器５と試料マスク７との相対位置をｘ方向に変位させつつ、Ｘ線照射制御部がＸ線３ａを適切なタイミングで照射することにより、複数のＸ線画像を撮影できる。

画像生成部８はＸ線検出器５の後段に設けられており、Ｘ線検出器５から出力されるＸ線検出信号に基づいて被検体ＭのＸ線画像を生成する。屈折情報算出部９は画像生成部８の後段に設けられており、Ｘ線画像における画素の輝度値に基づいてＸ線３ａに関する屈折情報を算出する。屈折情報とは一例としてＸ線３ａの屈折する方向や、Ｘ線３ａの屈折角度の大きさなどに関する情報が挙げられる。散乱画像再構成部１０はＸ線３ａの屈折情報に基づいて、被検体Ｍの屈折コントラスト像を映す、Ｘ線小角散乱画像を再構成する。

試料マスク７は被検体ＭとＸ線管３との間に設けられ、Ｘ線管３から照射されるＸ線３ａの中心軸３ｂに沿った方向（ｚ方向）と、試料マスク７におけるＸ線入射面とが直交するように配置される。試料マスク７は図１（ｂ）に示すように、ｙ方向に延伸しＸ線を吸収するＸ線吸収材Ｒ１と、ｙ方向に延伸しＸ線を透過するＸ線透過材Ｒ２とがｘ方向に交互に並列する構成を有している。Ｘ線吸収材Ｒ１のピッチ（周期）の長さをＧとし、Ｘ線透過材Ｒ２のｘ方向の長さをＮとする。

すなわちＸ線透過材Ｒ２によって、試料マスク７においてｙ方向に延伸し、Ｘ線を透過させるスリット部が多数形成される。そしてＸ線３ａは試料マスク７を透過することによって、ｙ方向に延伸しｘ方向の長さがＮであるファンビームが、ｙ方向に多数連なった形状に制限される。Ｘ線吸収材Ｒ１を構成する材料としては金や白金などＸ線吸収率の高い金属などが用いられる。Ｘ線透過材Ｒ２としてはＸ線吸収率の低い樹脂などが挙げられる。Ｘ線吸収材Ｒ１およびＸ線透過材Ｒ２はそれぞれｘ方向の長さが略同じであることが好ましい。なおＸ線透過材Ｒ２は開口部であってもよい。試料マスク７は本発明における遮蔽マスクに相当し、Ｘ線透過材Ｒ２は本発明におけるＸ線透過部に相当する。

Ｘ線検出器５は、ｚ方向にＸ線検出面が直交するように配置される。実施例１において、Ｘ線検出器５として間接変換型のフラットパネル型検出器（ＦＰＤ）を用いることとする。Ｘ線検出器５は図２（ａ）に示すように、シンチレータ層１１と出力層１３が積層された構成を有している。シンチレータ層１１は二次元マトリクス状に配列された多数のシンチレータ素子１５が格子状の遮光壁１７によって仕切られた形状を有している。すなわちＸ線検出器５はシンチレータ素子１５を格子状の遮光壁１７で区画する構成を備えている（参考文献１：国際公開２０１２／１６１３０４号参照）。

シンチレータ素子１５は照射されたＸ線を吸収し、照射されたＸ線に応じて蛍光などの光をシンチレータ光として発光する。シンチレータ素子１５を構成する材料としては、ヨウ化セシウムなどのＸ線蛍光体が挙げられる。遮光壁１７の材料としては、一例としてアルカリ金属酸化物を含有するガラス粉末などが用いられる。なお、シンチレータ素子１５の材料、遮光壁１７の材料、および出力層１３に遮光壁１７を形成する工程の詳細などについては参考文献１などに詳述されているので、ここではこれ以上の説明を省略する。

出力層１３は基板１９と、二次元マトリクス状に配列された画素２１とを備えている。画素２１の各々は光を電荷に変換する光電変換素子と、変換された電荷に基づいてＸ線検出信号を出力する出力素子とを備えており、シンチレータ素子１５において発光するシンチレータ光をＸ線検出信号に変換して出力する。画像生成部８は画素２１の各々と接続されており、画素２１が出力するＸ線検出信号に対して各種画像処理を施すことにより、被検体ＭのＸ線画像を生成する。

なお図２（ａ）に示すように、画素２１の各々は、遮光壁１７によって区画されたシンチレータ素子１５の各々と１対１に対応する位置関係になるように配置されている。すなわち画素２１のピッチ（周期）は、シンチレータ素子１５のピッチと略同じとなるように構成される。

このように、シンチレータ層１１は格子状の遮光壁１７によって区画されたセルの各々の内部に、シンチレータ素子１５が充填された構成を有している。このような構成を有することにより、シンチレータ素子１５が発光するシンチレータ光がシンチレータ層１１の内部で散乱した場合であっても散乱したシンチレータ光は遮光壁１７によって遮断される。

そのためシンチレータ素子１５において発生する散乱光が、隣接するシンチレータ素子１５へ到達することを防止できる。従って、シンチレータ素子１５を遮光壁１７で仕切ることによって、Ｘ線検出器５のＸ線感度を向上すべくシンチレータ素子１７をｚ方向に厚くした場合であっても、Ｘ線画像の解像度が低下することを回避できる。

なお実施例１に係るＸ線検出器５では、遮光壁１７のピッチを６０〜１００μｍ程度の短い距離にすることができる。そのためこのようなＸ線検出器を用いることにより、画素のピッチがより細かいＸ線画像が要求される場合であっても、Ｘ線画像の解像度の低下を回避できる。

さらにＸ線検出器５においてシンチレータ素子１５を遮光壁１７で区画することにより、ＥＩ−ＸＰＣｉに用いる従来のＸ線撮影装置では検出マスクが必須である一方、実施例１に係るＸ線撮影装置では検出マスクを省略しても好適なＥＩ−ＸＰＣｉを実行できる。検出マスクを省略できる効果についての詳細は後述する。

Ｘ線撮影装置１において、Ｘ線管３、Ｘ線検出器５、および試料マスク７は以下のように構成することができる。
Ｘ線管３の焦点から試料マスク７までの距離Ｄ１ ：１．６ｍ
試料マスク７からＸ線検出器５のＸ線入射面までの距離Ｄ２ ：０．４ｍ
試料マスク７から被検体Ｍまでの距離Ｄ３ ：５ｃｍ
試料マスク７におけるＸ線吸収材Ｒ１のピッチの長さＧ（スリット周期）：６６．８μｍ
試料マスク７におけるＸ線吸収材Ｒ２のｘ方向における長さＮ：３３．４μｍ（Ｇ／２）
Ｘ線検出器５におけるシンチレータ素子１５のピッチの長さＴ：８３．５μｍ
Ｘ線検出器５におけるシンチレータ素子１５のｘ方向の長さＢ：４１．７５μｍ（Ｔ／２）

上述のように構成することにより、試料マスク７のＸ線透過材Ｒ２を透過するＸ線のｘ方向の長さは、Ｘ線検出器５に入射する際において、シンチレータ素子１５のｘ方向における長さＢと等しくなる。なおＤ１〜Ｄ３までの各距離は適宜変更してよい。その場合、ピッチ長さＰおよびピッチ長さＴは距離Ｄ１〜Ｄ３の値に応じてそれぞれ変更される。

なおＸ線検出器５と試料マスク７との初期位置については、被検体Ｍが存在しない状態においてＸ線３ａを照射した場合、Ｘ線３ａはシンチレータ素子１５および遮光壁１７の各々に対して均等に入射するように、各初期位置の位置合わせが予め行われている（図３（ａ））。またＸ線透過材Ｒ２のｘ方向の長さとシンチレータ素子１５のｘ方向の長さとの比は、距離Ｄ１と距離Ｄ２との比に等しくなるように構成される。Ｘ線透過材Ｒ２はｘ方向に延伸するように構成されるので、被検体Ｍが存在しない状態でＸ線を照射した場合、Ｘ線３ａがＸ線検出器５に入射する領域Ｈは、ｘ方向に延伸する矩形状の領域となる（図３（ｂ））。

そのためＸ線の屈折が起こらない場合は図３（ｂ）に示すように、Ｘ線３ａはシンチレータ素子１５の各々について、右半分（または左半分）に相当する領域に入射する。実施例１において、屈折せずにＸ線検出器５に入射するＸ線３ａは、シンチレータ素子１５の各々の右半分に相当する領域に入射するよう、Ｘ線検出器５と試料マスク７との位置合わせが行われているものとする。

なお、シンチレータ素子１５に入射しないＸ線は遮光壁１７に入射され、光に変換されることなくＸ線検出器５を透過する。その結果、遮光壁１７のｘ方向の長さに応じてシンチレータ素子１５に入射するＸ線の線量が制限される。従って、シンチレータ層１１を遮光壁１７で区画することにより、遮光壁１７は検出マスクに設けられるＸ線吸収材と同様の機能を発揮するので、実施例１に係るＸ線撮影装置１において検出マスクを省略できる。

＜実施例１におけるＸ線撮影の工程＞
ここで実施例１に係るＸ線撮影装置１を用いて、ＥＩ−ＸＰＣｉによるＸ線撮影を行う場合の工程について説明する。ＥＩ−ＸＰＣｉの工程概要としては、まずＸ線検出器５および試料マスク７が所定の初期位置にある状態で、Ｘ線画像Ａ１を撮影する（ステップＳ１）。次にＸ線検出器５をｘ方向に距離Ｃ移動させ、Ｘ線画像Ａ２を撮影する（ステップＳ２）。そしてＸ線画像Ａ１およびＡ２における各画素２１の輝度値に基づいて、Ｘ線３ａの屈折情報を算出する（ステップＳ３）。最後に屈折情報に基づいて、被検体ＭのＸ線屈折コントラスト像を映す、Ｘ線小角散乱画像を再構成する（ステップＳ４）。以下、工程の各々について詳細に説明する。

ステップＳ１の工程を実行するにあたり、まず載置テーブルに被検体Ｍを載置させる。そして初期位置においてＸ線画像Ａ１の撮影を行うべく、Ｘ線管３から被検体Ｍに対してＸ線３ａを照射させる。Ｘ線３ａは試料マスク７に設けられるＸ線透過材Ｒ２の領域を透過し、ｙ方向に延伸するファンビームに制限された状態でＸ線検出器５に入射する。

図４（ａ）に示すように、Ｘ線透過材Ｒ２を透過するＸ線３ａのうち、被検体Ｍを透過しないＸ線Ｐ１は、屈折することなくＸ線検出器５に入射する。Ｘ線Ｐ１がＸ線検出器５に入射する領域は図４（ｂ）において符号Ｈ１を付して示されている。Ｘ線Ｐ１は屈折しないので、シンチレータ素子１５ａ（Ｘ線Ｐ１が入射するシンチレータ素子１５）にＸ線Ｐ１が入射する領域Ｅａは、シンチレータ素子１５ａの右半分の領域に相当する。

従って領域Ｈ１は、シンチレータ素子１５ａの各々の右半分に相当する領域と重複する。すなわち領域Ｈ１の左端とシンチレータ素子１５ａのｘ方向の中心線とが一致する。その結果、シンチレータ素子１５ａの各々にはＸ線Ｐ１の半分に相当する線量のＸ線が入射され、シンチレータ光Ｗに変換される。そしてシンチレータ光Ｗは画素２１ａ（シンチレータ素子１５ａに接する画素２１）において光電変換され、電子信号であるＸ線検出信号として出力される。

一方、Ｘ線透過材Ｒ２を透過するＸ線３ａのうち、被検体Ｍを透過するＸ線Ｐ２の多くは被検体Ｍの形状などに応じて屈折する。すなわち図４（ａ）に示すように、Ｘ線Ｐ２のうちＸ線Ｐ２ａはｘ方向に左へ屈折し、Ｘ線Ｐ２ｂは右へ屈折する。そのためＸ線検出器５のＸ線入射面において、Ｘ線Ｐ２ａが入射する領域Ｈ２ａは領域Ｈ１と比べて符号Ｊａに相当する距離の分、ｘ方向に左へ変位する。そしてＸ線Ｐ２ｂが入射する領域Ｈ２ｂは領域Ｈ１と比べて符号Ｊｂに相当する距離の分、ｘ方向に右へ変位する。

その結果、Ｘ線の屈折する角度に応じてシンチレータ素子１５の各々に入射するＸ線の線量が増減する。Ｘ線画像Ａ１の撮影時において、シンチレータ素子１５ｂ（Ｘ線Ｐ２ａが入射するシンチレータ素子１５）にＸ線Ｐ２ａが入射する領域Ｅｂは、Ｘ線Ｐ２ａの屈折距離Ｊａに応じて広くなる。すなわちシンチレータ素子１５ｂに入射するＸ線量は、Ｘ線Ｐ２ａの屈折距離Ｊａに応じて増加する。そのため画素２１ｂ（シンチレータ素子１５ｂに接する画素２１）において出力されるＸ線検出信号は屈折距離Ｊａに応じて大きくなる。

そしてＸ線画像Ａ１の撮影時においてシンチレータ素子１５ｃ（Ｘ線Ｐ２ｂが入射するシンチレータ素子１５）にＸ線Ｐ２ｂが入射する領域Ｅｃは、Ｘ線Ｐ２ｂの屈折距離Ｊｂに応じて狭くなる。すなわちシンチレータ素子１５ｃに入射するＸ線量は、Ｘ線Ｐ２ｂの屈折距離Ｊｂに応じて減少する。そのため画素２１ｃ（シンチレータ素子１５ｃに接する画素２１）において出力されるＸ線検出信号は、屈折距離Ｊｂに応じて小さくなる。画像生成部は画素２１ａ〜２１ｃの各々が出力するＸ線検出信号に対して各種画像処理を行い、Ｘ線画像Ａ１を生成する。

Ｘ線画像Ａ１を撮影した後、ステップＳ２の工程を行う。すなわちＸ線検出器５と試料マスク７との位置関係を変位させるべく、Ｘ線検出器５を初期位置からｘ方向に図４（ｃ）において符号Ｃで示す距離だけ移動させる。距離Ｃはシンチレータ素子１５のｘ方向の長さＢと同様、シンチレータ素子１５のピッチ長さＴの半分であることが好ましい。またＸ線検出器５を移動する構成に限ることはなく、試料マスク７をｘ方向に移動させてもよい。実施例１ではＸ線検出器５をｘ方向に（Ｔ／２）の距離だけ移動させることとする。

Ｘ線検出器５をｘ方向に移動させた後、Ｘ線画像Ａ２を撮影すべくＸ線管３から被検体Ｍに対してＸ線３ａを照射させる。Ｘ線３ａは試料マスク７に設けられるＸ線透過材Ｒ２の領域を透過し、Ｘ線検出器５に入射する。

図４（ｃ）に示すように、Ｘ線透過材Ｒ２を透過するＸ線３ａのうち、被検体Ｍを透過しないＸ線Ｐ１は、屈折することなくＸ線検出器５に入射する。Ｘ線検出器５はｘ方向に（Ｔ／２）の距離を移動しているので、図４（ｄ）に示すように、Ｘ線Ｐ１がシンチレータ素子１５ａに入射する領域Ｅａは、シンチレータ素子１５ａ左半分の領域に相当する。その結果、シンチレータ素子１５ａの各々にはＸ線Ｐ１の半分に相当する線量のＸ線が入射され、シンチレータ光Ｗに変換される。このように領域Ｅａの広さはＸ線検出器５の移動によって変化しないので、シンチレータ素子１５ａが出力するＸ線検出信号の大きさは、Ｘ線画像Ａ１の撮影時とＸ線画像Ａ２の撮影時とで変化しない。

しかし屈折するＸ線Ｐ２が入射する、シンチレータ素子１５ｂおよびシンチレータ素子１５ｃの各々では、Ｘ線検出器５を移動することによってＸ線の入射量が変化する。Ｘ線検出器５を（Ｔ／２）の距離だけｘ方向に移動させることにより、Ｘ線画像Ａ２の撮影時においてシンチレータ素子１５ｂにＸ線Ｐ２ａが入射する領域Ｅｂは、領域Ｅａと比べて距離Ｊａの分だけ狭くなる（図４（ｄ））。すなわちシンチレータ素子１５ｂが発光するシンチレータ光Ｗは屈折距離Ｊａに応じて弱くなる。そのため画素２１ｂにおいて出力されるＸ線検出信号は屈折距離Ｊａに応じて小さくなる。

一方、Ｘ線検出器５を（Ｔ／２）の距離だけｘ方向に移動させることにより、Ｘ線画像Ａ２の撮影時においてシンチレータ素子１５ｃにＸ線Ｐ２ｂが入射する領域Ｅｃは、領域Ｅａと比べてと比べて距離Ｊｂの分だけ広くなる（図４（ｄ））。すなわちシンチレータ素子１５ｃが発光するシンチレータ光Ｗは屈折距離Ｊｂに応じて強くなる。そのため画素２１ｃにおいて出力されるＸ線検出信号は屈折距離Ｊｂに応じて大きくなる。画像生成部８は画素２１ａ〜２１ｃの各々が出力するＸ線検出信号に対して各種画像処理を行い、Ｘ線画像Ａ２を生成する。

このようにＸ線画像Ａ１を撮影した後にＸ線検出器５と試料マスク７との相対位置を変位させ、さらにＸ線画像Ａ２を撮影する。Ｘ線画像Ａ１およびＡ２を撮影した後、ステップＳ３に係る工程を実行する。ステップＳ３において、まずＸ線画像Ａ１およびＡ２の情報が屈折情報算出部９へ送信される。屈折情報算出部９は２枚のＸ線画像情報に基づいて、Ｘ線３ａの屈折情報を算出する。Ｘ線３ａの屈折情報を算出する手法としては、撮影された２枚のＸ線画像の差分をとり、Ｘ線画像Ａ３を生成する方法などが挙げられる。

上述したように、シンチレータ素子１５に入射するＸ線が屈折していない場合、画素２１が出力するＸ線検出信号の大きさは、Ｘ線画像Ａ１およびＡ２のいずれの撮影時においても同じである。従って、Ｘ線画像Ａ３において、屈折しないＸ線が入射する画素２１ａの輝度値は０となる。

一方で、シンチレータ素子１５に入射するＸ線が、被検体Ｍを透過することによって屈折している場合、画素２１が出力するＸ線検出信号の大きさは、Ｘ線画像Ａ１およびＡ２の各々において相違する。すなわちＸ線画像Ａ１における画素２１ｂの輝度値はＸ線画像Ａ２における画素２１ｂの輝度値より大きく、Ｘ線画像Ａ１における画素２１ｃの輝度値はＸ線画像Ａ２における画素２１ｃの輝度値より小さい。

そのためＸ線画像Ａ３における輝度値の符号に従って、Ｘ線が屈折する方向の情報を得ることができる。またＸ線画像Ａ３における画素２１ｂおよび画素２１ｃの輝度値の絶対値に基づいて、Ｘ線３ａの屈折距離ＪａおよびＪｂを算出できる。Ｘ線３ａの屈折角度の大きさは、屈折距離ＪａおよびＪｂに基づいて算出できる。このように屈折情報算出部９はＸ線画像Ａ３における画素２１の輝度値に基づいて、画素２１の各々に入射するＸ線３ａについて、屈折方向および屈折角度に関する情報を屈折情報として算出する。

屈折情報が算出されることによって、ステップＳ４に係る工程を実行する。ステップＳ４において、屈折情報は屈折情報算出部９から散乱画像再構成部１０へ送信される。散乱画像再構成部１０は屈折情報に基づいて、被検体ＭのＸ線小角散乱画像を再構成する。Ｘ線小角散乱画像は、被検体Ｍを透過することによるＸ線３ａの屈折に関する情報を屈折コントラスト像として映す。Ｘ線屈折による効果はＸ線吸収による効果よりはるかに大きいので、被検体が軟骨など水分を多く含む軟部組織であっても、コントラストが大きく診断能の高い画像を取得できる。

なお、被検体ＭによるＸ線の吸収量については、Ｘ線画像Ａ１における輝度値とＸ線画像Ａ２における輝度値との平均に基づいて算出できる。被検体Ｍを透過しないＸ線の線量は、Ｘ線画像Ａ１およびＡ２における画素２１ａの輝度値の平均によって求められる。そして、一例として被検体Ｍによって吸収されたＸ線Ｐ２ａの線量は、Ｘ線画像Ａ１およびＡ２における画素２１ａの輝度値の平均と、Ｘ線画像Ａ１およびＡ２における画素２１ｂの輝度値の平均の差分から求められる。

このように、屈折情報算出部９は被検体ＭのＸ線吸収量に基づくＸ線画像の情報と、被検体ＭによるＸ線の屈折に基づくＸ線小角散乱画像の情報とを区別して算出できる。そのため、散乱画像再構成部１０はＥＩ−ＸＰＣｉに基づくＸ線小角散乱画像を再構成するとともに、吸収イメージング法に基づく一般的なＸ線画像（Ｘ線吸収画像）を再構成できる。

＜実施例１の構成による効果＞
実施例１に係るＸ線撮影装置１において、Ｘ線検出器５に設けられるシンチレータ素子１５は格子状の遮光壁１７によって区画される。このような構成のＸ線検出器５を用いることにより、従来は必須な構成であった検出マスクを省略できる。

従来の装置において検出マスクは、試料マスクによってファンビーム状となったＸ線の一部をさらに遮蔽する機能を有する。そして検出マスクおよびＸ線検出器と試料マスクとを相対移動させ、Ｘ線検出器にＸ線が入射する領域を適宜変更させつつＸ線撮影を複数回行う。Ｘ線撮影によって得られる複数のＸ線画像に基づいて、Ｘ線小角散乱画像を生成する。しかし十分な厚さを有する検出マスクを高精度かつ大面積で作成するのは困難であるので、Ｘ線撮影装置のコストが高騰する。また検出マスクとＸ線検出器との位置合わせを精度良く行うことは困難であるので、位置ズレに起因するＸ線小角散乱画像の診断能の低下が懸念される。

一方、実施例１に係るＸ線撮影装置１では図５（ａ）に示すように、シンチレータ層１１は格子状の遮光壁１７と、遮光壁１７に区画されたセル内を充填するシンチレータ素子１５とによって構成される。すなわち試料マスク７を透過してＸ線検出器５の表面（Ｘ線入射面）に入射するＸ線３ａは、その一部がシンチレータ素子１５に入射してシンチレータ光Ｗに変換される。そしてシンチレータ素子１５に入射しない残りのＸ線３ａは遮光壁１７に入射され、光に変換されることなくＸ線検出器５を透過する。すなわち遮光壁１７は従来の装置における検出マスクのＸ線吸収材と同様に、Ｘ線検出器５に入射するＸ線の一部について、シンチレータ光への変換を阻害する。従って、試料マスク７を透過したＸ線の一部を制限する検出マスクの機能を、シンチレータ層１１に設けられる遮光壁１７によって代替できる。

実施例１に係るＸ線撮影装置１では図５（ａ）に示すように、シンチレータ素子１５のピッチの長さＴに対して、シンチレータ素子１５のｘ方向の長さＢ、および遮光壁１７のｘ方向の長さはいずれも（Ｔ／２）となるように構成される。すなわちシンチレータ層１１においてｘ方向の長さが（Ｔ／２）であるシンチレータ素子１５と、ｘ方向の長さが（Ｔ／２）である遮光壁１７とが繰り返し並列している。

図５（ａ）に示すような実施例１の構成に相当する、従来の構成を図５（ｂ）に示している。すなわち実施例１の構成は、ｘ方向の長さがＢ（すなわちＴ／２）であるＸ線透過材Ｒ２とｘ方向の長さが（Ｔ／２）であるＸ線吸収材Ｒ１とがｘ方向に繰り返し並列する検出マスクＶが、遮光壁１７を設けないシンチレータ層１１の表面に近接する位置に設置される構成に相当する。

検出マスクＶを備える図５（ｂ）の構成では、Ｘ線３ａのうちＸ線吸収材Ｒ１に入射するＸ線は吸収されるのでシンチレータ光に変換されない。そしてＸ線透過材Ｒ２に入射するＸ線は検出マスクＶを透過してシンチレータ層１１を構成するシンチレータ素子に入射し、シンチレータ光Ｗに変換される。一方、シンチレータ層１１が遮光壁１７で区画される図５（ａ）の構成では、Ｘ線３ａのうち遮光壁１７に入射するＸ線はシンチレータ素子１５に吸収されることなくＸ線検出器５を透過するのでシンチレータ光に変換されない。

そしてシンチレータ素子１５に入射するＸ線はシンチレータ光に変換される。従って、図５（ａ）および図５（ｂ）の各々において、シンチレータ光に変換されるＸ線３ａの領域はいずれも、ｙ方向に延伸しｘ方向の長さがＢ／２、すなわちＴ／４である矩形が長さＴの周期でｘ方向に並列する領域Ｋとなる（図５（ｃ））。また図５（ａ）および図５（ｂ）のいずれの構成においても、Ｘ線３ａが屈折することにより領域Ｋはｘ方向へ変位する。また試料マスク７とＸ線検出器５とを相対移動させることにより、シンチレータ層１１における領域Ｋの位置はいずれの構成においても同様に変位する。

従って、図５（ａ）の構成と図５（ｂ）の構成のいずれにおいても、初期位置と初期位置からｘ方向に距離Ｃ移動させた位置との各々においてＸ線画像を撮影することにより、被検体ＭのＸ線小角散乱画像を取得できる。このように実施例１に係る構成ではＸ線検出器のＸ線入射面は遮光壁とシンチレータ素子とがｘ方向について繰り返し配列されている。そしてこの繰り返し配列するＸ線入射面の構成は、検出マスクＶにおいてＸ線吸収材とＸ線透過材とが繰り返し配列する構成に相当する。そのため、実施例１に係るＸ線撮影装置では、検出マスクＶを省略した場合であっても好適に被検体ＭのＸ線小角散乱画像を取得できる。

すなわち大面積で製造することが困難であった検出マスクを必要としないので、大面積のＸ線検出器についてＥＩ−ＸＰＣｉを行い、サイズがより大きなＸ線小角散乱画像を取得することが容易となる。また大面積かつ高精度の検出マスクを作成する必要がないので、Ｘ線小角散乱画像の撮影を可能とするＸ線撮影装置の製造コストを低減できる。

さらに実施例１に係るＸ線撮影装置において、検出マスクのＸ線吸収材に相当する遮光壁１７はＸ線検出器５と一体に形成されるので、遮光壁１７とシンチレータ素子１５との位置ずれが発生することがない。すなわち従来の装置で懸念されるような、検出マスクとＸ線検出器との位置ずれに起因してＸ線小角散乱画像の品質が低下するという問題を解決することができる。

また図５（ｂ）に示す従来の構成ではシンチレータ層１１において発光するシンチレータ光Ｗがｘ方向に散乱するためにＸ線画像の解像度が低下する一方、実施例１の装置ではシンチレータ層１１を格子状の遮光壁１７で区画するので、シンチレータ素子１５で発生するシンチレータ光Ｗの散乱を好適に回避できる。そのため実施例１に係るＸ線撮影装置では、Ｘ線小角散乱画像の解像度を向上させ、画像の品質をより向上させることができる。

次に、この発明の実施例２を説明する。実施例２に係るＸ線撮影装置の全体構成、および初期位置の設定は実施例１と共通する。但し実施例２では、Ｘ線検出器５に設けられるシンチレータ素子１５の配列パターンが実施例１と相違する。また実施例２では移動機構６を省略可能であるという点において実施例１と相違する。

＜実施例２に特徴的なシンチレータ素子の配列パターン＞
ここで実施例２に特徴的なシンチレータ素子１５の配列パターンについて説明する。実施例２に係るＸ線撮影装置１において、シンチレータ層１１は図６（ａ）に示すようなｘ方向に延伸したシンチレータアレイ２３が、図６（ｂ）に示すようにｙ方向に多数並列する構成を有している。シンチレータアレイ２３の各々は、ｘ方向に並列された多数のシンチレータ素子１５が格子状の遮光壁１７によって仕切られた形状を有している。

シンチレータアレイ２３の各々に設けられるシンチレータ素子１７のｘ方向における配列パターンは、隣接するシンチレータアレイ２３同士の間でｘ方向にずれている。すなわち遮光壁１７の格子パターンは、隣接するシンチレータアレイ２３同士の間でｘ方向にずれている。その結果、シンチレータ層１１は、シンチレータ素子１５の配列パターンがｘ方向にずれている２種類のシンチレータアレイ２３が、ｙ方向へ交互に並列する構成となる。

なお、シンチレータ素子１７の配列パターンが異なる２種類のシンチレータアレイ２３について、一方をシンチレータアレイ２３Ａとし、他方をシンチレータアレイ２３Ｂとして区別する（図６（ｂ））。シンチレータアレイ２３Ａに設けられるシンチレータ素子１５をシンチレータ素子１５Ａとし、シンチレータアレイ２３Ｂに設けられるシンチレータ素子１５をシンチレータ素子１５Ｂとして区別する。シンチレータ素子１５Ａに接する画素２１については画素２１Ａとし、シンチレータ素子１５Ｂについては画素２１Ｂとする。

そしてｙ方向に隣接する画素２１Ａと画素２１Ｂとの間でユニットＵｎを構成する（図６（ｂ））。後述するように、同一のユニットＵｎにおける画素２１同士が出力するＸ線検出信号に対して演算処理をすることにより、１回のＸ線照射によってＸ線小角散乱画像が生成される。なお図６（ｂ）において、各シンチレータ素子１５の裏側に画素２１の各々が１対１対応するように配列されているものとする。またＸ線３ａはｘ方向について、２つのシンチレータ素子１５、すなわちシンチレータ素子１５Ａおよび１５Ｂの各々の一部に入射するように、Ｘ線検出器５および試料マスク７の初期位置が設定されている。

実施例２において、隣接するシンチレータアレイ１５同士においてシンチレータ素子１７がｘ方向にずれる距離Ｄ４はシンチレータ素子１５のピッチ（周期）の長さＴの１／２に等しいことが好ましい。この場合図６（ｂ）に示すように、シンチレータ層１１のＸ線入射面において、シンチレータ素子１５の各々は千鳥配列となるように配置される。また実施例２におけるシンチレータ素子１５のｘ方向の長さＢは実施例１と同様に（Ｔ／２）であるものとする。

シンチレータアレイ２３ａとシンチレータアレイ２３ｂの各々について、シンチレータ素子１５の配列パターンが距離Ｄ４だけｘ方向にずれている。すなわちＸ線検出器５に対してＸ線を照射した場合、シンチレータアレイ２３ｂのシンチレータ素子１５において取得される情報は、Ｘ線検出器５をｘ方向にＤ４の距離を移動させてからＸ線を照射した場合にシンチレータアレイ２３ａのシンチレータ素子１５において取得される情報と一致する。

従って、シンチレータ素子１５の配列パターンがｘ方向にＤ４ずれているシンチレータアレイ２３ａおよび２３ｂを交互に配置することにより、Ｘ線検出器５を移動させずに撮影した場合のＸ線画像情報と、Ｘ線検出器５をｘ方向にＤ４の距離だけ移動させて撮影した場合のＸ線画像情報とを、１回のＸ線照射によって取得できる。

＜実施例２におけるＸ線撮影の工程＞
ここで実施例２に係るＸ線撮影装置１を用いて、ＥＩ−ＸＰＣｉによるＸ線撮影を行う場合の工程について説明する。実施例１では初期位置においてＸ線画像Ａ１を撮影し、初期位置からＸ線検出器５をｘ方向にＣの距離だけ移動させてから再度Ｘ線を照射してＸ線画像Ａ２を撮影する。すなわち実施例１ではＸ線撮影を２回行う一方、実施例２では初期位置においてＸ線撮影を１回行うという点でＸ線撮影の工程は相違する。

Ｘ線撮影において、載置テーブルに被検体Ｍを載置させ、Ｘ線管３から被検体Ｍに対してＸ線３ａを照射させる。Ｘ線３ａは試料マスク７に設けられるＸ線透過材Ｒ２の領域を透過し、Ｘ線検出器５に入射する。なお、屈折せずにＸ線検出器５に入射するＸ線Ｐ１はシンチレータ素子１５Ａおよび１５Ｂの各々へ、均等に入射するように試料マスク７およびＸ線検出器５の初期位置が予め定められる（図７（ａ）〜（ｃ））。すなわち初期位置において、試料マスク７を透過するＸ線Ｐ１は、ｘ方向について２つのシンチレータ素子１５に入射する。

図７（ｂ）は実施例２においてＸ線が入射する領域を示すＸ線検出器５の平面図である。シンチレータアレイ２３ａとシンチレータアレイ２３ｂとはシンチレータ素子１５の配列パターンがｘ方向にずれている。そのためシンチレータ素子１５Ａと、シンチレータ素子１５ＢとではＸ線３ａが入射する領域が相違する。

なお、シンチレータ素子１５ＡのうちＸ線Ｐ１、Ｘ線Ｐ２ａ、およびＰ２ｂの各々が入射するシンチレータ素子１５を、シンチレータ素子１５Ａａ〜１５Ａｃとして区別する。そしてシンチレータ素子１５ＢのうちＸ線Ｐ１、Ｘ線Ｐ２ａ、およびＰ２ｂの各々が入射するシンチレータ素子１５を、シンチレータ素子１５Ｂａ〜１５Ｂｃとして区別する（図７（ｂ））。

また図７（ａ）に示すように、シンチレータ素子１５Ａａ〜１５Ａｃの各々にＸ線３ａが入射する領域ＥＡをそれぞれ領域ＥＡａ〜ＥＡｃとして区別する。シンチレータ素子１５Ａａ〜１５Ａｃの各々にＸ線３ａが入射する領域をそれぞれ領域ＥＡａ〜ＥＡｃとして区別する。シンチレータ素子１５Ｂａ〜１５Ｂｃの各々にＸ線３ａが入射する領域ＥＢをそれぞれ領域ＥＢａ〜ＥＢｃとして区別する。

シンチレータ素子１５Ａの各々においてＸ線３ａが入射する領域ＥＡは図７（ａ）に示す通りである。すなわち領域ＥＡａはシンチレータ素子１５Ａａの右半分の領域に相当するので、シンチレータ素子１５Ａａの右半分にＸ線Ｐ１が入射する。Ｘ線Ｐ２ａはｘ方向について左へ屈折するので、領域ＥＡｂの面積が広くなる。

従って、シンチレータ素子１５Ａｂに入射するＸ線量は、シンチレータ素子１５Ａａに入射するＸ線量と比べて、Ｘ線Ｐ２ａの屈折距離Ｊａに応じて増加する。領域ＥＡｃの面積は領域ＥＡａと比べて狭くなるので、シンチレータ素子１５Ａｃに入射するＸ線量は、シンチレータ素子１５Ａａに入射するＸ線量と比べて、Ｘ線Ｐ２ｂの屈折距離Ｊｂに応じて減少する。

このように、シンチレータアレイ２３Ａに設けられるシンチレータ素子１５Ａａ〜１５Ａｃの各々に入射されるＸ線の線量は、実施例１で初期位置においてＸ線を照射した場合にシンチレータ素子１５ａ〜１５ｃの各々へ入射するＸ線の線量と同じである（図４（ａ））。従って、シンチレータ素子１５Ａａ〜１５Ａｃの各々に接する画素２１Ａである、画素２１Ａａ〜２１Ａｃが出力するＸ線検出信号に基づいて生成されるＸ線画像の情報は、実施例１において生成されるＸ線画像Ａ１の情報と共通する。

一方で、シンチレータ素子１５Ｂの各々においてＸ線３ａが入射する領域は図７（ｃ）の断面図に示す通りである。シンチレータアレイ２３Ｂに設けられるシンチレータ素子１５Ｂの配列パターンは、シンチレータ素子１５Ａの配列パターンと比べてｘ方向に距離Ｂ（距離Ｔ／２）だけずれている。従って、シンチレータ素子１５Ｂａ〜１５Ｂｃの各々に入射されるＸ線の線量は、実施例１で初期位置から距離Ｔ／２だけ移動させた後にＸ線を照射した場合にシンチレータ素子１５ａ〜１５ｃの各々へ入射するＸ線の線量と同じである（図４（ｃ））。

すなわちシンチレータアレイ２３Ｂにおいて、領域ＥＢａはシンチレータ素子１５Ｂａの左半分の領域に相当するので、シンチレータ素子１５Ｂａの左半分にＸ線Ｐ１が入射する。そしてＸ線Ｐ２ａはｘ方向について左へ屈折するので、領域ＥＢｂの面積は狭くなる。従って、シンチレータ素子１５Ｂｂに入射するＸ線量は、シンチレータ素子１５Ｂａに入射するＸ線量と比べて、Ｘ線Ｐ２ａの屈折距離Ｊａに応じて減少する。

Ｘ線Ｐ２ｂはｘ方向について右へ屈折するので、領域ＥＢｃの面積は領域ＥＢａと比べて狭くなる。その結果、シンチレータ素子１５Ｂｃに入射するＸ線量はシンチレータ素子１５Ｂａに入射するＸ線量と比べて、Ｘ線Ｐ２ｂの屈折距離Ｊｂに応じて増加する。すなわちシンチレータ素子１５Ｂａ〜１５Ｂｃの各々に接する画素２１Ｂである、画素２１Ｂａ〜２１Ｂｃが出力するＸ線検出信号に基づいて生成されるＸ線画像の情報は、実施例１において生成されるＸ線画像Ａ２の情報と共通する。

このように実施例２において撮影される１枚のＸ線画像は、実施例１において撮影される、Ｘ線画像Ａ１の画像情報とＸ線画像Ａ２の画像情報とを有する。屈折情報算出部９は同一のユニットＵｎに属する画素２１Ａおよび画素２１Ｂについて、Ｘ線検出信号に基づく輝度値の差分をとる演算処理を行う。演算処理により、各ユニットＵｎにおけるＸ線３ａの屈折情報が算出される。

すなわち屈折しないＸ線Ｐ１が入射する領域について、同一のユニットＵｎに属する画素２１Ａａおよび画素２１Ｂａの各々における輝度値の差は０となる。一方、被検体Ｍによって屈折するＸ線Ｐ２が入射する領域について、Ｘ線検出信号の差は０とならない。左に屈折するＸ線Ｐ２ａが入射する領域について、同一のユニットＵｎに属する画素２１Ａｂおよび画素２１Ｂｂの各々における輝度値の差はプラスの値をとる。そして右に屈折するＸ線Ｐ２ｂが入射する領域について、同一のユニットＵｎに属する画素２１Ａｃおよび画素２１Ｂｃの各々における輝度値の差はマイナスの値をとる。このように屈折情報算出部９は輝度値の差に基づいてＸ線３ａの屈折する方向を算出する。

画素２１Ａおよび画素２１の各々における輝度値の差がプラスまたはマイナスの値をとる場合、Ｘ線Ｐ２の屈折距離ＪａまたはＪｂが大きくなるにしたがって、輝度値の差の絶対値は大きくなる。そのため、同一のユニットＵｎに属する画素２１Ａおよび画素２１Ｂの各々における輝度値の差に基づいて、Ｘ線Ｐ２が屈折する角度が算出される。

散乱画像再構成部１０は各ユニットＵｎにおけるＸ線３ａの屈折情報に基づいて、ｙ方向に隣接する画素２１Ａおよび画素２１ＢからなるユニットＵｎを１画素分とする、被検体ＭのＸ線小角散乱画像を再構成する。このように実施例２ではＸ線照射を１回行うことで、被検体ＭのＸ線小角散乱画像を取得できる。

＜実施例２の構成による効果＞
実施例２に係るＸ線撮影装置が備えるＸ線検出器５は、Ｘ線３ａがｘ方向について２つのシンチレータ素子１５にそれぞれ入射するように構成される。そしてＸ線検出器５は遮光壁１７に区画されてｘ方向に配列するシンチレータ素子１５Ａを備え、ｘ方向に延伸するシンチレータアレイ２３Ａと、遮光壁１７に区画されてｘ方向に配列するシンチレータ素子１５Ｂを備え、ｘ方向に延伸するシンチレータアレイ２３Ｂとがｙ方向に交互に並列する構成を有している。そしてシンチレータ素子１５Ａの配列パターンと、シンチレータ素子１５Ｂの配列パターンはｘ方向にそれぞれＤ４の距離だけずれている。

実施例２に係るＸ線検出器５は実施例１と同様に、シンチレータ層１１は格子状の遮光壁１７によって区画されている。そのため実施例２に係るＸ線撮影装置を用いてＥＩ−ＸＰＣｉを行う場合、実施例１と同様に検出マスクを省略することができる。従って、製造が困難な検出マスクを必要としないので、Ｘ線撮影装置のコストを低減できる。またＸ線検出器における遮光壁の位置ずれを好適に回避できるので、高品質のＸ線小角散乱画像を取得できる。また、遮光壁１７によってシンチレータ光の散乱を防止できるので、Ｘ線画像の解像度を向上できる。

さらに実施例２に係るＸ線検出器では、シンチレータ素子１５の配列パターンがｘ方向にそれぞれ所定の距離Ｄ４ずれている２種類のシンチレータアレイ２３Ａおよび２３Ｂが交互にｙ方向へ並列する構成を有する。そのため実施例２では、初期位置において撮影されたＸ線画像の情報と、Ｘ線検出器５を初期位置からｘ方向へ距離Ｄ４移動させて撮影されたＸ線画像の情報とを１回のＸ線撮影で取得できる。

そしてＸ線３ａはｘ方向について２つのシンチレータ素子１５Ａおよび１５Ｂに入射する。そのため１枚のＸ線画像を撮影する際において、領域ＥＡａ〜ＥＡｃおよび領域ＥＢａ〜ＥＢｃの各々について偏りを検出することにより、ｘ方向についてＸ線３ａが屈折する方向および距離を算出できる。

屈折情報算出部は１回のＸ線照射によって得られる２種類のＸ線画像情報に対して、差分をとるなどの演算処理によって、ｘ方向に関するＸ線３ａの屈折方向および屈折距離の情報を算出する。そして算出した情報に基づいて被検体ＭのＸ線小角散乱画像が再構成される。従って、Ｘ線小角散乱画像を取得するために要するＸ線撮影の回数は１回ですむ。その結果、Ｘ線小角散乱画像の撮影における被検体の被曝量を低減できるとともに、Ｘ線小角散乱画像の撮影に要する時間を短縮できる。

また一般的に距離Ｄ４は短い距離であるので、実際にＸ線検出器を移動させた場合、想定される距離Ｄ４と比べてＸ線検出器５が実際に移動する距離が異なることがある。またＸ線検出器５を実際に移動させることにより、Ｘ線検出器５の振動などに起因してＸ線管３、Ｘ線検出器５、および試料マスク７の相対位置が想定される位置からずれるという問題が懸念される。

実施例２では移動機構６を省略し、Ｘ線検出器５を移動させることなく、１回のＸ線照射によってＸ線小角散乱画像を生成する。従って、Ｘ線検出器５が実際に移動する距離のずれや、Ｘ線検出器５の振動など発生を防止できる。そのためＸ線管３やＸ線検出器５など各構成同士の相対位置がずれることをより確実に回避できるので、実施例２では各構成同士の相対位置ズレに起因する、Ｘ線小角散乱画像の診断能の低下を好適に回避できる。

実施例２に係るＸ線検出器５はＸ線入射面において、シンチレータ素子１５の各々が千鳥配置となるように構成される。すなわちシンチレータ素子１５の配列パターンがずれる距離Ｄ４は、シンチレータ素子１５のピッチ長さＴの半分に相当する。この場合、初期位置において撮影されるＸ線画像Ａ１の情報と、Ｘ線検出器を初期位置から（Ｔ／２）の距離を移動させた状態で撮影されるＸ線画像Ａ２の情報とを１回のＸ線撮影で取得できる。

従来のＥＩ−ＸＰＣｉは初期位置で撮影するＸ線画像と、初期位置から（Ｔ／２）の距離を移動させた状態で撮影されるＸ線画像とを用いて演算処理を行い、Ｘ線小角散乱画像を再構成することが一般的である。そのためＸ線検出器５においてシンチレータ素子１５を千鳥配置することにより、従来の演算処理方法を用いて確実かつ正確なＸ線小角散乱画像を再構成することができる。

次に、この発明の実施例３を説明する。実施例３に係るＸ線撮影装置１Ａの全体構成は図８（ａ）に示す通りである。実施例３に係る全体構成は実施例２と共通しており、移動機構６を省略可能であるという点で図１（ａ）に示す実施例１の全体構成と相違する。また実施例３に係るＸ線撮影装置１Ａでは試料マスク７Ａの構成、およびシンチレータ素子１５と画素２１との位置関係について、実施例１および実施例２に係るＸ線撮影装置と相違する。

実施例３における試料マスク７Ａの構成を図８（ｂ）に示す。試料マスク７Ａは格子状に設けられたＸ線吸収材Ｒ１と、二次元マトリクス状に配列された正方形のＸ線透過材Ｒ２とを備えている。すなわち格子状のＸ線吸収材Ｒ１によって二次元マトリクス状に区画されたセルが試料マスク７Ａに形成され、Ｘ線吸収材Ｒ１によって区画されたセル内を充填するようにＸ線透過材Ｒ２を配設する。

ｘ方向およびｙ方向の各々におけるＸ線吸収材Ｒ２のピッチの長さをＧとする。またｘ方向およびｙ方向におけるＸ線透過材Ｒ２の長さをＮとする。この場合、Ｘ線管３から照射されるＸ線３ａは、試料マスク７Ａによって一辺の長さがＮであるペンシルビームが、二次元マトリクス状に並ぶ形状に制限される。Ｘ線管３、Ｘ線検出器５、および試料マスク７の位置関係は実施例１と同様とする。

なお試料マスク７ＡはＸ線透過材Ｒ２が二次元マトリクス状に配列される構成に限ることはなく、図８（ｃ）に示すようにＸ線吸収材Ｒ１およびＸ線透過材Ｒ２の配置を入れ替え、Ｘ線吸収材Ｒ１が二次元マトリクス状に配列される構成であってもよい。この場合、試料マスク７ＡはＸ線透過材Ｒ２が格子状となるように形成される。実施例３に係る試料マスク７Ａは図８（ｂ）に示す構成備えるものとする。

実施例３に係るシンチレータ層１１は実施例１と同様に、格子状の遮光壁１７によって区画されたシンチレータ素子１５が二次元マトリクス状に配置された構成を有している（図９（ａ））。ｘ方向およびｙ方向におけるシンチレータ素子１５のピッチの長さをＴとする。ｘ方向およびｙ方向におけるシンチレータ素子１５の長さをＢとする。出力層１３は画素２１が二次元マトリクス状に配置された基板１９によって構成される（図９（ｂ））。

図９（ｃ）の断面図で示すように、画素２１の各々はシンチレータ素子１５の各々と１対１に対応するように配列されている。ｘ方向およびｙ方向の各々における、画素２１のピッチ長さおよび画素２１の長さはシンチレータ素子１５と略同じであることが好ましい。但し図面においては説明の便宜上、画素２１はシンチレータ素子１５より大きく記載している。

試料マスク７とＸ線検出器５との位置関係の詳細は、図９（ｃ）および図９（ｄ）に示す通りである。Ｘ線管３から照射されるＸ線３ａは、屈折せずに直進した場合、試料マスク７のＸ線透過材Ｒ２を透過した後、２行２列に配列される４つのシンチレータ素子１５の中央に入射されるように、試料マスク７とＸ線検出器５との相対的な位置関係が設定される。

すなわちＸ線透過材Ｒ２を透過したＸ線３ａが、ｘ方向およびｙ方向の各々について、２つのシンチレータ素子１５の各々の一部ｋに入射するように試料マスク７とＸ線検出器５との初期位置が定められる。この場合、Ｘ線透過材Ｒ２を透過してＸ線検出器５に入射するＸ線３ａの領域Ｈは図９（ｄ）に示すように、４つのシンチレータ素子１５ａ〜１５ｄからなる領域の中央部において、４つのシンチレータ素子の各々に跨がるように位置する。

図９（ｄ）において実線で示す４つのシンチレータ素子１５ａ〜１５ｄと、各シンチレータ素子１５ａ〜１５ｄに接する画素２１である、点線で示す画素２１ａ〜２１ｄとを、太点線で囲んで示している１つのユニットＵｎとする。この場合、Ｘ線検出器５はユニットＵｎがｘ方向およびｙ方向に繰り返し並列された構成であるとみなすことができる。そして被検体Ｍのない状態でＸ線管３からＸ線検出器５へＸ線３ａを照射した場合、Ｘ線３ａは屈折しないので領域Ｈは各ユニットＵｎの中央領域に位置する。また領域Ｈの端部はシンチレータ素子１５ａ〜１５ｄの各々と重複している。

なお図１０（ａ）に示すユニットＵｎの構造について、遮光壁１７のうち、Ｘ線３ａが入射する領域（領域Ｈと重複する十字型の領域）については遮光壁１７の厚さを薄くすることが好ましい。そして遮光壁１７のうち、Ｘ線３ａが入射しない領域については遮光壁１７の厚さを厚くすることが好ましい。

ここでユニットＵｎの１つに着目し、実施例３において画素２１〜２１ｄの輝度値の変化に基づいてＸ線３ａの屈折を判定する手法について説明する。なおシンチレータ素子１５ａ〜１５ｄの各々について、領域Ｈと重複する領域をＨａ〜Ｈｄとする。Ｘ線３ａが屈折しない場合、図１０（ａ）に示すように領域ＨはユニットＵｎの中央領域に位置する。そのためシンチレータ素子１５ａ〜１５ｄの各々について、領域Ｈと重複する面積は等しくなる。すなわち領域Ｈａ〜Ｈｄの面積はすべて等しい。従って、Ｘ線３ａがシンチレータ素子１５ａ〜１５ｄの各々に入射するＸ線３ａの線量は等しいので、画素２１ａ〜２１ｄの輝度値はそれぞれ等しい。

一方、Ｘ線３ａが屈折した場合、Ｘ線３ａの屈折する方向に応じて同一のユニットＵｎにおける画素２１ａ〜２１ｄの輝度値がそれぞれ変化する。Ｘ線３ａが被検体Ｍを透過することによってｘ方向に左へ屈折した場合、領域Ｈの位置は図１０（ｂ）に示すように、二点鎖線で示すユニットＵｎの中央領域から、実線で示す左寄りの領域へｘ方向に変位する。そのためｘ方向に屈折するＸ線３ａの屈折距離Ｊｘの大きさに応じて、領域Ｈｂおよび領域Ｈｄと比べて、領域Ｈａおよび領域Ｈｃの面積が広くなる。

その結果、画素２１ｂおよび画素２１ｄの輝度値と比べて画素２１ａおよび画素２１ｃの輝度値が大きくなる。一方でＸ線３ａが右側へ屈折した場合、領域Ｈは右へｘ方向に変位するので、画素２１ｂおよび画素２１ｄの輝度値が大きくなる。従って、画素２１ａの輝度値および画素２１ｃの輝度値の和と、画素２１ｂの輝度値および画素２１ｄの輝度値の和との差分をとることにより、ｘ方向においてＸ線３ａが屈折する方向および屈折する角度（屈折距離）を算出できる。

実施例３では試料マスク７においてＸ線透過材Ｒ２は二次元マトリクス状に配列され、領域Ｈはｘ方向およびｙ方向の各々について、複数のシンチレータ素子１５を跨ぐように位置づけられる。そのため実施例１および実施例２では１方向、すなわちｘ方向におけるＸ線３ａの屈折を検出できる。一方で、実施例３では直交する２方向、すなわちｘ方向およびｙ方向の各々におけるＸ線３ａの屈折を検出できる。

Ｘ線３ａが被検体Ｍを透過することによってｙ方向に上側へ屈折した場合、領域Ｈの位置は図１０（ｃ）に示すように、二点鎖線で示すユニットＵｎの中央領域から、実線で示す上寄りの領域へｙ方向に変位する。そのためｙ方向に屈折するＸ線３ａの屈折距離Ｊｙの大きさに応じて、領域Ｈｃおよび領域Ｈｄと比べて、領域Ｈａおよび領域Ｈｂの面積が広くなる。

その結果、画素２１ｃおよび画素２１ｄの輝度値と比べて画素２１ａおよび画素２１ｂの輝度値が大きくなる。Ｘ線３ａが下側へｙ方向に屈折した場合、領域Ｈは下寄りへｙ方向に変位するので、画素２１ｃおよび画素２１ｄの輝度値が大きくなる。従って、画素２１ａの輝度値および画素２１ｂの輝度値の和と、画素２１ｃの輝度値および画素２１ｄの輝度値の和との差分をとることにより、ｙ方向においてＸ線３ａが屈折する方向および屈折距離を算出できる。

Ｘ線３ａが被検体Ｍを透過することによってｘｙ平面において左上側へ屈折した場合、領域Ｈの位置は図１０（ｄ）に示すように、二点鎖線で示すユニットＵｎの中央領域から、実線で示す左上の領域へ変位する。この場合、屈折距離ＪｘおよびＪｙの大きさに応じて領域Ｈａの面積が特に広くなり、領域Ｈｄの面積が特に狭くなる。その結果、画素２１ａ〜２１ｄのうち、画素２１ａの輝度値が特に大きくなり、画素２１ｄの輝度値が特に小さくなる。また屈折距離ＪｘおよびＪｙの大きさに応じて、画素２１ｂおよび画素２１ｃにおける輝度値が変化する。このように、同一のユニットＵｎに属する画素２１ａ〜２１ｄの各々における輝度値の変化量に基づいてＸ線３ａの屈折する方向および屈折距離を１回のＸ線撮影によって算出できる。

実施例３に係るＸ線撮影装置１Ａを用いてＥＩ−ＸＰＣｉを行う場合、試料マスク７Ａを透過するＸ線３ａがｘ方向およびｙ方向の各々において、２つのシンチレータ素子１５に入射するように試料マスク７ＡおよびＸ線検出器５の初期位置を設定する（ステップＳ１）。そして初期位置においてＸ線管３から被検体ＭへＸ線３ａを照射させ、Ｘ線画像Ａを撮影する（ステップＳ２）。画像生成部８は各々の画素２１から出力されるＸ線検出信号に基づいてＸ線画像Ａを生成する。

屈折情報算出部９はＸ線画像Ａについて、各ユニットＵｎにおける画素２１ａ〜２１ｄの輝度値を算出する。そして各々の輝度値の差分をとるなどの演算処理により、ｘ方向およびｙ方向のそれぞれについて、各ユニットＵｎにおけるＸ線３ａの屈折方向および屈折距離を算出する（ステップＳ３）。

散乱画像再構成部１０は各ユニットＵｎについて算出されたＸ線３ａの屈折情報に基づいて、２行２列に配列される４つの画素２１ａ〜２１ｄ（ユニットＵｎ）を１画素分とする、被検体ＭのＸ線小角散乱画像を生成する（ステップＳ５）。なお実施例１および実施例２と同様に、被検体ＭのＸ線吸収量に基づくＸ線吸収画像の情報をＸ線画像Ａから取得できる。すなわち画像生成部８は、各ユニットＵｎにおいて画素２１ａ〜２１ｄの輝度値の和が減少する量に基づいて、Ｘ線小角散乱画像の情報と別に吸収イメージング法に基づくＸ線吸収画像を生成できる。

＜実施例３に係る構成による効果＞
このように実施例３に係るＸ線撮影装置において、試料マスク７Ａは二次元マトリクス状に配列され、Ｘ線を透過するＸ線透過材Ｒ２を備えている。そして試料マスク７Ａを透過するＸ線３ａがｘ方向およびｙ方向の各々において２つのシンチレータ素子１５に入射するように構成される。すなわち試料マスク７Ａによってペンシルビーム状に制限されたＸ線３ａは、ｘ方向についてシンチレータ素子１５ａおよび１５ｂ（並びに、シンチレータ素子１５ｃおよび１５ｄ）の各々に入射する。そしてｙ方向についてシンチレータ素子１５ａおよび１５ｃ（並びに、シンチレータ素子１５ｂおよび１５ｄ）の各々の一部に入射する。

このような構成により、ｘ方向についてＸ線３ａが屈折した場合、シンチレータ素子１５ａおよび１５ｂの各々に入射するＸ線３ａの線量の偏りが変化する。従って、ｘ方向についてＸ線３ａが屈折する方向および角度の情報は、シンチレータ素子１５ａおよび１５ｂの各々に入射するＸ線３ａの差分に基づいて検出できる。そしてｙ方向についてＸ線３ａが屈折した場合、シンチレータ素子１５ａおよび１５ｃの各々に入射するＸ線３ａの線量の偏りが変化する。従って、ｙ方向についてＸ線３ａが屈折する方向および角度の情報は、シンチレータ素子１５ａおよび１５ｃの各々に入射するＸ線３ａの差分に基づいて検出できる。

従って、Ｘ線３ａが入射するシンチレータ素子１５ａ〜１５ｄの各々に接する画素２１である、画素２１ａ〜２１ｄの輝度値の変化に基づいて、被検体Ｍを透過したＸ線３ａが屈折する方向および屈折する距離を２次元的に算出できる。すなわち１回のＸ線照射によって撮影されるＸ線画像において、画素２１ａ〜２１ｄの輝度値を算出することにより、Ｘ線３ａの屈折に関する情報をｘ方向およびｙ方向の各々について算出できる。

このように実施例３に係るＸ線撮影装置１ＡではＸ線３ａが屈折する方向および屈折する距離は直交する２方向の各々について算出できる。そのため、Ｘ線３ａの屈折に関する情報を１方向についてのみ算出できる従来のＥＩ−ＸＰＣｉと比べ、実施例３ではより精密で診断能の高いＸ線小角散乱画像を取得することができる。また１回のＸ線撮影によってＸ線小角散乱画像を取得できるので、被検体の被曝量をより低減できるとともに、Ｘ線小角散乱画像の撮影に要する時間をより短縮できる。

次に、この発明の実施例４を説明する。実施例４に係るＸ線撮影装置の全体構成は実施例３と共通する。実施例４に係る構成は、Ｘ線撮影装置において発生する振動などに起因する試料マスク７とＸ線検出器５との相対位置のズレである、相対位置ズレを補正する機構をさらに有する点において実施例３と相違する。

実施例３において説明した通り、Ｘ線検出器５に入射するＸ線３ａは被検体Ｍを透過する際に屈折することにより、同一ユニットＵｎに属するシンチレータ素子１５ａ〜１５ｄの各々に入射する線量の偏りが変化する。しかしシンチレータ素子１５の各々に入射する線量の偏りの変化は、Ｘ線３ａの屈折以外によっても発生する。

すなわち試料マスク７とＸ線検出器５との相対位置のズレが発生する場合、シンチレータ素子１５ａ〜１５ｄの各々に入射するＸ線３ａの線量の偏りは変化する。このような相対位置のズレは、一例として図１１（ａ）に示すように、点線で示す位置から実線で示す位置へＸ線検出器５がｘｙ平面に沿って平行移動することによって発生する。また他の例として図１１（ｂ）に示すように、点線で示す位置から実線で示す位置へＸ線検出器５がｚ方向の軸回りに回転移動することによって、相対位置のズレが発生する。

実施例４に係るＸ線検出器５Ｂは図１２に示すように、Ｘ線入射面の４隅に配設されるユニットＵｎの各々を、相対位置ズレ補正用のユニットＵｎとして用いる。位置ずれ補正に用いられるユニットＵｎについて、Ｘ線入射面の左上隅に位置するユニットＵｎをユニットＵｎ１として区別する。そしてＸ線入射面の右上隅、左下隅、および右下隅のそれぞれに位置する相対位置ズレ補正用のユニットＵｎを、それぞれユニットＵｎ２〜Ｕｎ４として区別する。

なお、相対位置ズレ補正に用いるユニットＵｎの位置および数は図１１に示す構成に限られず、適宜変更してよい。但しｘ方向およびｙ方向の各々についてＸ線検出器５が平行移動することなどによる相対位置ズレ、並びにｚ方向の軸回りにＸ線検出器５が回転移動することなどによる相対位置ズレを補正できるという点で、一直線上に並ばない３つ以上のユニットＵｎを相対位置ズレ補正に用いることが好ましい。またＸ線撮影においてユニットＵｎに入射するＸ線３ａが被検体Ｍをより確実に透過しないという点で、相対位置ズレ補正に用いるユニットＵｎの位置はＸ線検出器５の端部により近いことが好ましい。

実施例４に係るＸ線撮影装置を用いてＥＩ−ＸＰＣｉを行う場合、実施例３と同様に、試料マスク７Ａを透過するＸ線３ａがｘ方向およびｙ方向の各々において、２つのシンチレータ素子１５に入射するように試料マスク７ＡおよびＸ線検出器５の初期位置を設定する（ステップＳ１）。そして初期位置においてＸ線管３から被検体ＭへＸ線３ａを照射させ、Ｘ線画像Ａを撮影する（ステップＳ２）。Ｘ線撮影によって、画像生成部８はＸ線画像Ａを生成する。

屈折情報算出部９はＸ線画像Ａについて、各ユニットＵｎにおける画素２１ａ〜２１ｄの輝度値を算出する。そして各々の輝度値の差分をとるなどの演算処理により、ｘ方向およびｙ方向のそれぞれについて、各ユニットＵｎにおけるＸ線３ａの屈折方向および屈折距離を算出する（ステップＳ３）。

そして実施例４に特徴的な工程として、屈折情報算出部９はさらに相対位置ズレ補正用のユニットＵｎ１〜Ｕｎ４における画素２１の輝度値に基づいて、ステップＳ４で算出したＸ線３ａの屈折に関する情報を補正する（ステップＳ４）。散乱画像再構成部１０はステップＳ５で補正した屈折情報に基づいて、２行２列に配列される４つの画素２１ａ〜２１ｄ（ユニットＵｎ）を１画素分とする、被検体ＭのＸ線小角散乱画像を生成する（ステップＳ５）。

ここで、ユニットＵｎ１〜Ｕｎ４を用いてＸ線３ａの屈折方向および屈折距離の情報を補正するステップＳ５の工程について説明する。図１１（ａ）に示すようにＸ線検出器５がＸ線入射面（ｘｙ平面）に沿って平行移動した場合、試料マスク７ＡとＸ線検出器５との相対位置もｘｙ平面に沿って移動する。

この場合図１３（ａ）に示すように、ユニットＵｎ１〜Ｕｎ４の各々においてＸ線３ａがＸ線検出器５に入射する領域Ｈの位置は、いずれも同じ方向へ同じ距離だけ移動する。ユニットＵｎ１〜Ｕｎ４において領域Ｈがｘ方向およびｙ方向へ移動する距離をそれぞれＬｘ１〜Ｌｘ４、およびＬｙ１〜Ｌｙ４とする。画像生成部８は、距離Ｌｘ１〜Ｌｘ４が等しく、かつ距離Ｌｙ１〜Ｌｙ４がそれぞれ等しいことに基づいて、Ｘ線検出器５と試料マスク７との相対位置が平行移動したことを判別できる。Ｌｘ１〜Ｌｘ４およびＬｙ１〜Ｌｙ４の各々は、ユニットＵｎ１〜Ｕｎ４の各々における画素２１ａ〜２１ｄの輝度値に基づいて算出される。

被検体Ｍを透過したＸ線３ａが入射するユニットＵｎについて、屈折情報算出部９がステップＳ３で算出したＸ線３ａの屈折距離がｘ方向にＪｘ、ｙ方向にＪｙである場合、Ｘ線検出器５と試料マスク７との相対位置自体がｘ方向にＬｘ、ｙ方向にＬｙ移動している。そのためユニットＵｎに入射するＸ線３ａが実際に屈折した距離は、ｘ方向については（Ｊｘ−Ｌｘ）であり、ｙ方向については（Ｊｙ−Ｌｙ）である。このような演算処理により、Ｘ線検出器５と試料マスク７との相対位置の平行移動に起因する相対位置ズレを補正できる。

図１１（ｂ）に示すようにＸ線検出器５がｚ方向に平行な軸の軸回りに回転移動した場合、試料マスク７ＡとＸ線検出器５との相対位置も回転移動する。この場合図１３（ｂ）に示すように、Ｘ線検出器５の回転軸の位置、回転方向、および回転角度に応じて、ユニットＵｎ１〜Ｕｎ４の各々における領域Ｈの位置はそれぞれ異なる方向へ移動する。

屈折情報算出部９は距離Ｌｘ１〜Ｌｘ４、およびＬｙ１〜Ｌｙ４に基づいてＸ線検出器５の回転軸の位置、回転方向、および回転角度を算出する。そして屈折情報算出部９は算出したＸ線検出器５の回転に関する情報に基づいて、ステップＳ４で算出された、ｘ方向およびｙ方向の各々におけるＸ線３ａの見掛けの屈折距離ＪｘおよびＪｙを補正する。

実施例４ではこのように、複数の画素からなるユニットＵｎ１〜Ｕｎ４の各々を用いて相対位置ズレ補正を行う。ユニットＵｎ１〜Ｕｎ４は一直線上にない３以上のユニットであるので、ユニットＵｎ１〜Ｕｎ４の各々を構成する画素２１の輝度値に基づいて、Ｘ線検出器５と試料マスク７との相対位置のズレを検出できる。そして被検体Ｍを透過してＸ線検出器５に入射するＸ線３ａの見掛けの屈折方向および屈折距離を、検出した相対位置のズレの値に基づいて補正する。

相対位置のズレを補正することにより、Ｘ線撮影装置における振動などによりＸ線検出器５と試料マスク７との相対位置にズレが発生した場合であっても。被検体Ｍの透過によるＸ線の屈折方向および屈折距離を正確に算出できる。従って、相対位置のズレを補正した後における、Ｘ線の屈折方向および屈折距離に基づいてＸ線小角散乱画像を生成することにより、被検体Ｍについて診断能が高く、かつより精密なＸ線小角散乱画像を取得できる。

本発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。

（１）上述した実施例１において、移動機構６はＸ線検出器５を移動させる構成としたが、Ｘ線検出器５と試料マスク７とをｘ方向に相対移動させる構成であるならば、移動機構６の構成はこれに限られない。すなわち移動機構６は試料マスク７をｘ方向に移動させる構成であってもよい。試料マスク７を移動させることによって、試料マスクＸ線検出器５と試料マスク７とのｘ方向における位置関係は相対的に変位する。そのため試料マスク７をｘ方向に移動させた後にＸ線照射を行うことによって、Ｘ線画像Ａ２を撮影できる。

（２）上述した実施例１または実施例２において、試料マスク７は図１（ｂ）に示すようにｘ方向に延伸するＸ線吸収材Ｒ１がｙ方向に並列する構成としたがこれに限られない。すなわち試料マスク７の構成として、実施例３に係るような構成を適用してもよい。すなわち図８（ａ）に示すような、格子状にＸ線吸収材Ｒ１が設けられる構成、または図８（ｂ）に示すような、二次元マトリクス状にＸ線吸収材Ｒ１が設けられる構成を用いてもよい。

（３）上述した実施例４に係る、相対位置ズレ補正を行うユニットＵｎを用いる構成は、実施例３に限られず実施例１または実施例２に適用できる。実施例１に適用する場合はシンチレータ素子１５のうち、入射するＸ線３ａが被検体Ｍを確実に透過しない位置に配設される素子を選択して相対位置ズレ補正に用いる。実施例２に適用する場合はシンチレータ素子１５Ａおよび１５ＢからなるユニットＵｎのうち、入射するＸ線３ａが被検体Ｍを確実に透過しない位置に配設される素子を選択して相対位置ズレ補正に用いる。

そしてＸ線画像を撮影した後、相対位置ズレ補正用に選択されたシンチレータ素子１５において領域Ｈの境界線がずれている方向および距離を、画素２１の輝度値に基づいて検出する。相対位置がずれていない場合、領域Ｈの境界線はシンチレータ素子１５を均等に分断する位置にある。一方で相対位置がずれている場合は領域Ｈの位置がｘ方向にずれるので、画素２１の輝度値が想定されている値と比べて増減する。従って、屈折情報算出部９は選択されたシンチレータ素子１５に接する画素２１の輝度値に基づいて、試料マスク７とＸ線検出器５との相対位置のズレを検出し、Ｘ線小角散乱画像に対する相対位置のズレの影響を補正できる。

（４）上述した実施例２では、シンチレータ素子１５が千鳥配置されている構成を用いたがこれに限ることはない。すなわち図１３に示すように、ｙ方向に延伸する角錐状ビームとしてＸ線検出器５に入射するＸ線３ａが、ｘ方向について２以上のシンチレータ素子１５に入射するようにＸ線検出器５および試料マスク７の初期位置が設定されていればよい。このように初期位置が設定されているならば、シンチレータアレイ２３Ａおよび２３Ｂにおけるシンチレータ素子１５の配列パターンがｘ方向に一致する構成であっても実施例２に係る効果を奏することができる。

このような実施例２の変形例について図１４を用いて説明する。図１４（ａ）はＸ線検出器５のＸ線検出面を示す図であり、図１４（ｂ）は図１４（ａ）のＡ−Ａ断面におけるＸ線撮影装置１を示す図である。変形例に係るＸ線検出器５において、シンチレータ素子１５の各々は碁盤目状に配列されている。そしてＸ線３ａはｘ方向について２つのシンチレータ素子１５に入射するようにＸ線検出器５の初期位置が定められる。

すなわち図１４（ａ）に示すように、Ｘ線Ｐ１、Ｐ２ａおよびＰ２ｂの各々が入射する領域である領域Ｈ１，Ｈ２ａ、およびＨ２ｂの各々は、ｘ方向について隣接する２つのシンチレータ素子１５Ｌおよび１５Ｒのそれぞれに跨がるように重複する。なお、Ｘ線３ａがｘ方向に屈折しない場合、Ｘ線３ａ（Ｘ線Ｐ１）はシンチレータ素子１５Ｌおよび１５Ｒの各々へ均等に入射するようにＸ線検出器５の初期位置を定めることが好ましい。

なおＸ線Ｐ１、Ｐ２ａ、およびＰ２ｂの各々が入射するシンチレータ素子１５Ｌについてはシンチレータ素子１５ａＬ〜１５ｃＬとして区別する。またＸ線Ｐ１、Ｐ２ａ、およびＰ２ｂの各々が入射するシンチレータ素子１５Ｒについてはシンチレータ素子１５ａＲ〜１５ｃＲとして区別する。そしてシンチレータ素子１５ａＬ〜１５ｃＬの各々にＸ線が入射する領域をそれぞれ領域ＥａＬ〜ＥｃＬとし、シンチレータ素子１５ａＲ〜１５ｃＲの各々にＸ線が入射する領域をそれぞれ領域ＥａＲ〜ＥｃＲとする。シンチレータ素子１５Ｌに接する画素２１については画素２１Ｌとし、シンチレータ素子１５Ｒに接する画素２１については画素２１Ｒとする。

実施例２の変形例に係るＸ線撮影装置を用いてＥＩ−ＰＣｉを行う場合、実施例２と同様に初期位置においてＸ線照射を１回行い、Ｘ線画像Ａを撮影する。ｘ方向に屈折しないＸ線Ｐ１はシンチレータ素子１５Ｌおよび１５Ｒの各々へ均等に入射するので、領域ＥａＬおよびＥａＲの面積は等しい。その結果、シンチレータ素子１５ａＬに接する画素２１ａＬの輝度値と、シンチレータ素子１５ａＲに接する画素２１ａＲの輝度値とは等しくなる。画像生成部８はＸ線画像Ａにおいて画素２１Ｌの輝度値と画素２１Ｒの輝度値の差が０であることによって、シンチレータ素子１５Ｌおよび１５Ｒに入射するＸ線が屈折していないことを判定できる。

一方、Ｘ線Ｐ２は被検体Ｍを透過する際にｘ方向へ屈折するので、シンチレータ素子１５Ｌおよび１５Ｒの各々にＸ線が入射する領域の面積が相違する。すなわち領域ＥｂＬは領域ＥｂＲより広くなるので、画素２１ｂＬの輝度値は画素２１ｂＲの輝度値より大きくなる。屈折情報算出部９は画素２１Ｌの輝度値と画素２１Ｒの輝度値の差がプラスの値であることによって、シンチレータ素子１５Ｌおよび１５Ｒに入射するＸ線が左へ屈折していることを判定できる。また屈折距離Ｊａが大きくなるに従って、輝度値の差が大きくなるので、屈折情報算出部９は画素２１Ｌおよび画素２１Ｒの輝度値の差に基づいてＸ線Ｐ２ａの屈折距離Ｊａを算出できる。

そして領域ＥｃＬは領域ＥｃＲより狭くなるので、画素２１ｃＬの輝度値は画素２１ｃＲの輝度値より小さくなる。屈折情報算出部９は画素２１Ｌの輝度値と画素２１Ｒの輝度値の差がマイナスの値であることによって、シンチレータ素子１５Ｌおよび１５Ｒに入射するＸ線が右へ屈折していることを判定し、輝度値の差の値に基づいてＸ線Ｐ２ｂの屈折距離Ｊｂを算出する。このように屈折情報算出部９は１枚のＸ線画像Ａにおける同一のユニットＵｎに属する各画素２１の輝度値に基づき、ｙ方向に延伸するファンビーム状に制限されたＸ線３ａの各々について、ｘ方向における屈折情報を取得する。そして取得した屈折情報に基づいて、散乱画像再構成部１０は被検体ＭのＸ線小角散乱画像を再構成する。

実施例２に係るＸ線検出器５ではシンチレータ素子１５が千鳥配置されるので、画素２１の各々もシンチレータ素子１５に合わせて千鳥配置する必要がある。一方、実施例２の変形例に係るＸ線検出器５では、シンチレータ素子１５が碁盤目状であっても１回のＸ線撮影で被検体ＭのＸ線小角散乱画像を生成できる。すなわち画素２１が碁盤目状に配列される一般的な構成であっても実施例２に係る効果を奏することができる。

但し実施例２ではシンチレータ素子１５を千鳥配置するので、ｘ方向における、シンチレータ素子１５Ａの右端の座標とシンチレータ素子１５Ｂの左端の座標とを一致させることができる。そのためＸ線Ｐ１がシンチレータ素子１５Ａおよび１５Ｂに均等に入射するような、Ｘ線検出器５の初期位置を設定することが容易となる。またＸ線画像Ａを撮影する場合、Ｘ線Ｐ１が入射する領域はシンチレータ素子１５Ａおよび１５Ｂの各々の半分に相当するので、被検体ＭのＸ線小角散乱画像を生成するために行う画像生成部８の演算処理が容易になる。

（５）上述した実施例３において、Ｘ線検出器５に入射するＸ線３ａはｘ方向およびｙ方向の各々において２以上のシンチレータ素子１５に入射する構成となるように初期位置を定めているが、これに限られない。すなわちＸ線３ａがＸ線検出器５に入射する領域Ｈは、ｘ方向およびｙ方向の各々において、２以上のシンチレータ素子１５の各々に外接する構成であってもよい。

このような実施例３の変形例に係る、Ｘ線検出器５の構成の一例を説明する。図１５（ａ）に示すように、Ｘ線検出器５に設けられるシンチレータ素子１５の各々は鉤形となっている。そして２行２列に配列されたシンチレータ素子１５ａ〜１５ｄがそれぞれ凹部を中央部ＣＨに向けてなるユニットＵｎが、ｘ方向およびｙ方向に連なっている。シンチレータ素子１５ａ〜１５ｄの各々に接する画素２１ａ〜２１ｄの形状についてはシンチレータ素子１５と同じ鉤形であってもよいし、実施例３と同様に正方形であってもよい（図９（ｂ）参照）。ここではシンチレータ素子１５ａ〜１５ｄの形状は鉤形であり、画素２１ａ〜２１ｄ形状は正方形である構成を例にとって説明する。

Ｘ線検出器５の初期位置については、屈折せず直進するＸ線３ａが入射する領域Ｈと、同一のユニットＵｎに属するシンチレータ素子１５ａ〜１５ｄの各々とが接するように設定される。領域ＨはユニットＵｎの中央部ＣＨに位置しており、ｘ方向およびｙ方向の各々において、２つのシンチレータ素子１５に接する構成となっている。ｘ方向については２つのシンチレータ素子１５ａおよび１５ｂの各々に接しており、ｙ方向については２つのシンチレータ素子１５ａおよび１５ｃの各々に接している（図１５（ｂ））。

このような実施例３の変形例についてＥＩ−ＸＰＣｉを行う場合、実施例３と同様に初期位置においてＸ線３ａの１回照射し、Ｘ線画像Ａの撮影を行う。Ｘ線３ａが屈折しない場合、図１５（ｂ）に示すように、領域Ｈはシンチレータ素子１５ａ〜１５ｄの各々に外接する位置にある。そのためシンチレータ素子１５ａ〜１５ｄの各々にはＸ線３ａが入射しないので、画素２１ａ〜２１ｄの輝度値はいずれも０である。

Ｘ線３ａが被検体Ｍの透過によって屈折した場合、屈折した方向のシンチレータ素子１５にＸ線３ａが入射する。一例としてｘｙ平面において左上へＸ線３ａが屈折した場合、図１５（ｃ）に示すように領域Ｈの位置は左上へ変位する。この場合、領域Ｈは右下にあるシンチレータ素子１５ｄと重複しない一方、シンチレータ素子１５ａ〜１５ｃと一部重複する。

図１５（ｃ）に示す状態において、領域Ｈとシンチレータ素子１５ｂとが重複する領域Ｈｂの面積は、Ｘ線３ａがｙ方向に屈折する距離Ｊｂに比例する。領域Ｈとシンチレータ素子１５ｃとが重複する領域Ｈｃの面積は、Ｘ線３ａがｘ方向に屈折する距離Ｊａに比例する。領域Ｈとシンチレータ素子１５ａとが重複する領域Ｈａの面積は、屈折距離ＪａおよびＪｂに応じて変化する。シンチレータ素子１５ａ〜１５ｃにＸ線３ａが入射することにより、画素２１ｄの輝度値は０である一方、画素２１ａ〜２１ｃの輝度値は入射するＸ線量に応じた値となる。

屈折情報算出部９は画素２１ａ〜２１ｄのうち、輝度値が０でない画素２１の組み合わせに基づいてＸ線３ａの屈折する方向を判定する。そして輝度値の各々に基づいて、ｘ方向におけるＸ線３ａの屈折距離Ｊａと、ｙ方向におけるＸ線３ａの屈折距離Ｊｂとを算出する。そして散乱画像再構成部１０はＸ線画像Ａにおいて算出されたＸ線３ａの屈折情報に基づいて、被検体ＭのＸ線小角散乱画像を生成する。

このような実施例３の変形例では、屈折することなく直進するＸ線３ａの入射範囲が、ｘ方向およびｙ方向の各々において２以上のシンチレータ素子１５と外接するように構成される。この場合、画素２１の輝度値の初期値は０であるので、実施例３のように各画素２１の輝度値の差分をとる演算を行うことなく、屈折距離Ｊａおよび屈折距離Ｊｂを算出できる。従って、Ｘ線小角散乱画像を生成するための演算処理をより単純化できる。

なお、このような変形例は実施例３に限られず、他の実施例および変形例に適用できる。一例として試料マスク７を透過するＸ線３ａがファンビーム状である、実施例２の変形例に適用する構成を図１５（ｄ）に示している。試料マスク７によって、ｙ方向に延伸するファンビーム状に制限されたＸ線３ａがＸ線検出器５に入射する。そしてＸ線３ａがｘ方向に屈折しない場合、Ｘ線３ａが入射する領域Ｈはｘ方向において２つのシンチレータ素子１５Ｌおよび１５Ｒの各々に外接するようにＸ線検出器５の初期位置が設定される。

Ｘ線３ａが屈折しない場合、領域Ｈとシンチレータ素子１５Ｌおよび１５Ｒと重複しないので、シンチレータ素子１５Ｌに接する画素２１Ｌ、およびシンチレータ素子１５Ｒに接する画素２１Ｒはいずれも輝度値が０である。一方でＸ線３ａがｘ方向に左へ屈折する場合、領域Ｈが左へ移動するのでＸ線３ａの一部がシンチレータ素子１５Ｌに入射する（図１５（ｅ））。Ｘ線３ａがシンチレータ素子１５Ｌに入射する領域ＥＬの面積はＸ線３ａの屈折距離Ｊａに応じて大きくなるので、屈折情報算出部９は画素２１Ｌの輝度値の大きさに基づいて、屈折距離Ｊａを算出できる。

Ｘ線３ａがｘ方向に右へ屈折する場合、Ｘ線３ａの一部がシンチレータ素子１５Ｒに入射するので、屈折情報算出部９は画素２１Ｒの輝度値に基づいて、屈折距離Ｊｂを算出できる。この場合、画素２１Ｌおよび２１Ｒの輝度値の初期値はいずれも０であるので、各画素２１の輝度値の差分をとる演算を行うことなく、ｘ方向におけるＸ線３の屈折方向と屈折距離とを算出できる。従って、ｘ方向における被検体Ｍの屈折コントラスト像を映すＸ線小角散乱画像を再構成するための演算処理をより単純化できる。

（６）上述した各実施例では、Ｘ線検出器５は１層構造であったがこれに限ることはなく、２層以上の構造であってもよい。２層構造である場合は図１６（ａ）に示すように、遮光壁１７の設けられる位置がｘｙ平面に沿ってずれるように２つのＸ線検出器５を積層させる。このように複数のＸ線検出器５を積層させることによって、複数のＸ線検出器５に設けられるシンチレータ素子１５は、Ｘ線を検出できない遮光壁１７の範囲を互いに補うように位置する。

従って、Ｘ線検出器５が１層構造である場合、遮光壁１７に入射するＸ線Ｐ３はシンチレータ素子１５によってシンチレータ光に変換されないので、Ｘ線Ｐ３は検出されることなくＸ線検出器５を通過する。そのため遮光壁１７の設けられる領域はＸ線を検出できない盲点とも呼ぶべき領域となる（図１６（ｂ））。一方、Ｘ線検出器５が２層以上の構造である場合、１層目のＸ線検出器５において遮光壁１７を通過したＸ線Ｐ３は２層目以降のＸ線検出器５においてシンチレータ素子１５へ入射する。従って、図１６に示すような検出器の場合、１層目でＸ線屈折コントラスト像を取得し、２層目以降のＸ線検出器でＸ線吸収像を取得することができる。あるいは、１層目のＸ線検出器と２層目のＸ線検出器との位置関係が異なることを利用し、Ｘ線検出器の各々を動かすことなく、お互いの画像を演算することで、Ｘ線屈折コントラスト像を取得することが可能となる。

このような変形例（６）に係るＸ線検出器では、１層目のＸ線検出器５におけるシンチレータ素子１５の配列パターンと、２層目のＸ線検出器５におけるシンチレータ素子１５の配列パターンとを、ｘ方向にＤ４の距離ずれるように２つのＸ線検出器５を積層させることもできる。この場合、２層構造のＸ線検出器５に対してＸ線を照射した場合、２層目のＸ線検出器５において取得される画像情報は、１層目のＸ線検出器５をｘ方向にＤ４の距離を移動させてからＸ線を照射した場合に取得される画像情報と一致する。

従って、変形例（６）に係るＸ線検出器では、Ｘ線検出器５を移動させずに撮影した場合のＸ線画像情報と、Ｘ線検出器５をｘ方向にＤ４の距離だけ移動させて撮影した場合のＸ線画像情報とを、１回のＸ線照射によって取得できる。すなわち、実施例１に係るＸ線検出器５を２つ用いることによって、Ｘ線検出器５と試料マスク７とを相対的に移動させることなく、１回のＸ線照射によってＸ線小角散乱画像を好適に撮影できるという、実施例２に係るＸ線検出器５の効果を奏することが可能となる。

なお、複数のＸ線検出器５をｚ方向に積層させる構成（積層構造）を有する各変形例において、１層目のＸ線検出器５とは、積層された複数のＸ線検出器５のうち、Ｘ線管３からの距離が最も近いＸ線検出器５を意味する。以下、１層目のＸ線検出器５に設けられる各構成については符号Ａを番号の後に付し、２層目のＸ線検出器５に設けられる各構成については符号Ｂを番号の後に付すことによってそれぞれを区別することとする。

（７）上述した各実施例では、Ｘ線をシンチレータ素子などで光に変換し、さらに光を電気信号に変換する間接変換型のＸ線検出器を用いる構成を例として説明したが、本発明に係るＸ線検出器の構成は、Ｘ線を直接電気信号に変換する直接変換型のＸ線検出器においても適用できる。すなわち各実施例に係る構成において、シンチレータ素子の代わりにａ−Ｓｅ（アモルファス・セレン）などで構成され、Ｘ線を電荷に変換するＸ線変換素子を用いる。

そして遮光壁の代わりに電荷の散乱を遮蔽する溝部を格子状に形成させることによって、直接変換型のＸ線検出器においても本発明の効果を得ることができる。このような変形例（７）に係る直接変換型のＸ線検出器において溝Ｆは、本発明における遮蔽部に相当する。なお、間接変換型のＸ線検出器において、遮蔽壁１７の代わりに溝部でシンチレータ素子１５を区画する構成であってもよい。

（８）上述した各実施例において、Ｘ線吸収材Ｒ１のピッチ長さＧ、Ｘ線透過材の長さＮ、シンチレータ素子１５の長さＢ、シンチレータ素子１５のピッチ長さＴの各々は、各実施例において定めた長さに限ることはなく、Ｘ線撮影に係る条件に応じて適宜変更してよい。また実施例１においてＸ線検出器５を移動させる距離Ｃについても適宜変更してよい。

（９）上述の変形例（６）の構成では、シンチレータ層１１に遮光壁１７が設けられたＸ線検出器を２つ積層させる構成となっていたが、本発明はこの構成に限られない。すなわち図２０（ａ）に示すように、特に２層目以降のＸ線検出器５Ｂにおいて、シンチレータ層１１の遮光壁１７を省いた構成とすることもできる。なお、変形例（９）に係るＸ線検出器５の各々は、各実施例の構成について適応することができる。このような構成とすることで、装置構成はより単純となるので、より安価なＸ線検出器を提供できる。

なお、上述のような、積層構造を有する実施例および変形例において、２層目のＸ線検出器５Ｂに設けられる画素２１Ｂの各々は、１層目のＸ線検出器５Ａに設けられる遮光壁Ａ１７の各々の位置に対応するように配置されることが好ましい。具体的には、画素２１Ｂの各々における光電変換素子の中心軸２１ｍは、遮光壁１７Ａの中心軸１７ｍと一致していることがより好ましい。

シンチレータ素子１５Ｂによってシンチレータ光Ｗに変換されるＸ線とは、Ｘ線検出器Ａによって検出されることなくＸ線検出器５Ｂに入射するＸ線、すなわちＸ線検出器Ａにおいて遮光壁１７Ａに入射するＸ線Ｐ３である。そのため、画素２１Ｂの光電変換素子を遮光壁Ａ１７の各々の位置に対応するように配置することにより、Ｘ線検出器５Ｂにおいて変換されるシンチレータ光Ｗは、より確実に各画素２１Ｂの中心に近い位置で検知される。その結果、Ｘ線検出器５Ｂにおいて、より正確な画像情報を取得できる。

（１０）上述のような、積層構造を有する各変形例において、各々のＸ線検出器５における画素２１のピッチは同一となっていたが、本発明はこの構成に限られない。すなわち図２０（ｂ）に示すように、２層目のＸ線検出器５Ｂにおける画素２１Ｂのピッチを１層目のＸ線検出器５Ａにおける画素２１Ａのピッチより大きくしてもよい。

このような変形例（１０）に係る構成において、遮光壁１７Ａを有する１層目のＸ線検出器５Ａでは、画素２１Ａのピッチがより小さい。そのため、Ｘ線検出器５Ａにおいて、Ｘ線小角散乱の情報を含む、より精密な画像情報を取得できる。一方で画素２１Ｂのピッチが比較的大きい。そのため、Ｘ線検出器５Ｂにおいて情報量の過多による処理時間の長期化を回避できるので、Ｘ線画像の取得に要する時間を短縮できる。また、Ｘ線検出器５Ｂにおいて装置構成がより単純となるので、装置の製造に要するコストをより低くできる。

（１１）上述の各実施例では、試料マスク７のＸ線透過材Ｒ２を透過したＸ線３ａは、Ｘ線検出器５に入射する場合に遮光壁１７とシンチレータ素子１５との両方に跨がって入射するように構成されている。一例として実施例１では図４（ａ）に示すように、Ｘ線透過材Ｒ２を透過するＸ線３ａのうち被検体Ｍを透過しないＸ線Ｐ１は、遮光壁１７およびシンチレータ素子１５へ均等に入射するように、試料マスク７およびＸ線検出器５の初期位置が予め定められる。

しかしＸ線３ａがＸ線検出器５へ入射する領域はこのような構成に限られない。すなわち図２１（ａ）に示すように、試料マスク７によってｙ方向に延びるファンビーム状に制限されたＸ線３ａが、ｙ方向に延びる遮光壁１７へ入射するように、試料マスク７およびＸ線検出器５の初期位置を定めてもよい。この場合、Ｘ線検出器５にＸ線３ａが入射する領域のパターン（自己像の縞のパターン）は、Ｘ線検出器５に設けられる遮光壁１７の形成パターンと略一致している。すなわち、屈折することなく入射するＸ線３ａの入射領域Ｈ１の各々は、ｘ方向において隣接しているシンチレータ素子１５の各々に外接するように、試料マスク７およびＸ線検出器５の初期位置が設定される。そのため、ｘ方向へ屈折するＸ線Ｘ線３ａの入射領域Ｈ２は、その一部がシンチレータ素子１５と重複する。

そして積層構造を有する実施例および変形例について、１層目のＸ線検出器５Ａに変形例（１１）の構成を適用することにより、Ｘ線吸収量に基づく通常のＸ線画像と、Ｘ線散乱量に基づくＸ線小角散乱画像とを取得できる。具体的にはＸ線検出器５ＡにおいてＸ線小角散乱画像の情報を取得しつつ、Ｘ線検出器５Ｂにおいて通常のＸ線画像情報を取得できる。

すなわち図２１（ｂ）に示すように、試料マスク７のＸ線透過材Ｒ２を透過するＸ線３ａのうち、ｘ方向に屈折しないＸ線Ｐ１は、シンチレータ素子１５Ａに入射することなく遮光壁１７Ａに入射する。そのためＸ線Ｐ１はＸ線検出器５Ａを通過してシンチレータ素子１５Ｂにおいてシンチレータ光Ｗに変換され、画素２１Ｂに検出される。

一方、被検体Ｍを通過することなどによってｘ方向に屈折したＸ線Ｐ２は、ｘ方向における屈折距離Ｊａに応じてシンチレータ素子１５Ａに入射し、変換されたシンチレータ光は画素２１Ａに検出される。Ｘ線Ｐ２のうち大部分はＸ線検出器５Ａを通過して画素２１Ｂに検出される。従って、画素２１ＡによってＸ線３ａの屈折距離Ｊａに関する情報が得られ、画素２１ＢによってＸ線吸収量の情報が得られる。そのため、変形例（１１）に係る構成により、通常のＸ線画像とＸ線小角散乱画像とを同時に取得できるＸ線検出器を実現できる。

（１２）上述の変形例（１１）に係る構成において、図２１（ａ）では屈折しないＸ線が入射する領域Ｈ１のｘ方向におけるピッチＨｐは、シンチレータ素子１５のｘ方向におけるピッチＴと一致する構成となっている。しかし、入射領域Ｈ１のピッチＨｐ、すなわちＸ線が試料マスク７を透過することによってできる自己像の縞のピッチは、シンチレータ素子１５のピッチＴと異なっていてもよい。特に図２２（ａ）に示すように、入射領域Ｈ１のピッチＨｐはシンチレータ素子１５のピッチＴより長くなるように、試料マスク７およびＸ線検出器５を構成することが好ましい。

図２１（ａ）に示すような、ピッチＨｐとピッチＴとが一致する構成では、Ｘ線３ａの屈折方向によっては正確なＸ線小角散乱画像を得ることが困難な場合が考えられる。すなわち図２２（ｂ）に示すように、異なるＸ線透過材Ｒ２を透過したＸ線Ｐ２ａおよびＸ線Ｐ２ｂが、被検体Ｍを透過することによってそれぞれ異なる方向に屈折し、同じシンチレータ素子１５Ａに入射することがある。この場合、当該シンチレータ素子１５Ａに接する画素２１Ａが検出する情報に基づいて、Ｘ線Ｐ２ａの屈折距離ＪａとＸ線Ｐ２ｂの屈折距離Ｊｂの情報とを区別することはできない。その結果、正確なＸ線小角散乱画像を取得することが困難となる。

そこで、変形例（１２）のように、自己像の縞のピッチＨｐをシンチレータ素子１５のピッチＴより長くなるように試料マスク７およびＸ線検出器５を構成させることにより、異なるＸ線３ａのビームが同一のシンチレータ素子１５へ入射することを、より確実に回避できる（図２２（ｃ））。その結果、Ｘ線Ｐ２ａの屈折距離ＪａとＸ線Ｐ２ｂの屈折距離Ｊｂの情報とを正確に検出できるので、より正確なＸ線小角散乱画像を取得できるＸ線検出器５を実現することが可能となる。

（１３）上述の変形例（１１）では、試料マスク７によってｙ方向に延びるファンビーム状に制限されたＸ線３ａが、ｙ方向に延びる遮光壁１７へ入射する構成となっているがこれに限ることはない。すなわち図２３（ａ）に示すように、ｙ方向に延びるファンビーム状のＸ線３ａが、ｙ方向に延びるシンチレータ素子１５へ入射する構成としてもよい。

変形例（１３）に係る構成において、自己像の縞のパターンはシンチレータ素子１５の配列パターンと略一致している。すなわち、屈折することなく入射するＸ線３ａの入射領域Ｈ１の各々は、ｘ方向において隣接している遮光壁１７の各々に外接するように、試料マスク７およびＸ線検出器５の初期位置が設定される。そのため、ｘ方向へ屈折するＸ線Ｘ線３ａの入射領域Ｈ２は、その一部が遮光壁１７と重複する。

そして積層構造を有する実施例および変形例について、１層目のＸ線検出器５Ａに変形例（１３）の構成を適用することにより、デュアルエナジーＸ線撮影とＸ線小角散乱画像の撮影とを同時に実行できる。すなわち図２３（ｂ）に示すように、試料マスク７のＸ線透過材Ｒ２を透過するＸ線３ａのうち、ｘ方向に屈折しないＸ線Ｐ１は遮光壁１７Ａに入射することなくシンチレータ素子１５Ａに入射する。

そのためＸ線Ｐ１のうち、低エネルギーのＸ線Ｐｒはシンチレータ素子１５Ａを透過できずにシンチレータ光Ｗに変換され、画素２１Ａによって検出される。そしてＸ線Ｐ１のうち高エネルギーのＸ線Ｐｓは、Ｘ線検出器５Ａを透過してシンチレータ素子１５Ｂにおいてシンチレータ光Ｗに変換され、画素２１Ｂによって検出される。すなわちｘ方向に屈折しないＸ線Ｐ１に対して、変形例（１３）に係るＸ線検出器５は全体としてデュアルエナジー型のＸ線検出器として作用する。

一方、被検体Ｍを通過することなどによってｘ方向に屈折したＸ線Ｐ２は、ｘ方向における屈折距離Ｊａに応じてシンチレータ素子１５Ａに入射し、変換されたシンチレータ光は画素２１Ａに検出される。従って、隣接する画素２１Ａ間の演算によってＸ線３ａの屈折距離Ｊａに関する情報が得られ、当該情報に基づいてＸ線小角散乱画像を生成できる。すなわち変形例（１１）に係る構成により、デュアルエナジーＸ線撮影によるＸ線画像と、Ｘ線小角散乱画像とを同時に取得できるＸ線検出器を実現できる。

（１４）また、積層構造を有する上述の変形例では、シンチレータ素子１５Ａおよび遮光壁１７Ａがｙ方向に延伸する構成であったがこれに限られない。すなわち図２４（ａ）に示すように、ｘ方向およびｙ方向の各々に並ぶ二次元マトリクス状に遮光壁１７Ａを配設してもよい。そして、ｙ方向に延びるファンビーム状のＸ線３ａがＸ線検出器５Ａに入射する領域Ｈの各々は、ｘ方向についてシンチレータ素子１５Ａおよび遮光壁１７Ａに跨がるように試料マスク７およびＸ線検出器５の初期位置を設定する。

このような変形例（１４）に係る構成において、Ｘ線検出器５ＡのＸ線入射面は図２４（ａ）に示すように、領域Ｆ１と領域Ｆ２とがｙ方向に交互に並ぶ構造となる。領域Ｆ１とは、遮光壁１７Ａとシンチレータ素子１５Ａとがｘ方向に交互に並んでいる領域である。領域Ｆ２とは、遮光壁１７Ａが設けられずシンチレータ素子１５Ａのみが設けられている領域である。

領域Ｆ１における断面図、すなわち図２４（ａ）のＡ−Ａ矢視断面図は、図４（ａ）に示すような実施例１と同様の構造となる。そのため領域Ｆ１に入射するＸ線３ａは、ｘ方向に屈折する方向および距離に応じて、シンチレータ素子１５Ａへ入射する線量が変化する。その結果、領域Ｆ１においてＸ線小角散乱の情報を取得できる。

一方、領域Ｆ２における断面図、すなわち図２４（ａ）のＢ−Ｂ矢視断面図は、図２４（ｂ）に示すような構造となる。そのため、領域Ｆ２に入射するＸ線３ａのうち、比較的低エネルギーのＸ線Ｐｒは画素２１Ａによって検出され、比較的高エネルギーのＸ線Ｐｓは画素２１Ｂによって検出される。その結果、領域Ｆ２においてデュアルエナジーＸ線撮影によるＸ線画像の情報を取得できる。このように、変形例（１２）に係る構成では、ｙ方向にそれぞれ隣接している、領域Ｆ１における画素２１と領域Ｆ２における画素２１とを１ユニットとすることにより、各ユニットにおける画素値に基づいて、デュアルエナジーＸ線撮影によるＸ線画像と、Ｘ線小角散乱画像とを同時に取得できる。

（１５）上述の実施例４などにおいて、熱膨張や振動などに起因する、試料マスク７とＸ線検出器５との相対位置のズレを検出する構成を説明したが、相対位置のズレを検出する構成はこれに限られない。すなわち、図２５（ａ）に示すように、ｙ方向に延びる自己像の縞Ｈ（Ｘ線の入射領域）とｙ方向に延びるシンチレータ素子１５と重複する領域が、ｘ方向に並ぶシンチレータ素子１５の各々について周期的に変化する構成であってもよい。図２５（ａ）では、ｘ方向に並ぶシンチレータ素子１５ａ〜１５ｊについて、自己像の縞Ｈと重複する領域の広さが周期的に変化する構成を示している。

このような変形例（１５）に係る構成の詳細について、図２５（ｂ）を用いて説明する。ここで、シンチレータ素子１５の各々において、自己像の縞Ｈと重複している領域の割合を「重複率」として以下、説明する。図２５（ｂ）は図２５（ａ）において太い点線で示す領域Ｑを拡大した図である。

変形例（１５）では、自己像の縞Ｈの幅Ｈｂとシンチレータ素子１５の幅Ｂとを等しくなる一方、自己像の縞ＨのピッチＨｐとシンチレータ素子１５のピッチＴとが異なるように構成されている。すなわち、ｘ方向に隣接する縞Ｈ同士の間隔Ｈｃと、ｘ方向に隣接するシンチレータ素子１５同士の間隔Ｃとは異なる。その結果、シンチレータ素子１５ａにおける重複率とシンチレータ素子１５ｂにおける重複率とはそれぞれ異なる。

一例として、シンチレータ素子１５同士の間隔Ｃはシンチレータ素子１５のｘ方向の幅Ｂと等しく、縞Ｈ同士の間隔Ｈｃは縞Ｈのｘ方向の幅Ｈｂの０．９倍に等しいものとする。この場合、シンチレータ素子１５のピッチＴはシンチレータ素子１５の幅Ｂの２倍に等しく、縞ＨのピッチＨｐはシンチレータ素子１５の幅Ｂの１．９倍に等しい。

そのため、ｘ方向に隣接するシンチレータ素子１５同士の間において、重複率は１０％変化する。すなわちシンチレータ素子１５ａの重複率が０％である場合、シンチレータ素子１５ｂの重複率は１０％となる。従って、シンチレータ素子１５の重複率は、ｘ方向にならぶ６列のシンチレータ素子１５（シンチレータ素子１５ａ〜１５ｆ）において、０％から５０％に変化する。

そしてシンチレータ素子１５ｆ以降は、縞Ｈの間隔Ｈｃを縞Ｈの幅Ｈｂの１．１倍に等しいものとする。そのため、シンチレータ素子１５ｇ〜１５ｋにおいて、シンチレータ素子１５の重複率は４０％から０％へと変化する。このようなシンチレータ素子１５ａ〜１５ｋにおける重複率の変化を繰り返すように、シンチレータ素子１５ｋ以降も間隔Ｈｃを変化させる。

なお、重複率を周期的に変化させる構成であれば、間隔Ｈｃと間隔Ｃとの比率、および間隔Ｈｃを変化させるパターンは適宜変更してもよい。一例として、常に間隔Ｈｃが間隔Ｃの０．９倍に等しい構成では、ｘ方向に並ぶ１１列のシンチレータ素子１５において重複率は０％から１００％へ変化する。そして次の１０列のシンチレータ素子１５において、重複率は９０％から０％へ変化する。このように自己像の縞Ｈおよびシンチレータ素子１５が等間隔に並ぶ構成であっても、０％から１００％を経由して０％へ戻るという重複率の周期的な変化を実現できる。

変形例（１５）に係る重複率の周期的な変化は、試料マスク７とＸ線検出器５との相対位置がズレることによって位置が変化する。例えば試料マスク７に対するＸ線検出器５の相対位置がｘｙ平面に沿って回転するようにずれた場合、自己像の縞Ｈとシンチレータ素子１５との位置関係は図２５（ｃ）に示す通りとなる。図２５（ａ）に示す初期位置では、ｙ方向の座標がそれぞれ異なる領域Ｆ１および領域Ｆ２において、重複率の周期的な変化はいずれも同じである。

しかし、図２５（ｃ）に示すような、相対位置が回転するようにずれた状態では、領域Ｆ１における重複率の周期的な変化と領域Ｆ２における重複率の周期的な変化はそれぞれ異なる。そのため、領域Ｆ１およびＦ２における重複率を比較することにより、回転方向のズレを検出できる。

なお、相対位置がｘｙ平面に沿って平行方向にずれた場合、図２５（ａ）に示す初期位置と比較して、領域Ｆ１およびＦ２における重複率はいずれも同じ値だけ変化する。また、相対位置がｚ方向にずれた場合、重複率が変化する周期の長さが初期状態と比べて異なる。従って、ｙ方向の座標がそれぞれ異なる領域Ｆ１および領域Ｆ２において、重複率の周期的な変化を算出することにより、試料マスク７とＸ線検出器５との相対位置のズレを正確に検出し、当該相対位置のズレがＸ線画像に与える影響を補正できる。

そのため、変形例（１５）に係る構成では、相対位置のズレがＸ線画像に与える影響をより迅速かつ容易に補正し、より精度の高いＸ線画像を取得することができる。なお、この例ではシンチレータ素子１５の間隔Ｃを一定として縞Ｈの間隔Ｈｃを変化させることで重複率を周期的に変化させたが、縞Ｈの間隔Ｈｃを一定としてシンチレータ素子１５の間隔Ｃを変化させる構成でも同様の効果が得られる。また、画素２１の領域全体で重複率が変化する例と用いて説明したが、画素２１の一部領域のみ重複率が変化する構成とすることも可能である。特に画素領域の両端に重複率が変化する領域を設けることで被検体注目部分外にて、相対位置のズレを検出可能となる。

（１６）上述の実施例の構成では、１層目のＸ線検出器５に設けられる遮光壁１７の配列ピッチと、２層目以降のＸ線検出器５に設けられる遮光壁１７の配列ピッチとが同一となっていたが、本発明はこの構成に限られない。図２６に示すように１層目のＸ線検出器５Ａにおける遮光壁１７、すなわち遮光壁１７Ａの配列ピッチと、２層目のＸ線検出器５Ｂにおける遮光壁１７、すなわち遮光壁１７Ｂの配列ピッチとを違えるようにしてもよい。

この場合、Ｘ線検出器５Ａにおけるシンチレータ素子１５Ａの配列ピッチおよび画素２１Ａの配列ピッチは、遮光壁１７Ａの配列ピッチと同一となる。同様に、Ｘ線検出器５Ｂにおけるシンチレータ素子１５Ｂの配列ピッチおよび画素２１Ｂの配列ピッチは、遮光壁１７Ｂの配列ピッチと同一となる。従って、画素２１Ａの配列ピッチと画素２１Ｂの配列ピッチは、互いに異なることになる。

特に、遮光壁１７Ｂの配列ピッチを遮光壁１７Ａの配列ピッチよりも大きくすれば、図２６に示すように、Ｘ線源が有するＸ線焦点ｐと遮光壁１７Ａとを結ぶ直線上に遮光壁１７Ｂを配置することができる。Ｘ線が放射状に広がる場合、シンチレータ層１１Ｂを透過するＸ線の広がりは、シンチレータ層１１Ａを透過したときの広がりよりも広くなる。

したがって、図２６はこの事情に即して、Ｘ線のビーム幅に合わせて１層目のＸ線検出器５Ａにおけるシンチレータ層１１Ａの幅を狭く、２層目のＸ線検出器５Ｂにおけるシンチレータ層１１Ｂの幅を広くしている。そして遮光壁１７の配列ピッチもＸ線ビーム幅に即して、１層目のＸ線検出器５Ａにおける遮光壁１７Ａの配列ピッチを狭く、２層目のＸ線検出器５Ｂにおける遮光壁１７Ｂの配列ピッチを広くしている。

具体的には、変形例（１６）の構成において、遮光壁１７Ａのピッチと遮光壁１７Ｂのピッチとの比は、Ｘ線管３から照射されたＸ線３ａがシンチレータ層１１Ａに到達したときの広がり幅と、Ｘ線管３から照射されたＸ線３ａがシンチレータ層１１Ｂに到達したときの広がり幅との比に等しくなるように構成されていることがより好ましい。

したがって、放射状に広がるＸ線ビームからすれば、遮光壁１７Ｂは、遮光壁１７Ａを延伸したように配列されていることになる。本変形例に係るＸ線検出器５の各々は、各実施例の構成について適応することができる。なお、各々のＸ線検出器５について、画素２１の配列ピッチを一定にしながら、遮光壁１７の配列ピッチを変えるようにすることもできる。

（１７）上述の実施例では、遮光壁が互いに平行に配置された構成となっていたが、本発明はこの構成に限られない。図２７に示すように、シンチレータ層１１の中心から端部に向かうに従って次第に傾斜するように遮光壁を構成するようにしても良い。なお図２７において、画素２１を含む出力層１３の構成は省略して図示している。図２７の場合、Ｘ線源の焦点ｐを通過する直線に沿うように遮光壁１７が伸びた構成をしている。これにより、Ｘ線３ａが隣接する画素２１の両方で検出されることを回避できるので、精度の高いＸ線検出器が提供できる。なお、図２７のような遮光壁１７の構成は、各実施例に係るＸ線検出器５の構成について適応できる。本発明に係る遮光壁１７は、格子の中央部から端部に向かうに従って次第に傾斜するように構成されている。

（１８）上述の各実施例では、隣り合う画素は端部が接した構成となっていたが、本発明はこの構成に限られない。図２８に示すように、遮光壁１７が画素２１の側面まで延伸した構成とすることもできる。図２８において画素２１は、遮光壁１７の格子により形成されるセルの内部に位置している。このような変形例（１８）の構成により、互いに隣り合う画素２１を確実に光学的に隔絶できる。また、遮光壁１７が配置される領域に画素２１の光電変換素子が配設されないので、画素２１の光電変換素子は無駄なくシンチレータ光Ｗを検出できる。

なお、変形例（１８）の構成は遮光壁１７の格子の内部に画素２１を配置させる構成に限ることはない。すなわち互いに隣り合う画素２１の光電変換素子が光学的に隔絶できる構成であれば、各々の画素２１の全体を遮光壁１７で隔絶させなくともよい。その一例として、画素２１の光電変換素子が遮光壁１７の格子によって形成される区画の内部に位置している構成であればよい。本変形例に係るＸ線検出器５の各々は、各実施例の構成について適応できる。

（１９）上述の各実施例において、本発明の遮光壁１７はＸ線や紫外線を用いたリゾグラフィー（ＬＩＧＡ）で製造してもよい。このような方法を用いることにより、より精密かつ複雑な形状の遮光壁１７を容易に製造できる。特に変形例（１７）に係る構成の遮光壁１７を製造する場合、ＬＩＧＡを用いることがより好ましい。すなわちシンチレータ層１１の中心から端部に向かうに従って次第に傾斜するようにＸ線などを照射させることにより、シンチレータ層１１の中心から端部に向かうに従って次第に傾斜するように構成された遮光壁１７を容易に製造できる。

（２０）上述の各実施例において、被検体Ｍを試料マスク７とＸ線検出器５との間に置く構成を例にとって説明したが、被検体ＭをＸ線管３と試料マスク７との間に置いてもよい。このような構成では、拡大率をより高くすることができる。そのため非破壊検査用途において、より有用なＸ線撮影装置を提供できる。

１ …Ｘ線撮影装置
３ …Ｘ線管
５ …Ｘ線検出器
７ …試料マスク
１１ …シンチレータ層
１３ …出力層
１５ …シンチレータ素子
１７ …遮光壁
１９ …基板
２１ …画素
２３ …シンチレータアレイ

Claims (13)

1. 被検体にＸ線を照射するＸ線管と、
   Ｘ線管と前記被検体の間に設けられており、第１の方向に延伸するＸ線透過部が前記第１の方向に直交する第２の方向に並列するように形成されている遮蔽マスクと、
   前記Ｘ線透過部を透過したＸ線を検出してＸ線検出信号を出力するＸ線検出器と、
   前記Ｘ線検出器および前記遮蔽マスクの相対位置を前記第２の方向へ移動させる移動機構と、
   前記移動機構が前記相対位置を移動させる間に、前記Ｘ線管にＸ線照射を繰り返させる制御を行うＸ線照射制御部と、
   前記Ｘ線管によりＸ線照射ごとに前記Ｘ線検出器が出力するＸ線検出信号を用いてＸ線画像を生成する画像生成部と、
   前記画像生成部が生成したＸ線画像に基づいて、前記Ｘ線の屈折する方向および屈折する角度からなるＸ線屈折情報を算出する屈折情報算出部と、
   前記Ｘ線屈折情報に基づいて前記被検体のＸ線屈折コントラスト像を映すＸ線小角散乱画像を再構成する散乱画像再構成部とを備え、
   前記Ｘ線検出器は、
   格子状の遮光壁、および前記遮光壁により二次元マトリクス状に区画されたセル内にそれぞれ充填され、入射したＸ線を光に変換するシンチレータ素子からなるシンチレータ層と、
   前記シンチレータ素子の各々が変換した光を電荷に変換する画素が二次元マトリクス状に配列された出力層とを備えることを特徴とするＸ線撮影装置。
2. 被検体にＸ線を照射するＸ線管と、
   Ｘ線管と前記被検体の間に設けられており、第１の方向に延伸するＸ線透過部が前記第１の方向に直交する第２の方向に並列するように形成されている遮蔽マスクと、
   前記Ｘ線透過部を透過したＸ線を検出してＸ線検出信号を出力するＸ線検出器と、
   前記Ｘ線検出器が出力するＸ線検出信号を用いてＸ線画像を生成する画像生成部と、
   前記画像生成部が取得したＸ線画像に基づいて、前記Ｘ線の屈折する方向および屈折する角度からなるＸ線屈折情報を算出する屈折情報算出部と、
   前記Ｘ線屈折情報に基づいて前記被検体のＸ線屈折コントラスト像を映すＸ線小角散乱画像を再構成する散乱画像再構成部とを備え、
   前記Ｘ線検出器は、
   格子状の遮光壁、および前記遮光壁により二次元マトリクス状に区画されたセル内にそれぞれ充填され、入射したＸ線を光に変換するシンチレータ素子からなるシンチレータ層と、
   前記シンチレータ素子の各々が変換した光を電荷に変換する画素が二次元マトリクス状に配列された出力層とを備え、
   前記Ｘ線が前記Ｘ線検出器に入射する領域は、前記第２の方向において２以上の前記シンチレータ素子の各々に重複するように、前記Ｘ線透過部および前記Ｘ線検出器の位置が設定されることを特徴とするＸ線撮影装置。
3. 請求項２に記載のＸ線撮影装置において、
   前記Ｘ線検出器は、
   格子状の前記遮光壁、および前記遮光壁によって区画されて前記第２の方向に並列する第１のシンチレータ素子によって構成される第１のシンチレータアレイと、
   格子状の前記遮光壁、および前記遮光壁によって区画されて前記第２の方向に並列する第２のシンチレータ素子によって構成され、前記第２のシンチレータ素子の配列パターンは前記第１のシンチレータ素子の配列パターンと比べて前記第２の方向に所定の距離ずれている第２のシンチレータアレイとが前記第１の方向に交互に並んで配列されるＸ線撮影装置。
4. 被検体にＸ線を照射するＸ線管と、
   Ｘ線管と前記被検体の間に設けられており、Ｘ線を透過させるＸ線透過部が直交する２方向に二次元マトリクス状に配設される遮蔽マスクと、
   前記Ｘ線透過部を透過したＸ線を検出してＸ線検出信号を出力するＸ線検出器と、
   前記Ｘ線検出器が出力するＸ線検出信号を用いてＸ線画像を生成する画像生成部と、
   前記画像生成部が取得したＸ線画像に基づいて、前記Ｘ線の屈折する方向および屈折する角度からなるＸ線屈折情報を算出する屈折情報算出部と、
   前記Ｘ線屈折情報に基づいて前記被検体のＸ線屈折コントラスト像を映すＸ線小角散乱画像を再構成する散乱画像再構成部とを備え、
   前記Ｘ線検出器は、
   格子状の遮光壁、および前記遮光壁により二次元マトリクス状に区画されたセル内にそれぞれ充填され、入射したＸ線を光に変換するシンチレータ素子からなるシンチレータ層と、
   前記シンチレータ素子の各々が変換した光を電荷に変換する画素が二次元マトリクス状に配列された出力層とを備え、
   前記Ｘ線が前記Ｘ線検出器に入射する領域は、前記直交する２方向のそれぞれについて２以上の前記シンチレータ素子の各々に重複するように、前記Ｘ線透過部および前記Ｘ線検出器の位置が設定されることを特徴とするＸ線撮影装置。
5. 請求項４に記載のＸ線撮影装置において、
   前記Ｘ線が前記Ｘ線検出器に入射する領域は、前記直交する２方向の各々において２以上の前記シンチレータ素子の各々に接するように、前記Ｘ線透過部および前記Ｘ線検出器の位置が設定されるＸ線撮影装置。
6. 請求項１ないし請求項５のいずれかに記載のＸ線撮影装置において、
   前記Ｘ線検出器は、
   第１の前記シンチレータ層と、
   第２の前記シンチレータ層と、
   前記第１のシンチレータ層に設けられるシンチレータ素子が変換した光を電荷に変換する画素が二次元マトリクス状に配列された第１の前記出力層と、
   前記第２のシンチレータ層に設けられるシンチレータ素子が変換した光を電荷に変換する画素が二次元マトリクス状に配列された第２の前記出力層とを備え、
   前記第１のシンチレータ層に設けられる前記遮光壁の格子パターンと前記第２のシンチレータ層に設けられる前記遮光壁の格子パターンとは、前記Ｘ線の入射面に沿ってずれているＸ線撮影装置。
7. 請求項６に記載のＸ線撮影装置において、
   前記第１のシンチレータ層に設けられる前記遮光壁のピッチと、前記第２のシンチレータ層に設けられる前記遮光壁のピッチとの比は、前記Ｘ線管から照射されたＸ線が前記第１のシンチレータ層に到達したときの広がり幅と、前記Ｘ線管から照射されたＸ線が前記第２のシンチレータ層に到達したときの広がり幅との比に等しいＸ線撮影装置。
8. 請求項１ないし請求項５のいずれかに記載のＸ線撮影装置において、
   前記Ｘ線検出器は、
   前記シンチレータ層と、
   前記シンチレータ素子を備えるシンチレータパネルと、
   前記シンチレータ層に設けられるシンチレータ素子によって変換された光を電荷に変換する画素が二次元マトリクス状に配列された第１の前記出力層と、
   前記シンチレータパネルに設けられるシンチレータ素子によって変換された光を電荷に変換する画素が二次元マトリクス状に配列された第２の前記出力層とを備え、
   前記シンチレータ層および前記シンチレータパネルは、前記Ｘ線の入射方向に積層されているＸ線撮影装置。
9. 請求項８に記載のＸ線撮影装置において、
   前記シンチレータパネルに設けられる前記画素のピッチは、前記シンチレータ層に設けられる前記画素のピッチより大きいＸ線撮影装置。
10. 請求項１ないし請求項５のいずれかに記載のＸ線撮影装置において、
    前記画素に設けられる光電変換素子が前記遮光壁の格子により形成される区画の内部に位置しているＸ線撮影装置。
11. 請求項１ないし請求項５のいずれかに記載のＸ線撮影装置において、
    前記遮光壁は、前記Ｘ線検出器の中央部から端部に向かうに従って次第に傾斜するように構成されているＸ線撮影装置。
12. 請求項１ないし請求項３のいずれかに記載のＸ線撮影装置において、
    前記Ｘ線が前記Ｘ線検出器に入射する領域と、前記第１の方向に延びる前記シンチレータ素子とが重複する領域の広さは、前記第２の方向に並ぶ前記シンチレータ素子の各々について周期的に変化するように、前記Ｘ線透過部および前記Ｘ線検出器が構成されるＸ線撮影装置。
13. 請求項１ないし請求項３のいずれかに記載のＸ線撮影装置において、
    前記Ｘ線が前記Ｘ線検出器に入射する領域は、前記第２の方向において２以上の前記シンチレータ素子の各々または２以上の前記遮光壁の各々に接するように、前記Ｘ線透過部および前記Ｘ線検出器の位置が設定されるＸ線撮影装置。

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