WO2011033798A1 - Ｘ線撮影装置、ｘ線画像システム及びｘ線画像生成方法 - Google Patents

Ｘ線撮影装置、ｘ線画像システム及びｘ線画像生成方法 Download PDF

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ray
grating
slit
imaging apparatus
image
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淳子 清原
千穂 巻渕
木戸　一博
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コニカミノルタエムジー株式会社
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    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
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    • G21K2207/00—Particular details of imaging devices or methods using ionizing electromagnetic radiation such as X-rays or gamma rays
    • G21K2207/005—Methods and devices obtaining contrast from non-absorbing interaction of the radiation with matter, e.g. phase contrast

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray imaging apparatus, an X-ray image system, and an X-ray image generation method.
  • phase contrast imaging is performed in which X-ray images with high visibility are obtained by edge enhancement using X-ray refraction during magnified imaging (see, for example, Patent Documents 1 and 2).
  • the absorption contrast method is effective for photographing a subject with large X-ray absorption such as bone.
  • the phase contrast method has a small X-ray absorption difference and can image breast tissue, articular cartilage, and soft tissue around the joint, which are difficult to appear as an image by the absorption contrast method. Application to diagnosis is expected.
  • the Talbot effect is a phenomenon in which, when coherent light is transmitted through a first grating provided with slits at a certain period, the grating image is formed at a certain period in the light traveling direction. This lattice image is called a self-image, and the Talbot interferometer arranges a second grating at a position connecting the self-images, and measures interference fringes (moire) generated by slightly shifting the second grating. If an object is placed in front of the second grating, the moire is disturbed.
  • the object is placed in front of the first grating and irradiated with coherent X-rays. It is possible to obtain a reconstructed image of the subject by calculating a moire image.
  • a Talbot-Lau interferometer that increases the X-ray irradiation dose by installing a multi slit between the X-ray source and the first grating is expected.
  • the X-ray imaging apparatus is preferably a vertical type that irradiates X-rays in the direction of gravity from the ceiling to the floor. If it is a vertical type, it is easy to photograph a hand or the like that is likely to develop rheumatism, and the installation area of the X-ray imaging apparatus can be reduced.
  • An object of the present invention is to provide a novel X-ray image generation method and an X-ray imaging apparatus, particularly a vertical X-ray imaging apparatus, to which a Talbot-Lau interferometer is applied.
  • An X-ray source that emits X-rays; A multi slit having a plurality of slits, a first grating and a second grating; A drive unit for moving the multi-slit; Subject table, A conversion element that generates an electrical signal in accordance with the irradiated X-rays is arranged in a two-dimensional manner, and includes an X-ray detector that reads the electrical signal generated by the conversion element as an image signal, When the multi-slit is moved relative to the first grating and the second grating in a direction orthogonal to the X-ray irradiation direction by the driving unit, and the multi-slit is moved at regular intervals, the X-ray source
  • the X-ray imaging apparatus is characterized in that the X-ray detector repeats the process of reading the image signal in accordance with the X-rays irradiated by the above-described method to obtain a plurality of moire images with a constant period interval.
  • the first grid and the second grid are held by the same holding unit, and a positional relationship between the first grid and the second grid in the X-ray irradiation direction is fixed.
  • the described X-ray imaging apparatus is provided.
  • the multi-slit is integrally held with the first grating and the second grating in the holding portion, and a positional relationship in the X-ray irradiation direction between the first grating and the second grating is fixed.
  • An X-ray imaging apparatus according to claim 3 is provided.
  • the X-ray detector is integrally held by the holding unit with the first grating and the second grating, and the positional relationship in the X-ray irradiation direction between the first grating and the second grating is fixed.
  • An X-ray imaging apparatus according to claim 3 or 4 is provided.
  • the object table is held integrally with the first grating and the second grating on the holding unit, and a positional relationship in the X-ray irradiation direction between the first grating and the second grating is fixed.
  • the X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein the X-ray imaging apparatus is provided.
  • the multi-slit is continuously moved by the driving unit, and the X-ray detector repeats the process of reading an image signal in accordance with the X-rays emitted from the X-ray source at regular intervals.
  • the X-ray imaging apparatus according to any one of Items 1 to 7 is provided.
  • X-ray imaging apparatus According to the invention of claim 10, X-ray imaging apparatus according to any one of claims 1 to 9, An image processing apparatus that processes a moire image obtained by the X-ray imaging apparatus and creates a reconstructed image of the subject; An X-ray imaging system is provided.
  • An X-ray source that emits X-rays; A multi slit having a plurality of slits, a first grating and a second grating; A drive unit for moving the multi-slit; Subject table, A conversion element that generates an electrical signal in accordance with the irradiated X-rays is arranged in a two-dimensional manner, and includes an X-ray detector that reads the electrical signal generated by the conversion element as an image signal, When the multi-slit is moved relative to the first grating and the second grating in a direction orthogonal to the X-ray irradiation direction by the driving unit, and the multi-slit is moved at regular intervals, the X-ray source The X-ray detector repeats the process of reading the image signal in accordance with the X-rays irradiated by the above-described method to obtain a plurality of moire images at a constant cycle interval and generate a reconstructed image of the subject based
  • the X-ray imaging apparatus in which the X-ray source, the multi-slit, the subject table, the first grating, the second grating, and the X-ray detector are arranged in this order is used.
  • the described X-ray image generation method is provided.
  • the detection system structure near the subject table is moved to change the relative positions of the first grating and the second grating. Only the arrangement of the first grating, the second grating, and the X-ray detector can be provided without providing a driving system.
  • Such a compact configuration can basically make it difficult for the patient to contact the detection system structure near the subject table of the X-ray imaging apparatus. Even if there is a case where vibration is transmitted to the X-ray imaging apparatus due to the contact of the patient, the detection system structure near the subject table can be configured robustly, thereby preventing the occurrence of resonance and the like. Propagation can be prevented.
  • the X-ray imaging apparatus is configured as a vertical type, the installation area of the apparatus can be reduced, and the approaching direction of the patient to the subject table is not restricted, so that the degree of imaging freedom can be improved.
  • the image generation method of the present invention it is possible to obtain a subject reconstructed image with higher accuracy than the conventional Talbot-Lau interferometer, or a drive system (drive source, deceleration transmission) essential for relative position movement.
  • the accuracy (in particular, the start and stop characteristics) of the system (including the system) can be relaxed, and the degree of freedom in designing the apparatus can be increased and the cost of the components can be reduced.
  • A A moiré image of each step taken by moving a multi slit and placing a subject.
  • B A moiré image of each step that was taken by moving the multi-slit without placing a subject.
  • C A reconstructed image created using the moire image of (a).
  • A A moiré image of each step taken by moving the second grid with the subject placed.
  • B A moiré image of each step that was taken by moving the second grid without placing a subject.
  • C A reconstructed image created using the moire image of (a).
  • FIG. 6 is a timing chart showing operation timings of an X-ray source, a shutter, an X-ray detector, and a multi-slit driving unit when a shutter is used for X-ray imaging. It is a figure which shows the X-ray imaging apparatus which concerns on other embodiment. It is a figure which shows the mode of normal X-ray imaging performed with the X-ray imaging apparatus shown in FIG. It is a figure which shows the X-ray imaging apparatus which concerns on other embodiment.
  • the inventors of the present invention have a function of generating a plurality of moire images by relative movement of the first grating relative to the second grating or relative movement of the second grating relative to the first grating, and X Regardless of the conventional Talbot-Lau interferometer concept of increasing the radiation dose, the positions of the first and second gratings are fixed (no relative movement), and the multi-slit is used for the first and second gratings. It has been found that a moire image similar to that of a conventional Talbot-Lau interferometer can be obtained even by a configuration in which the second grating is moved relative to the second grating. As a result, the problems with conventional Talbot-Lau interferometers, especially the problems that can be expected when placed in a vertical type, can be solved. It can be put to practical use.
  • FIG. 1 shows an X-ray imaging system according to this embodiment.
  • the X-ray imaging system includes an X-ray imaging apparatus 1 and a controller 5.
  • the X-ray imaging apparatus 1 performs X-ray imaging using a Talbot-Lau interferometer, and the controller 5 creates a reconstructed image of the subject using the moire image obtained by the X-ray imaging.
  • the X-ray imaging apparatus 1 includes an X-ray source 11, a multi-slit 12, a subject table 13, a first grating 14, a second grating 15, an X-ray detector 16, a holding part 17, and a body part 18. Is provided.
  • the X-ray imaging apparatus 1 is a vertical type, and an X-ray source 11, a multi slit 12, a subject table 13, a first grating 14, a second grating 15, and an X-ray detector 16 are arranged in this order in the z direction, which is the gravitational direction. Placed in.
  • the distance between the focal point of the X-ray source 11 and the multi-slit 12 is d 1 (mm)
  • the distance between the focal point of the X-ray source 11 and the X-ray detector 16 is d 2 (mm)
  • the distance is represented by d3 (mm)
  • the distance between the first grating 14 and the second grating 15 is represented by d4 (mm).
  • the distance d1 is preferably 5 to 500 (mm), more preferably 5 to 300 (mm).
  • the distance d2 is preferably at least 3000 (mm) or less since the height of the photographing room is generally about 3 (m) or less.
  • the distance d2 is preferably 400 to 5000 (mm), and more preferably 500 to 2000 (mm).
  • the distance (d1 + d3) between the focal point of the X-ray source 11 and the first grating 14 is preferably 300 to 5000 (mm), and more preferably 400 to 1800 (mm).
  • the distance (d1 + d3 + d4) between the focal point of the X-ray source 11 and the second grating 15 is preferably 400 to 5000 (mm), and more preferably 500 to 2000 (mm).
  • Each distance may be set by calculating an optimum distance at which the lattice image (self-image) by the first lattice 14 overlaps the second lattice 15 from the wavelength of the X-rays irradiated from the X-ray source 11.
  • the X-ray source 11, the multi slit 12, the subject table 13, the first grating 14, the second grating 15, and the X-ray detector 16 are integrally held by the same holding unit 17 and the positional relationship in the z direction is fixed. ing.
  • the holding portion 17 is formed in a C-shaped arm shape, and is attached to the main body portion 18 so as to be movable in the z direction by a driving portion 18 a provided in the main body portion 18.
  • the X-ray source 11 is held via a buffer member 17a.
  • Any material may be used for the buffer member 17a as long as it can absorb shocks and vibrations, and examples thereof include an elastomer. Since the X-ray source 11 generates heat upon irradiation with X-rays, it is preferable that the buffer member 17a on the X-ray source 11 side is additionally a heat insulating material.
  • the X-ray source 11 includes an X-ray tube, generates X-rays from the X-ray tube, and irradiates the X-rays in the gravitational direction (z direction).
  • X-ray tube for example, a Coolidge X-ray tube or a rotary anode X-ray tube widely used in the medical field can be used.
  • anode tungsten or molybdenum can be used.
  • the focal diameter of the X-ray is preferably 0.03 to 3 (mm), more preferably 0.1 to 1 (mm).
  • the multi slit 12 is a diffraction grating, and a plurality of slits are provided at predetermined intervals in the x direction as shown in FIG.
  • the multi-slit 12 is formed on a substrate having a low X-ray absorption rate such as silicon or glass by using a material having a high X-ray shielding power such as tungsten, lead, or gold, that is, a high X-ray absorption rate.
  • the resist layer is masked in a slit shape by photolithography, and UV is irradiated to transfer the slit pattern to the resist layer.
  • a slit structure having the same shape as the pattern is obtained by exposure, and a metal is embedded between the slit structures by electroforming to form a multi-slit 12.
  • the slit period of the multi slit 12 is 1 to 60 ( ⁇ m). As shown in FIG. 2, the slit period is defined as a period between adjacent slits.
  • the width of the slit (length in the x direction) is 1 to 60 (%) of the slit period, and more preferably 10 to 40 (%).
  • the height of the slit (length in the z direction) is 1 to 500 ( ⁇ m), preferably 1 to 150 ( ⁇ m).
  • the slit period w 0 can be obtained by the following equation.
  • a drive unit 12a is provided adjacent to the multi-slit 12 to move the multi-slit 12 in the x direction (slit arrangement direction) perpendicular to the z direction.
  • a drive motor and a drive mechanism (drive transmission mechanism) having a relatively large reduction ratio such as a worm reducer can be used alone or in combination.
  • the first grating 14 is a diffraction grating provided with a plurality of slits in the x direction, like the multi slit 12.
  • the first lattice 14 can be formed by photolithography using UV as in the case of the multi-slit 12, or a silicon substrate is deeply digged with a fine fine line by a so-called ICP method to form a lattice structure only with silicon. It is good as well.
  • the slit period of the first grating 14 is 1 to 20 ( ⁇ m).
  • the width of the slit is 20 to 70 (%) of the slit period, and preferably 35 to 60 (%).
  • the height of the slit is 1 to 100 ( ⁇ m).
  • the height of the slit (length in the z direction) is a phase difference (X between the materials of the X-ray transmitting part and the X-ray shielding part, that is, two kinds of materials forming the slit period.
  • the height is such that the phase difference of the line is ⁇ / 8 to 15 ⁇ ⁇ / 8.
  • the height is preferably ⁇ / 4 to 3 ⁇ ⁇ / 4.
  • the height of the slit is set to a height at which X-rays are sufficiently absorbed by the X-ray shielding part.
  • the distance d4 between the first grating 14 and the second grating 15 needs to substantially satisfy the following condition.
  • d4 (m + (1/2)) ⁇ w 1 2 / ⁇
  • m is an integer
  • ⁇ is the wavelength of X-rays.
  • the second grating 15 is a diffraction grating provided with a plurality of slits in the x direction as in the multi-slit 12.
  • the second grating 15 can also be formed by photolithography.
  • the slit period of the second grating 15 is 1 to 20 ( ⁇ m).
  • the width of the slit is 30 to 70 (%) of the slit period, and preferably 35 to 60 (%).
  • the height of the slit is 1 to 100 ( ⁇ m).
  • the first grating 14 and the second grating 15 have their respective grating planes perpendicular to the z direction (parallel in the xy plane), and the slit arrangement direction of the first grating and the slits of the second grating
  • the arrangement direction is arranged so as to be inclined by a predetermined angle in the xy plane, but both may be arranged in parallel.
  • the multi-slit 12, the first grating 14, and the second grating 15 can be configured as follows, for example.
  • Focal diameter of X-ray tube of X-ray source 11 300 ( ⁇ m), tube voltage: 40 (kVp), additional filter: aluminum 1.6 (mm)
  • the X-ray detector 16 has two-dimensionally arranged conversion elements that generate electric signals in accordance with the
  • the pixel size of the X-ray detector 16 is 10 to 300 ( ⁇ m), more preferably 50 to 200 ( ⁇ m).
  • the position of the X-ray detector 16 is fixed to the holding portion 17 so as to contact the second grating 15. This is because the moire image obtained by the X-ray detector 16 becomes blurred as the distance between the second grating 15 and the X-ray detector 16 increases.
  • an FPD Felat Panel Detector
  • the FPD includes an indirect conversion type in which X-rays are converted into electric signals by a photoelectric conversion element via a scintillator, and a direct conversion type in which X-rays are directly converted into electric signals, either of which may be used.
  • photoelectric conversion elements are two-dimensionally arranged with TFTs (thin film transistors) under a scintillator plate such as CsI, Gd 2 O 3, or Gd 2 O 2 S to constitute each pixel.
  • TFTs thin film transistors
  • the scintillator plate When the X-rays incident on the X-ray detector 16 are absorbed by the scintillator plate, the scintillator plate emits light. Charges are accumulated in each photoelectric conversion element by the emitted light, and the accumulated charges are read as an image signal.
  • an amorphous selenium film having a thickness of 100 to 1000 ( ⁇ m) is formed on glass by thermal vapor deposition of amorphous selenium, and the amorphous selenium film and the electrode are arranged on a two-dimensionally arranged TFT array. Vapor deposited. When the amorphous selenium film absorbs X-rays, carriers are released into the substance in the form of electron-hole pairs, and the voltage signal between the electrodes is read by the TFT.
  • imaging means such as a CCD (Charge Coupled Device) or an X-ray camera may be used as the X-ray detector 16.
  • the FPD is reset to remove unnecessary charges remaining after the previous shooting (reading). Thereafter, charges are accumulated at the timing when the X-ray irradiation starts, and the charges accumulated at the timing when the X-ray irradiation ends are read as an image signal.
  • dark reading is performed to detect the voltage value of the accumulated charge, and the correction value is calculated from the voltage value of the charge accumulated after X-ray irradiation using the voltage value as a correction value.
  • the subtracted voltage value may be output as an image signal. Thereby, so-called offset correction can be performed on the image signal.
  • the main body 18 includes a control unit 181, an operation unit 182, a display unit 183, a communication unit 184, and a storage unit 185.
  • the control unit 181 includes a CPU (Central Processing Unit), a RAM (Random Access Memory), and the like, and executes various processes in cooperation with a program stored in the storage unit 185. For example, the control unit 181 controls the timing of X-ray irradiation from the X-ray source 11, the reading timing of the image signal by the X-ray detector 16, and the like according to the imaging condition setting information input from the controller 5.
  • a CPU Central Processing Unit
  • RAM Random Access Memory
  • the operation unit 182 includes a touch panel configured integrally with the display of the display unit 183 in addition to a key group used for input operations such as an exposure switch and an imaging condition, and generates an operation signal corresponding to these operations to generate a control unit. It outputs to 181.
  • the display unit 183 displays the operation screen, the operation status of the X-ray imaging apparatus 1 and the like on the display according to the display control of the control unit 181.
  • the communication unit 184 includes a communication interface and communicates with the controller 5 on the network. For example, the communication unit 184 transmits the moire image read by the X-ray detector 16 and stored in the storage unit 185 to the controller 5.
  • the storage unit 185 stores a program executed by the control unit 181 and data necessary for executing the program.
  • the storage unit 185 stores the moire image obtained by the X-ray detector 16.
  • the controller 5 controls the imaging operation of the X-ray imaging apparatus 1 according to the operation by the operator, and creates a reconstructed image of the subject using the moire image obtained by the X-ray imaging apparatus 1.
  • the controller 5 is used as an image processing apparatus that creates a reconstructed image of a subject.
  • a dedicated image processing apparatus that performs various image processing on an X-ray image is connected to the X-ray imaging apparatus 1.
  • the reconstructed image may be created by the image processing apparatus.
  • the transmitted X-rays form an image at a constant interval in the z direction.
  • This image is called a self-image
  • the phenomenon in which a self-image is formed is called the Talbot effect.
  • the second grating 15 is arranged in parallel at a position connecting the self-images, and the second grating 15 is slightly tilted from a position parallel to the grating direction of the first grating 14, and therefore the second grating 15.
  • a moire image M is obtained by the X-rays transmitted through.
  • the phase of the X-ray is shifted by the subject H, so that the interference fringes on the moire image M are bordered on the edge of the subject H as shown in FIG. Disturbed (distorted).
  • This disturbance (distortion) of the interference fringes can be detected by processing the moire image M, and the subject image can be imaged. This is the principle of the Talbot interferometer.
  • a multi-slit 12 is disposed near the X-ray source 11 between the X-ray source 11 and the first grating 14, and X-ray imaging using a Talbot-Lau interferometer is performed.
  • the Talbot interferometer is based on the premise that the X-ray source 11 is an ideal point source. However, since a focal point having a large focal diameter is used for actual imaging, it is as if a plurality of point sources are connected by the multi slit 12. Multiple light sources are used as if they were irradiated with X-rays. This is an X-ray imaging method using a Talbot-Lau interferometer, and a Talbot effect similar to that of a Talbot interferometer can be obtained even when the focal diameter is somewhat large.
  • the multi-slit 12 is used for the purpose of increasing the number of light sources and increasing the irradiation dose as described above.
  • the first grating 14 or the second grating 15 is used. Were moved relative to each other. However, in the present embodiment, the first grating 14 or the second grating 15 is not moved relatively, but the positions of the first grating 14 and the second grating 15 are fixed and the first grating 14 and the second grating 15 are fixed.
  • a plurality of moire images having a constant periodic interval are obtained.
  • FIG. 5 is a flowchart showing the flow of X-ray imaging performed by the X-ray imaging apparatus 1.
  • the X-ray imaging method using the Talbot-Lau interferometer described above is used for X-ray imaging, and the fringe scanning method is used for reconstruction of the subject image.
  • the multi-slit 12 is moved by a plurality of steps at equal intervals, and imaging is performed for each step, and a moire image at each step is obtained.
  • the number of steps is 2 to 20, more preferably 3 to 10. From the viewpoint of obtaining a reconstructed image with high visibility in a short time, 5 steps are preferable (Reference (1) K. Hibino, BF Oreb and DI Farrant, Phase shifting for nonsinusoidal wave forms. with phase-shift errors, J.Opt.Soc.Am.A, Vol.12, 761-768 (1995), reference (2) A. Momose, W. Yashiro, Y. Takeda, Y. Suzuki and T. Hattori, Phase Tomography by X-ray Talbot Interferometry for biologic imaging, Jpn. Appl. Phys., Vol.45, 5254-5262 (2006)).
  • step S2 when the exposure switch is turned ON by the operator (step S1; Y), the multi-slit 12 is moved by the drive unit 12a, a plurality of steps of imaging are performed, and a moire image is generated. (Step S2).
  • X-ray irradiation by the X-ray source 11 is started with the multi-slit 12 stopped.
  • the X-ray detector 16 accumulates charges in accordance with the timing of X-ray irradiation, and reads the accumulated charges as image signals in accordance with the timing of X-ray irradiation stop. This is one step of shooting.
  • the movement of the multi-slit 12 is started at the timing when the photographing for one step is finished, stopped when the predetermined amount is moved, and the photographing of the next step is performed.
  • the movement and stop of the multi-slit 12 are repeated for a predetermined number of steps, and when the multi-slit 12 is stopped, X-ray irradiation and image signal reading are performed.
  • the read image signal is output to the main body 18 as a moire image.
  • the slit period of the multi-slit 12 is 22.8 ( ⁇ m), and five-step shooting is performed in 10 seconds. Shooting is performed every time the multi slit 12 moves and stops 4.56 ( ⁇ m) corresponding to 1/5 of the slit period. In terms of shooting time, shooting is performed 2, 4, 6, 8, and 10 seconds after the exposure switch is turned on.
  • the slit period of the second grating 15 is relatively small and the movement amount of each step is small, but the slit period of the multi slit 12 is the second. It is relatively larger than the grid 15 and the amount of movement at each step is also large.
  • the amount of movement of the second grating 15 with a slit period of 5.3 ( ⁇ m) per step is 1.06 ( ⁇ m)
  • the amount of movement of the multi-slit 12 with a slit period of 22.8 ( ⁇ m) is It is 4.56 ( ⁇ m), about four times as large.
  • a moving pulse motor (drive source)
  • the method of moving is smaller. This indicates that it is easy to obtain a moire image along a sine curve, which will be described later, and that a high-definition reconstructed image can be obtained even after repeated activation and stoppage.
  • the image based on the conventional method is sufficiently suitable for diagnosis, the accuracy of the entire drive transmission system including the motor (drive source) (especially, start characteristics and stop characteristics) is relaxed, and the components of the drive transmission system are reduced. This shows that the cost can be reduced.
  • the moire image of each step is transmitted from the main unit 18 to the controller 5 (step S3).
  • the main body 18 may send the image to the controller 5 one by one each time the shooting of each step is completed, or after the shooting of each step is completed and all the moire images are obtained, the images are collected. It is good also as transmitting.
  • FIG. 8 is a flowchart showing a process flow of the controller 5 after receiving the moire image.
  • a moire image is analyzed (step S11), and it is determined whether or not it can be used to create a reconstructed image (step S12).
  • the multi-slit 12 can be moved with a constant feed amount with ideal feed accuracy, five moire images corresponding to one slit period of the multi-slit 12 can be obtained in five steps as shown in FIG. Since the moire image of each step is a result of stripe scanning at fixed intervals of 0.2 cycles, when attention is paid to any one pixel of each moire image, the X-ray relative intensity obtained by normalizing the signal value Draws a sine curve as shown in FIG. Therefore, the controller 5 obtains the X-ray relative intensity by paying attention to the pixel having the moire image obtained in each step. If the X-ray relative intensity obtained from each moire image forms a sine curve as shown in FIG. 7, it is determined that a moire image having a constant periodic interval is obtained and can be used to create a reconstructed image. be able to.
  • the sine curve shape depends on the multi-slit aperture width, the period of the phase grating, and the inter-lattice distance of the phase grating, and in the case of coherent light such as radiated light, it becomes a triangular wave shape. Since X-rays act as quasi-coherent light due to the effect, a sine curve is drawn.
  • step S12 If there is a moiré image in which a sine curve cannot be formed in the moiré image at each step, it is determined that it cannot be used to create a reconstructed image (step S12; N), and an instruction is given to change the shooting timing and reshoot.
  • Control information is transmitted from the controller 5 to the X-ray imaging apparatus 1 (step S13). For example, as shown in FIG. 7, if the third step is originally 0.4 cycle, and the cycle is shifted and a moiré image of 0.35 cycle is obtained, the feeding accuracy of the drive unit 12a is reduced. This is considered to be caused (for example, noise superimposition on the drive pulse of the pulse motor). Therefore, it suffices to instruct to re-shoot only the third step by advancing the shooting timing by 0.05 cycles.
  • the moire images in all five steps may be instructed to re-photograph all five steps and to advance the photographing time for 0.05 cycles only at the third step.
  • the moire images in all five steps are deviated from the sine curve by a predetermined amount, it may be instructed to increase or decrease the number of drive pulses from the start to the stop of the drive unit 12a.
  • the imaging timing is adjusted according to the control information, and the X-ray imaging process shown in FIG. 5 is executed again.
  • the moire image is processed by the controller 5, and a reconstructed image of the subject is created (step S14). Specifically, an intensity change (change in signal value) for each step is calculated for each pixel of five moiré images, and a differential phase is calculated from the intensity change. If necessary, a phase connection (phase unwrapping) is performed to determine the phase of the entire step. An optical path difference in the z direction (optical path difference caused by a refractive index difference) is calculated from the phase, and a reconstructed image representing the shape of the subject is created (the above-mentioned references (1) and (2)). Since the created reconstructed image is displayed on the controller 5, the operator can confirm the reconstructed image.
  • FIG. 9 shows a horizontal X-ray imaging apparatus used in the imaging experiment.
  • the prototype was used for a shooting experiment.
  • the multi-slit 12 was moved in the x direction, and a moiré image was obtained to create a reconstructed image of the subject.
  • the second lattice 15 was moved in the x direction to perform imaging, and similarly a reconstructed image was created.
  • the shooting conditions are as follows. The same shooting conditions were used when either the multi slit 12 or the second grating 15 was moved.
  • Focal diameter of X-ray tube 300 ( ⁇ m), tube voltage: 40 kV, additional filter: aluminum 1.6 (mm), center energy 28 (keV) X-ray detector; Condor486 (manufactured by Fairchild Imaging), pixel size: 15 ( ⁇ m) Distance d1: 34 (mm) from the focal point of the X-ray source 11 to the multi slit Distance from multi slit to first grating d3: 1110 (mm) Distance from multi slit to second grating d3 + d4: 1370 (mm) Multi slit size: 5 (mm square), slit period: 22.8 ( ⁇ m) First grating size: 50 (mm square), slit period: 4.3 ( ⁇ m) Second grating size: 50 (mm square), slit period: 5.3 ( ⁇ m) FIGS.
  • FIG. 10A to 10C show images obtained by moving the multi slit.
  • FIG. 10A shows a 1 to 5 step moire image taken with a subject (sample) placed
  • FIG. 10B shows a 1 to 5 step moire image taken without a subject placed
  • FIG. 10C shows a reconstructed image created from the moire image at each step in FIG.
  • FIGS. 11A to 11C show images obtained by moving the second lattice.
  • FIG. 11A shows a 1-5 step moire image taken with a subject placed
  • FIG. 11B shows a 1-5 step moire image taken without a subject placed
  • FIG. 11C Is a reconstructed image created from the moire image of each step of FIG.
  • FIG. 10 (a) and FIG. 11 (a), FIG. 10 (b) and FIG. 11 (b), and FIG. 10 (c) and FIG. In this case, the image quality of each image itself is not deteriorated as compared with the case where the second lattice is moved, and the phase (period) relationship of each image is easily maintained. Obtainable.
  • the imaging experiment was performed with a horizontal X-ray imaging apparatus.
  • the same image can be obtained even if the multi-slit is moved instead of the first grating or the second grating, regardless of whether the X-ray imaging apparatus is a vertical type or a horizontal type. Absent.
  • Conventionally there is no concept of moving the multi-slit in order to obtain a plurality of moire images, and it has been constrained to a configuration in which the first grating or the second grating is moved.
  • the present inventors have found that the same moiré image and reconstructed image can be obtained even when the multi-slit is moved, and the adverse effect on the imaging is eliminated by removing the precision moving part from the vicinity of the subject table where the patient approaches. By applying this to a vertical X-ray imaging apparatus, it has become possible to put the Talbot-Lau interferometer into practical use.
  • the X-ray imaging apparatus 1 includes the X-ray source 11, the multi slit 12, the subject table 13, the first grating 14, the second grating 15, and the X-ray detector 16 in this order. It is a vertical type arranged in the direction of gravity, and includes a drive unit that moves the multi slit 12 in the x direction. Each time the multi-slit 12 moves at a constant cycle interval, the X-ray detector 16 repeats the process of reading an image signal in accordance with the X-rays emitted from the X-ray source 11 to obtain a plurality of moire images at a constant cycle interval.
  • the multi-slit 12 is moved instead of the second grating 15 (or the first grating 14), so that the second X-ray imaging apparatus 1 is located near the second grating 15 arranged on the floor side from the subject.
  • a space for providing a driving unit for moving the two grids 15 is not required.
  • the multi-slit 12 in which the driving unit 12a is arranged is arranged near the X-ray source 11, the first grating 14, the second grating 15, and the X-ray detector can be provided near the patient's feet without providing a driving system. Only 16 arrangements can be made, and the patient can hardly touch.
  • the lower part of the object without the drive system can be configured more firmly, even if vibration is transmitted to the X-ray imaging apparatus 1 due to contact with the patient, the occurrence of resonance or the like is prevented and propagation of the vibration itself is prevented. Can be prevented. Therefore, it is possible to prevent the image capturing from waiting until the vibration converges and the positional relationship among the multi slit 12, the first grating 14, and the second grating 15 from fluctuating. Further, since the approaching direction of the patient to the subject table is not limited, the degree of freedom in photographing can be improved. Therefore, it is possible to provide a practical vertical X-ray imaging apparatus 1 that can perform phase contrast imaging with high image quality and can be used for actual use.
  • the multi-slit 12 is held integrally with the first grating 14 and the second grating 15 by the holding portion 17, and the positional relationship in the X-ray irradiation direction with the first grating 14 and the second grating 15 is fixed. Yes. Thereby, it is possible to maintain the relative positional relationship of the related components in the X-ray irradiation direction due to shock or vibration generated during transportation or installation of the X-ray imaging apparatus 1. By maintaining the relative positional relationship, a high-quality moire image can be obtained by X-ray imaging using a Talbot-Lau interferometer, and the reproducibility of a reconstructed image of a subject created from the moire image can be improved. .
  • the X-ray detector 16 is held integrally with the first grating 14 and the second grating 15 on the holding unit 17, and the positional relationship in the X-ray irradiation direction with the first grating 14 and the second grating 15 is fixed. Has been. Thereby, the positional relationship between the X-ray detector 16 and the first grating 14 and the second grating 15 can be maintained. Generally, when the X-ray imaging apparatus 1 is shipped, the X-ray detector 16 is adjusted and arranged at a position where the moire image formed by the second grating 15 is not blurred. It is possible to prevent the blur of the moire image due to the fluctuation of the image.
  • the said embodiment is a suitable example of this invention, and is not limited to this.
  • the X-ray source 11, the multi slit 12, the subject table 13, the first grating 14, the second grating 15, and the X-ray detector 16 are arranged in this order (hereinafter referred to as the first arrangement).
  • the arrangement of the X-ray source 11, the multi-slit 12, the first grating 14, the subject table 13, the second grating 15, and the X-ray detector 16 (hereinafter referred to as the second arrangement) also includes the first grating 14 and A reconstructed image can be obtained by moving the multi slit 12 while the second grating 15 is fixed.
  • the subject center and the first grid 14 are separated from each other by the thickness of the subject, which is slightly inferior in sensitivity compared to the above-described embodiment.
  • the arrangement effectively uses X-rays by the amount of X-ray absorption in the first grating 14.
  • the effective spatial resolution at the subject position depends on the X-ray focal spot diameter, the spatial resolution of the detector, the magnification of the subject, the thickness of the subject, and the like. When the resolution is 120 ⁇ m or less (Gauss half-value width) or less, the effective spatial resolution is smaller in the second arrangement than in the first arrangement.
  • the arrangement order of the first grating 14 and the subject table 13 in consideration of sensitivity, spatial resolution, X-ray absorption amount in the first grating 14, and the like.
  • a cableless cassette type FPD that incorporates a battery and outputs an image signal to the main body 18 wirelessly may be used.
  • cables connected to the main body 18 can be eliminated, and a further space around the X-ray detector 16 can be reduced. By reducing the space, the subject's feet can be configured wider, and the patient can be more difficult to touch.
  • the subject table 13 is easy to transmit vibration by contact with the patient. Therefore, the subject table 13 may be separated from the holding unit 17 including the multi slit, the first grating 14, the second grating 15, and the like that require a highly accurate positional relationship, and may be held in another holding unit.
  • 12 is a side view when the subject table 13 is held by another holding portion 13b
  • FIG. 13 is a top view. In this way, by separating the subject table 13 from the first grating 14 and the second grating 15 and so on to have a separate structure, the influence on the positional relationship among the multi slit 12, the first grating 14 and the second grating 15 can be affected as much as possible. It is possible to reduce and maintain the positional relationship.
  • a drive unit 13a for moving the subject table 13 in the z direction is provided in the holding unit 13b.
  • the position of the subject table 13 can be adjusted according to the height of the subject.
  • a load such as the weight of the patient is applied to the subject table 13
  • the load applied to the holding unit 17 that moves up and down can be removed by making the subject table 13 separate from the holding unit 17. There is no need to reinforce the holding portion 17 to withstand the load, and the cost can be reduced.
  • the example in which the movement and stop of the multi-slit 12 are repeated for each photographing step has been described.
  • the error between the control amount and the actual movement amount is cumulatively expanded by repeating the movement and the stop, and it is assumed that it is difficult to obtain a moire image at regular intervals, it is continuous.
  • a continuous shooting method in which shooting is performed a plurality of times while moving the multi slit 12 is preferable.
  • the exposure switch is turned on, the multi-slit 12 starts to move, exceeds the unstable movement area at the time of activation, reaches the stable movement area, and further moves the multi-slit continuously to a predetermined amount.
  • X-ray pulse irradiation and reading of an image signal are repeated each time it moves.
  • an X-ray tube capable of pulse irradiation as the X-ray source 11 in the continuous imaging system.
  • an FPD capable of handling a moving image by a large frame rate (number of times of photographing per unit time) is preferable. Assuming that shooting is performed five times or more in several hundred milliseconds to several seconds, a frame rate of at least 10 frames / second is required, and a frame rate of 20 frames / second or more is preferable.
  • the X-ray detector 16 can perform offset correction for each imaging at each step. If the shooting interval of each step is short and there is no room for offset correction, dark reading is performed only during the shooting of the first step to obtain an offset correction value, and the correction value is also applied to shooting of the subsequent step. May be. Alternatively, after reading a series of images, dark reading may be performed to obtain an offset correction value, and the correction value may be commonly used for each shooting.
  • preliminary shooting may be further performed before and after each step.
  • a sine curve can be formed by a moire image at each step as shown in FIG. .
  • a moire image with a constant periodic interval cannot be obtained.
  • a 3-step moire image originally corresponds to 0.4 cycles, but if the feed amount of the drive unit 12a at the 3-step shifts, a moire image of around 0.4 cycles is obtained. It is done.
  • the ⁇ 0.1 second mentioned above as an adjustment time for preliminary shooting is an example, and the adjustment time may be appropriately determined by test shooting.
  • test imaging is performed by changing the adjustment time at the time of preliminary imaging, such as ⁇ 0.1 seconds, ⁇ 0.2 seconds, etc. before and after the imaging at each step. It is good also as calculating
  • a shutter 22 may be provided near the X-ray irradiation port of the X-ray source 11 as shown in FIG.
  • a shutter mechanism generally used for a camera or the like may be used, but the configuration illustrated in FIG. 14 may be used and a function of an irradiation field stop may be provided.
  • the shutter 22 shown in FIG. 14 is configured by providing an opening 222 in a disk-shaped X-ray shield 221. While the X-ray shielding unit 221 rotates via the rotation shaft 223 and the X-ray shielding unit 221 is positioned in the X-ray irradiation range of the X-ray source 11, the shutter 22 is closed. While the opening 222 coincides with the X-ray irradiation range of the X-ray source 11, the shutter 22 is in an open state, and X-rays are irradiated through the opening 222. Thus, X-ray irradiation similar to pulse irradiation can be performed by opening and closing the shutter 22. The opening 222 also functions as a stop, and the X-ray irradiation field can be adjusted by adjusting the size of the opening 222.
  • FIG. 15 shows a timing chart of the X-ray source 11, the shutter 22, the X-ray detector 16, and the drive unit 12 a at the time of continuous imaging of 5 steps.
  • the exposure switch is turned on, the movement of the multi-slit 12 is started by the drive unit 12a, and X-ray irradiation by the X-ray source 11 is started after a predetermined time.
  • the shutter 22 is opened, and charge accumulation by the X-ray detector 16 is performed.
  • the charge accumulated by the X-ray detector 16 is read as an image signal in accordance with the timing.
  • the accumulation and reading of the image signal by the X-ray detector 16 is repeated for five steps in accordance with the opening and closing of the shutter 22.
  • the X-ray irradiation by the X-ray source 11 is stopped, and the opening / closing operation of the shutter 22 is also stopped when the shutter 22 stops rotating. Further, the accumulation and reading of charges by the X-ray detector 16 are stopped.
  • the X-ray imaging apparatus 1 has a configuration dedicated to X-ray imaging using a Talbot-Lau interferometer.
  • an X-ray source may be attached in advance to the ceiling of the facility for normal X-ray imaging, or the subject table may be fixed to the floor. If the X-ray imaging apparatus 1 is introduced here, the installed X-ray imaging equipment cannot be used effectively.
  • an example of an X-ray imaging apparatus capable of performing both normal X-ray imaging using an existing X-ray imaging apparatus and X-ray imaging using a Talbot-Lau interferometer will be described.
  • FIG. 16 is a side view showing an X-ray imaging apparatus 2 according to another embodiment.
  • the X-ray imaging apparatus 2 includes an X-ray source 21, a subject table 13, and an X-ray detector 16 as separate components.
  • the holding portion 17 holds the multi-slit 12, the first grating 14, and the second grating 15, and the positional relationship is fixed in the X-ray irradiation direction (z direction). Wheels are provided at the lower portion of the main body portion 18, and the positions of the main body portion 18 and the holding portion 17 can be freely moved.
  • the X-ray source 21, the subject table 13, and the X-ray detector 16 are X-ray imaging devices provided in advance in a medical facility.
  • the X-ray source 21 is installed on the ceiling so as to be movable in the z direction.
  • the subject table 13 and the X-ray detector 16 are held by holding units 13b and 16b fixed to the floor, respectively.
  • the holding units 13b and 16b are provided with driving units 13a and 16a, respectively, and the object table 13 and the X-ray detector 16 can be moved in the z direction by the driving units 13a and 16a.
  • the multi slit 12, the first grating 14, and the second grating 15 can be configured as follows, for example.
  • the subject table 13 is moved according to the height position of the subject.
  • the main body 18 is moved and the position is fixed so that the first grating 14 and the second grating 15 are arranged therebetween. Is done.
  • the position of the holding unit 17 is moved so that the subject table 13 and the first grating 14 are close to each other.
  • the position of the X-ray detector 16 is moved so that the second grating 15 and the X-ray detector 16 are close to each other, and the X-ray source 21 is moved so that the X-ray source 21 is close to the multi slit 12.
  • Normal X-ray imaging is imaging by the absorption contrast method, and is close-contact imaging in which a subject and the X-ray detector 16 are arranged in close contact with each other.
  • the subject table 13 is moved according to the height position of the subject, and the X-ray detector 16 is moved so as to be in close contact with the subject table 13.
  • the subject table can be moved in consideration of the fact that the predetermined range can be moved in the vertical direction even for an elderly patient. It is good also as a structure which can fix the position of 13 and can provide the chair-shaped lifting stand 19 and can move a patient's position. According to this configuration, the trouble of adjusting the positions of the X-ray source 21, the subject table 13, and the X-ray detector 16 can be saved, and there is no need to provide a drive system for raising and lowering the holding unit 17. In addition, the subject can be stabilized by moving the elevator 19 up and down to enlarge the region where the patient's body contacts the subject table 13 as much as possible.
  • the elevating table 19 is lowered so that not only the hand but also the arm part is in contact with the subject table 13.
  • the subject (hand portion) on the subject table 13 can be stabilized and can be prevented from shaking during photographing.
  • the X-ray detector 16 may be held by the holding unit 17.
  • the X-ray imaging apparatuses 2 and 3 can be configured by using the existing X-ray source 21, the subject table 13, and the X-ray detector 16.
  • a multi-slit (including a drive system for movement) is attached to the existing tube side (including a collimator), and the first grid, the second grid, and the X-ray detection are provided as separate units from the multi-slit. It is also possible to configure the container and adjust the position of the grid unit with respect to the tube + multi-slit side at the time of installation. In this case, in the case of an integrated large apparatus, there is a difficulty in transportation. However, separation into individual units reduces the size of each unit and greatly improves transportability.
  • each imaging interval of a series of moire images (in the above embodiment, five moire images obtained by imaging in five steps) used for creating a reconstructed image may be several tens. It can be from seconds to minutes.
  • photographing using a CR cassette incorporating a stimulable phosphor sheet is also possible.
  • a photographer such as an engineer replaces the CR cassette until the next photographing is possible, loads the photographed cassette into the reader, and transmits the read image data to the controller 5. be able to.

Abstract

　タルボ・ロー干渉計を用いた縦型のＸ線撮影装置を実用化することを目的とし、Ｘ線撮影装置１は、Ｘ線源１１と、マルチスリット１２、第１格子１４及び第２格子１５と、駆動部１２ａと、被写体台１３と、Ｘ線検出器１６と、を備え、Ｘ線源１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６がこの順に配置され、駆動部１２ａによりマルチスリット１２をＸ線の照射方向と直交する方向に移動し、マルチスリット１２が一定周期間隔で移動する毎に、Ｘ線源１１により照射されたＸ線に応じてＸ線検出器１６が画像信号を読み取る処理を繰り返し、一定周期間隔のモアレ画像を複数得る。

Description

Ｘ線撮影装置、Ｘ線画像システム及びＸ線画像生成方法
　本発明は、Ｘ線撮影装置、Ｘ線画像システム及びＸ線画像生成方法に関する。
　診断に用いられる医療用のＸ線画像のほとんどは、吸収コントラスト法による画像である。吸収コントラスト法は、Ｘ線が被写体を透過したときのＸ線強度の減衰の差によりコントラストを形成する。一方、Ｘ線の吸収ではなく、Ｘ線の位相変化によってコントラストを得る位相コントラスト法が提案されている。例えば、拡大撮影時のＸ線の屈折を利用したエッジ強調によって視認性の高いＸ線画像を得る位相コントラスト撮影が行われている（例えば、特許文献１、２参照）。
　吸収コントラスト法は骨等のＸ線吸収が大きい被写体の撮影に有効である。これに対し、位相コントラスト法はＸ線吸収差が小さく、吸収コントラスト法によっては画像として現れにくい乳房の組織や関節軟骨、関節周辺の軟部組織をも画像化することが可能であり、Ｘ線画像診断への適用が期待されている。
　位相コントラスト撮影の１つとして、タルボ効果を利用するタルボ干渉計も検討されている（例えば、特許文献３～５）。タルボ効果とは、一定の周期でスリットが設けられた第１格子を、干渉性の光が透過すると、光の進行方向に一定周期でその格子像を結ぶ現象をいう。この格子像は自己像と呼ばれ、タルボ干渉計は自己像を結ぶ位置に第２格子を配置し、この第２格子をわずかにずらすことで生じる干渉縞（モアレ）を測定する。第２格子の前に物体を配置するとモアレが乱れることから、タルボ干渉計によりＸ線撮影を行うのであれば、第１格子の前に被写体を配置して干渉性Ｘ線を照射し、得られたモアレの画像を演算することによって被写体の再構成画像を得ることが可能である。
特開２００７－２６８０３３号公報 特開２００８－１８０６０号公報 特開昭５８－１６２１６号公報 国際公開第２００４／０５８０７０号パンフレット 特開２００７－２０３０６３号公報
　実用化を考慮すると、Ｘ線源と第１格子間にマルチスリットを設置し、Ｘ線の照射線量を増大させるタルボ・ロー干渉計が期待される。
　タルボ・ロー干渉計を、例えばリウマチ診断のためのＸ線撮影に用いる場合、Ｘ線撮影装置を天井から床への重力方向にＸ線を照射する縦型とすることが好ましい。縦型であれば、リウマチが発症しやすい手等を撮影しやすく、またＸ線撮影装置の省設置面積化をはかることができる。
　縞走査法により再構成画像を作成する場合、従来のタルボ・ロー干渉計であれば、第１格子又は第２格子を移動しながら（両格子を相対移動させながら）、両格子の相対位置に応じた縞の位相の異なるモアレ画像（以後、一定周期間隔のモアレ画像と呼ぶ）が複数撮影される。装置の省設置面積化の為に、Ｘ線撮影装置を縦型とする場合、第１格子及び／または第２格子は被写体より床側に配置されるため、その移動のための駆動系も被写体よりも床側、つまり患者の足下近傍に配置されることになる。このような構成の場合、患者が駆動系のハウジングに接触して、衝撃や振動を与えることが考えられる。患者が車椅子を使用している場合はさらに足下が狭くなり、このような振動の問題が生じやすい。振動が生じると、高精度な移動制御ができないことが懸念されるため、振動の影響が無くなるまで撮影を待機しなければならない。また、足下のハウジングに接しないように患者を配置しなければならず、患者が被写体台に手等を差し入れる方向を制限することになる。或いは、被写体台から離れた場所から、比較的高齢者の患者に手等を差しのばしてもらうことになり、患者に負担をかけ好ましくない。
　このような不具合が想定されることから、タルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置を縦型として実用化することは困難であると考えられていた。
　本発明の課題は、タルボ・ロー干渉計を応用した新規なＸ線画像生成方法及びＸ線撮影装置、特に縦型のＸ線撮影装置を提供することである。
　請求項１に記載の発明によれば、
　Ｘ線を照射するＸ線源と、
　複数のスリットを有するマルチスリット、第１格子及び第２格子と、
　前記マルチスリットを移動させる駆動部と、
　被写体台と、
　照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、を備え、
　前記駆動部によりマルチスリットを前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に、前記第１格子及び第２格子に対して相対移動し、マルチスリットが一定周期間隔で移動する毎に、前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る処理を繰り返し、一定周期間隔のモアレ画像を複数得ることを特徴とするＸ線撮影装置が提供される。
　請求項２に記載の発明によれば、
　前記Ｘ線源、前記マルチスリット、前記被写体台、前記第１格子、前記第２格子、前記Ｘ線検出器がこの順に配置されていることを特徴とする請求項１に記載のＸ線撮影装置が提供される。
　請求項３に記載の発明によれば、
　前記第１格子及び前記第２格子は同一の保持部に保持され、Ｘ線の照射方向における前記第１格子及び前記第２格子の位置関係が固定されていることを特徴とする請求項２に記載のＸ線撮影装置が提供される。
　請求項４に記載の発明によれば、
　前記マルチスリットは、前記保持部に前記第１格子及び前記第２格子と一体的に保持され、前記第１格子及び前記第２格子とのＸ線の照射方向における位置関係が固定されていることを特徴とする請求項３に記載のＸ線撮影装置が提供される。
　請求項５に記載の発明によれば、
　前記Ｘ線検出器は、前記保持部に前記第１格子及び前記第２格子と一体的に保持され、前記第１格子及び前記第２格子とのＸ線の照射方向における位置関係が固定されていることを特徴とする請求項３又は４に記載のＸ線撮影装置が提供される。
　請求項６に記載の発明によれば、
　前記被写体台は、前記保持部に前記第１格子及び前記第２格子と一体的に保持され、前記第１格子及び前記第２格子とのＸ線の照射方向における位置関係が固定されていることを特徴とする請求項３～５の何れか一項に記載のＸ線撮影装置が提供される。
　請求項７に記載の発明によれば、
　前記被写体台は、前記マルチスリットとは別の保持部に保持されていることを特徴とする請求項１～５の何れか一項に記載のＸ線撮影装置が提供される。
　請求項８に記載の発明によれば、
　前記駆動部により一定周期毎にマルチスリットの移動と停止を繰り返し、マルチスリットが停止する毎に、前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて、前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る処理を繰り返すことを特徴とする請求項１～７の何れか一項に記載のＸ線撮影装置が提供される。
　請求項９に記載の発明によれば、
　前記駆動部によりマルチスリットを連続的に移動し、一定周期毎に前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて、前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る処理を繰り返すことを特徴とする請求項１～７の何れか一項に記載のＸ線撮影装置が提供される。
　請求項１０に記載の発明によれば、
　請求項１～９の何れか一項に記載のＸ線撮影装置と、
　前記Ｘ線撮影装置によって得られたモアレ画像を処理し、被写体の再構成画像を作成する画像処理装置と、
　を備えることを特徴とするＸ線画像システムが提供される。
　請求項１１に記載の発明によれば、
　Ｘ線を照射するＸ線源と、
　複数のスリットを有するマルチスリット、第１格子及び第２格子と、
　前記マルチスリットを移動させる駆動部と、
　被写体台と、
　照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、を備え、
　前記駆動部によりマルチスリットを前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に、前記第１格子及び第２格子に対して相対移動し、マルチスリットが一定周期間隔で移動する毎に、前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る処理を繰り返し一定周期間隔のモアレ画像を複数得て、当該複数のモアレ画像に基づき被写体の再構成画像を生成することを特徴とするＸ線画像生成方法が提供される。
　請求項１２に記載の発明によれば、
　前記Ｘ線源、前記マルチスリット、前記被写体台、前記第１格子、前記第２格子、前記Ｘ線検出器がこの順に配置されているＸ線撮影装置を用いることを特徴とする請求項１１に記載のＸ線画像生成方法が提供される。
　本発明の撮影装置によれば、タルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置において、被写体台近傍の検出系構造部を、第１格子及び第２格子の相対的位置を変化させるための移動用駆動系を設けることなく、第１格子、第２格子及びＸ線検出器の配置のみとすることができる。このようなコンパクト化によって、基本的に患者がＸ線撮影装置の被写体台近傍の検出系構造部に接触し難い構成とすることができる。仮に、患者の接触によりＸ線撮影装置に振動が伝わるような場合があっても、被写体台近傍の検出系構造部を堅牢に構成することができるので、共振等の発生を防ぎ、振動自体の伝搬を阻止することができる。よって、振動が収束するまで撮影を待機したり、高精度な位置調整が必要なマルチスリット、第１格子、第２格子の位置関係が振動によって変動したりすることを防ぐことができる。特に、Ｘ線撮影装置を縦型に構成した場合には、装置の省設置面積化をはかると共に、患者の被写体台への接近方向を制限しないので、撮影の自由度を向上させることができる。
　従って、高画質な位相コントラスト撮影が可能であり、実際の使用に耐久できる実用的な縦型のＸ線撮影装置を提供することができる。
　また、本発明の画像生成方法によれば、従来型タルボ・ロー干渉計よりも、高精度な被写体再構成画像が得られ、或いは、相対位置移動用に必須な駆動系（駆動源、減速伝達系を含む）の精度（特に、起動及び停止特性）を緩和可能となり、装置設計の自由度を増すと共に構成部品のコストダウンをはかることができる。
本実施の形態に係るＸ線撮影装置の側面図である。 マルチスリットの平面図である。 本体部の機能的構成を示すブロック図である。 タルボ干渉計の原理を説明する図である。 Ｘ線撮影装置によるＸ線撮影時の処理を示すフローチャートである。 ５ステップの撮影により得られるモアレ画像を示す図である。 各ステップのモアレ画像の注目画素のＸ線相対強度を示すグラフである。 コントローラによる処理を示すフローチャートである。 横型のＸ線撮影装置の側面図である。 （ａ）被写体を配置し、マルチスリットを移動して撮影された各ステップのモアレ画像である。（ｂ）被写体を配置せずに、マルチスリットを移動して撮影された各ステップのモアレ画像である。（ｃ）（ａ）のモアレ画像を用いて作成された再構成画像である。 （ａ）被写体を配置し、第２格子を移動して撮影された各ステップのモアレ画像である。（ｂ）被写体を配置せずに、第２格子を移動して撮影された各ステップのモアレ画像である。（ｃ）（ａ）のモアレ画像を用いて作成された再構成画像である。 被写体台を第１格子及び第２格子の保持部と別の保持部に保持した場合のＸ線撮影装置を示す側面図である。 図１２に示すＸ線撮影装置の上面図である。 シャッターの一例を示す図である。 Ｘ線撮影にシャッターを用いる場合のＸ線源、シャッター、Ｘ線検出器、マルチスリットの駆動部のそれぞれの動作タイミングを示すタイミングチャートである。 他の実施形態に係るＸ線撮影装置を示す図である。 図１５に示すＸ線撮影装置により行われる通常のＸ線撮影の様子を示す図である。 他の実施形態に係るＸ線撮影装置を示す図である。
　本発明者等は鋭意検討を行った結果、第１格子の第２格子に対する相対移動、又は第２格子の第１格子に対する相対移動により複数枚のモアレ画像を生成する機能と、マルチスリットによりＸ線の照射線量を増大させる機能という、従来のタルボ・ロー干渉計の概念にとらわれず、第１の格子及び第２の格子の位置は固定（相対移動無し）とし、マルチスリットを当該第１及び第２の格子に対し、相対移動させる構成によっても、従来のタルボ・ロー干渉計と同様のモアレ画像が得られることを見出した。これにより、従来のタルボ・ロー干渉計に於ける課題、特に縦型に配置した際に想定される課題を解消することができ、タルボ・ロー干渉計を用いた縦型のＸ線撮影装置を実用化することが可能となる。
　以下、図面を参照して本発明の実施の形態について説明する。
　図１は本実施形態に係るＸ線画像システムを示す。Ｘ線画像システムは、Ｘ線撮影装置１とコントローラ５を備える。Ｘ線撮影装置１はタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影を行い、コントローラ５は当該Ｘ線撮影により得られたモアレ画像を用いて被写体の再構成画像を作成する。
　Ｘ線撮影装置１は、図１に示すように、Ｘ線源１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６、保持部１７、本体部１８を備える。
　Ｘ線撮影装置１は縦型であり、Ｘ線源１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６は、この順序に重力方向であるｚ方向に配置される。Ｘ線源１１の焦点とマルチスリット１２間の距離をｄ１（ｍｍ）、Ｘ線源１１の焦点とＸ線検出器１６間の距離をｄ２（ｍｍ）、マルチスリット１２と第１格子１４間の距離をｄ３（ｍｍ）、第１格子１４と第２格子１５間の距離をｄ４（ｍｍ）で表す。
　距離ｄ１は好ましくは５～５００（ｍｍ）であり、さらに好ましくは５～３００（ｍｍ）である。
　距離ｄ２は、一般的に撮影室の高さは３（ｍ）程度又はそれ以下であることから、少なくとも３０００（ｍｍ）以下であることが好ましい。なかでも、距離ｄ２は４００～５０００（ｍｍ）が好ましく、さらに好ましくは５００～２０００（ｍｍ）である。
　Ｘ線源１１の焦点と第１格子１４間の距離（ｄ１＋ｄ３）は、好ましくは３００～５０００（ｍｍ）であり、さらに好ましくは４００～１８００（ｍｍ）である。
　Ｘ線源１１の焦点と第２格子１５間の距離（ｄ１＋ｄ３＋ｄ４）は、好ましくは４００～５０００（ｍｍ）であり、さらに好ましくは５００～２０００（ｍｍ）である。
　それぞれの距離は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の波長から、第２格子１５上に第１格子１４による格子像（自己像）が重なる最適な距離を算出し、設定すればよい。
　Ｘ線源１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６は、同一の保持部１７に一体的に保持され、ｚ方向における位置関係が固定されている。保持部１７はＣ型のアーム状に形成され、本体部１８に設けられた駆動部１８ａによりｚ方向に移動可能に本体部１８に取り付けられている。
　Ｘ線源１１は、緩衝部材１７ａを介して保持されている。緩衝部材１７ａは、衝撃や振動を吸収できる材料であれば何れの材料を用いてもよいが、例えばエラストマー等が挙げられる。Ｘ線源１１はＸ線の照射によって発熱するため、Ｘ線源１１側の緩衝部材１７ａは加えて断熱素材であることが好ましい。
　Ｘ線源１１はＸ線管を備え、当該Ｘ線管によりＸ線を発生させて重力方向（ｚ方向）にＸ線を照射する。Ｘ線管としては、例えば医療現場で広く一般に用いられているクーリッジＸ線管や回転陽極Ｘ線管を用いることができる。陽極としては、タングステンやモリブデンを用いることができる。
　Ｘ線の焦点径は、０．０３～３（ｍｍ）が好ましく、さらに好ましくは０．１～１（ｍｍ）である。
　マルチスリット１２は回折格子であり、図２に示すようにｘ方向に複数のスリットが所定間隔で設けられている。マルチスリット１２はシリコンやガラスといったＸ線の吸収率が低い材質の基板上に、タングステン、鉛、金といったＸ線の遮蔽力が大きい、つまりＸ線の吸収率が高い材質により形成される。例えば、フォトリソグラフィーによりレジスト層がスリット状にマスクされ、ＵＶが照射されてスリットのパターンがレジスト層に転写される。露光によって当該パターンと同じ形状のスリット構造が得られ、電鋳法によりスリット構造間に金属が埋め込まれて、マルチスリット１２が形成される。
　マルチスリット１２のスリット周期は１～６０（μｍ）である。スリット周期は、図２に示すように隣接するスリット間の距離を１周期とする。スリットの幅（ｘ方向の長さ）はスリット周期の１～６０（％）の長さであり、さらに好ましくは１０～４０（％）である。スリットの高さ（ｚ方向の長さ）は１～５００（μｍ）であり、好ましくは１～１５０（μｍ）である。
　マルチスリット１２のスリット周期をｗ０（μｍ）、第１格子１４のスリット周期をｗ１（μｍ）とすると、スリット周期ｗ０は下記式により求めることができる。
　ｗ０＝ｗ１・（ｄ３＋ｄ４）／ｄ４
　当該式を満たすように周期ｗ０を決定することにより、マルチスリット１２及び第１格子１４の各スリットを通過したＸ線により形成される自己像が、それぞれ第２格子１５上で重なり合い、いわばピントが合った状態とすることができる。
　図１に示すように、マルチスリット１２に隣接して、マルチスリット１２をｚ方向と直交するｘ方向（スリット配列方向）に移動させる駆動部１２ａが設けられる。駆動部１２ａとしては、駆動用モータ、及び、例えばウォーム減速機等の比較的大きな減速比の駆動機構（駆動伝達機構）を単体で又は組合せて用いることができる。
　第１格子１４は、マルチスリット１２と同様にｘ方向に複数のスリットが設けられた回折格子である。第１格子１４は、マルチスリット１２と同様にＵＶを用いたフォトリソグラフィーによって形成することもできるし、いわゆるＩＣＰ法によりシリコン基板に微細細線で深掘加工を行い、シリコンのみで格子構造を形成することとしてもよい。第１格子１４のスリット周期は１～２０（μｍ）である。スリットの幅はスリット周期の２０～７０（％）であり、好ましくは３５～６０（％）である。スリットの高さは１～１００（μｍ）である。
　第１格子１４として位相型を用いる場合、スリットの高さ（ｚ方向の長さ）はスリット周期を形成する２種の素材、つまりＸ線透過部とＸ線遮蔽部の素材による位相差（Ｘ線の位相差）がπ／８～１５×π／８となる高さとする。好ましくは、π／４～３×π／４となる高さである。第１格子１４として吸収型を用いる場合、スリットの高さはＸ線遮蔽部によりＸ線が十分吸収される高さとする。
　第１格子１４が位相型である場合、第１格子１４と第２格子１５間の距離ｄ４は、次の条件をほぼ満たすことが必要である。
　ｄ４＝（ｍ＋（１／２））・ｗ１ ２／λ
　なお、ｍは整数であり、λはＸ線の波長である。
　第２格子１５は、マルチスリット１２と同様にｘ方向に複数のスリットが設けられた回折格子である。第２格子１５もフォトリソグラフィーにより形成することができる。第２格子１５のスリット周期は１～２０（μｍ）である。スリットの幅はスリット周期の３０～７０（％）であり、好ましくは３５～６０（％）である。スリットの高さは１～１００（μｍ）である。
　本実施例では第１格子１４及び第２格子１５は、それぞれの格子面がｚ方向に対し垂直（ｘ－ｙ平面内で平行）であり、第１格子のスリット配列方向と第２格子のスリット配列方向とは、ｘ－ｙ平面内で所定角度だけ傾けて配置されているが、両者を平行な配置としても良い。
　上記マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５は、例えば下記のように構成することができる。
Ｘ線源１１のＸ線管の焦点径；３００（μｍ）、管電圧：４０（ｋＶｐ）、付加フィルタ：アルミ１．６（ｍｍ）
Ｘ線源１１の焦点からマルチスリット１２までの距離ｄ１：２４０（ｍｍ）
マルチスリット１２から第１格子１４までの距離ｄ３：１１１０（ｍｍ）
マルチスリット１２から第２格子１５までの距離ｄ３＋ｄ４：１３７０（ｍｍ）
マルチスリット１２のサイズ：１０（ｍｍ四方）、スリット周期：２２．８（μｍ）
第１格子１４のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：４．３（μｍ）
第２格子１５のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：５．３（μｍ）
　Ｘ線検出器１６は、照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取る。
　Ｘ線検出器１６の画素サイズは１０～３００（μｍ）であり、さらに好ましくは５０～２００（μｍ）である。
　Ｘ線検出器１６は第２格子１５に当接するように保持部１７に位置を固定することが好ましい。第２格子１５とＸ線検出器１６間の距離が大きくなるほど、Ｘ線検出器１６により得られるモアレ画像がボケるからである。
　Ｘ線検出器１６としては、ＦＰＤ（Ｆｌａｔ　Ｐａｎｅｌ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）を用いることができる。ＦＰＤには、Ｘ線をシンチレータを介して光電変換素子により電気信号に変換する間接変換型、Ｘ線を直接的に電気信号に変換する直接変換型があるが、何れを用いてもよい。
　間接変換型は、ＣｓＩやＧｄ２Ｏ３あるいはＧｄ２Ｏ２Ｓ等のシンチレータプレートの下に、光電変換素子がＴＦＴ（薄膜トランジスタ）とともに２次元状に配置されて各画素を構成する。Ｘ線検出器１６に入射したＸ線がシンチレータプレートに吸収されると、シンチレータプレートが発光する。この発光した光により、各光電変換素子に電荷が蓄積され、蓄積された電荷は画像信号として読み出される。
　直接変換型は、アモルファスセレンの熱蒸着により、１００～１０００（μｍ）の膜厚のアモルファスセレン膜がガラス上に形成され、２次元状に配置されたＴＦＴのアレイ上にアモルファスセレン膜と電極が蒸着される。アモルファスセレン膜がＸ線を吸収するとき、電子正孔対の形で物質内にキャリアが遊離され、電極間の電圧信号がＴＦＴにより読み取られる。
　なお、ＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ　Ｃｏｕｐｌｅｄ　Ｄｅｖｉｃｅ）、Ｘ線カメラ等の撮影手段をＸ線検出器１６として用いてもよい。
　Ｘ線撮影時のＦＰＤによる一連の処理を説明する。
　まずＦＰＤはリセットを行い、前回の撮影（読取）以降に残存する不要な電荷を取り除く。その後、Ｘ線の照射が開始するタイミングで電荷の蓄積が行われ、Ｘ線の照射が終了するタイミングで蓄積された電荷が画像信号として読み取られる。なお、リセットの直後や画像信号の読み取り後に、蓄積されている電荷の電圧値を検出するダーク読み取りを行い、当該電圧値を補正値としてＸ線照射後に蓄積された電荷の電圧値から補正値を差し引いた電圧値を画像信号として出力してもよい。これにより、画像信号に対しいわゆるオフセット補正を行うことができる。
　本体部１８は、図３に示すように、制御部１８１、操作部１８２、表示部１８３、通信部１８４、記憶部１８５を備えて構成されている。
　制御部１８１は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）やＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ　Ａｃｃｅｓｓ　Ｍｅｍｏｒｙ）等から構成され、記憶部１８５に記憶されているプログラムとの協働により、各種処理を実行する。例えば、制御部１８１はコントローラ５から入力される撮影条件の設定情報に従って、Ｘ線源１１からのＸ線照射のタイミングやＸ線検出器１６による画像信号の読取タイミング等を制御する。
　操作部１８２は曝射スイッチや撮影条件等の入力操作に用いるキー群の他、表示部１８３のディスプレイと一体に構成されたタッチパネルを備え、これらの操作に応じた操作信号を生成して制御部１８１に出力する。
　表示部１８３は制御部１８１の表示制御に従って、ディスプレイに操作画面やＸ線撮影装置１の動作状況等を表示する。
　通信部１８４は通信インターフェイスを備え、ネットワーク上のコントローラ５と通信する。例えば、通信部１８４はＸ線検出器１６によって読み取られ、記憶部１８５に記憶されたモアレ画像をコントローラ５に送信する。
　記憶部１８５は、制御部１８１により実行されるプログラム、プログラムの実行に必要なデータを記憶している。また、記憶部１８５はＸ線検出器１６によって得られたモアレ画像を記憶する。
　コントローラ５は、オペレータによる操作に従ってＸ線撮影装置１の撮影動作を制御し、Ｘ線撮影装置１により得られたモアレ画像を用いて被写体の再構成画像を作成する。本実施形態では被写体の再構成画像を作成する画像処理装置としてコントローラ５を用いた例を説明するが、Ｘ線画像に様々な画像処理を施す専用の画像処理装置をＸ線撮影装置１と接続し、当該画像処理装置により再構成画像の作成を行うこととしてもよい。
　上記Ｘ線撮影装置１のタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影方法を説明する。
　図４に示すように、Ｘ線源１１から照射されたＸ線が第１格子１４を透過すると、透過したＸ線がｚ方向に一定の間隔で像を結ぶ。この像を自己像といい、自己像が形成される現象をタルボ効果という。自己像を結ぶ位置に第２格子１５が平行に配置され、当該第２格子１５はその格子方向が第１格子１４の格子方向と平行な位置からわずかに傾けられているので、第２格子１５を透過したＸ線によりモアレ画像Ｍが得られる。Ｘ線源１１と第１格子１４間に被写体Ｈが存在すると、被写体ＨによってＸ線の位相がずれるため、図４に示すようにモアレ画像Ｍ上の干渉縞は被写体Ｈの辺縁を境界に乱れる（歪む）。この干渉縞の乱れ（歪み）を、モアレ画像Ｍを処理することによって検出し、被写体像を画像化することができる。これがタルボ干渉計の原理である。
　Ｘ線撮影装置１では、Ｘ線源１１と第１格子１４との間のＸ線源１１に近い位置に、マルチスリット１２が配置され、タルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影が行われる。タルボ干渉計はＸ線源１１が理想的な点線源であることを前提としているが、実際の撮影にはある程度焦点径が大きい焦点が用いられるため、マルチスリット１２によってあたかも点線源が複数連なってＸ線が照射されているかのように多光源化する。これがタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影法であり、焦点径がある程度大きい場合にも、タルボ干渉計と同様のタルボ効果を得ることができる。
　従来のタルボ・ロー干渉計では、マルチスリット１２は上述のように多光源化と照射線量の増大を目的に用いられ、縞走査法によりモアレ画像を得るため、第１格子１４又は第２格子１５を相対移動させていた。しかし、本実施形態では、第１格子１４又は第２格子１５を相対移動させるのではなく、第１格子１４及び第２格子１５の位置は固定したまま、第１格子１４及び第２格子１５に対してマルチスリットを移動させることで一定周期間隔のモアレ画像を複数得る。
　図５は、Ｘ線撮影装置１によるＸ線撮影の流れを示すフローチャートである。
　Ｘ線撮影には上述のタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影方法が用いられ、被写体像の再構成には縞走査法が用いられる。Ｘ線撮影装置１ではマルチスリット１２が等間隔毎に複数ステップ移動され、ステップ毎に撮影が行われて、各ステップのモアレ画像が得られる。
　ステップ数は２～２０、さらに好ましくは３～１０である。視認性の高い再構成画像を短時間で得るという観点からすれば、５ステップが好ましい（参照文献（１）Ｋ．Ｈｉｂｉｎｏ，　Ｂ．Ｆ．Ｏｒｅｂ　ａｎｄ　Ｄ．Ｉ．Ｆａｒｒａｎｔ，　Ｐｈａｓｅ　ｓｈｉｆｔｉｎｇ　ｆｏｒ　ｎｏｎｓｉｎｕｓｏｉｄａｌ　ｗａｖｅ　ｆｏｒｍｓ　ｗｉｔｈ　ｐｈａｓｅ－ｓｈｉｆｔ　ｅｒｒｏｒｓ，　Ｊ．Ｏｐｔ．Ｓｏｃ．Ａｍ．Ａ，　Ｖｏｌ．１２，　７６１－７６８（１９９５）、参照文献（２）Ａ．Ｍｏｍｏｓｅ，　Ｗ．Ｙａｓｈｉｒｏ，　Ｙ．　Ｔａｋｅｄａ，　Ｙ．Ｓｕｚｕｋｉ　ａｎｄ　Ｔ．Ｈａｔｔｏｒｉ，　Ｐｈａｓｅ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ　ｂｙ　Ｘ－ｒａｙ　Ｔａｌｂｏｔ　Ｉｎｔｅｒｆｅｒｏｍｅｔｅｔｒｙ　ｆｏｒ　ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ　ｉｍａｇｉｎｇ，　Ｊｐｎ．　Ｊ．　Ａｐｐｌ．　Ｐｈｙｓ．，　Ｖｏｌ．４５，　５２５４－５２６２（２００６））。
　図５に示すように、オペレータにより曝射スイッチがＯＮ操作されると（ステップＳ１；Ｙ）、駆動部１２ａによりマルチスリット１２が移動され、複数ステップの撮影が実行され、モアレ画像が生成される（ステップＳ２）。
　まず、マルチスリット１２が停止した状態でＸ線源１１によるＸ線の照射が開始される。Ｘ線検出器１６ではリセット後、Ｘ線照射のタイミングに合わせて電荷が蓄積され、Ｘ線の照射停止のタイミングに合わせて蓄積された電荷が画像信号として読み取られる。これが１ステップ分の撮影である。１ステップ分の撮影が終了するタイミングでマルチスリット１２の移動が開始され、所定量移動すると停止され、次のステップの撮影が行われる。このようにして、マルチスリット１２の移動と停止が所定のステップ数分だけ繰り返され、マルチスリット１２が停止したときにＸ線の照射と画像信号の読み取りが行われる。読み取られた画像信号はモアレ画像として本体部１８に出力される。
　例えば、マルチスリット１２のスリット周期を２２．８（μｍ）とし、５ステップの撮影を１０秒で行うとする。マルチスリット１２がそのスリット周期の１／５に該当する４．５６（μｍ）移動し停止する毎に撮影が行われる。撮影時間でいえば曝射スイッチＯＮ後、２、４、６、８、１０秒後にそれぞれ撮影が行われる。
　従来のように第２格子１５（又は第１格子）を移動させる場合、第２格子１５のスリット周期は比較的小さく、各ステップの移動量も小さくなるが、マルチスリット１２のスリット周期は第２格子１５よりも比較的大きく、各ステップの移動量も大きい。例えば、スリット周期５．３（μｍ）の第２格子１５のステップ毎の移動量は１．０６（μｍ）であるのに対し、スリット周期２２．８（μｍ）のマルチスリット１２の移動量は４．５６（μｍ）と約４倍の大きさである。同一の駆動伝達系（駆動源、減速伝達系を含む）を使用し、各ステップの撮影に際し、駆動部１２ａの起動と停止を繰り返して撮影を行った場合、移動用のパルスモータ（駆動源）の制御量（駆動パルス数）に対応した実際の移動量に占める、起動時及び停止時の駆動部１２ａのバックラッシュ等の影響による移動量誤差の割合は、本実施形態のようにマルチスリット１２を移動させる方式の方が小さくなる。これは、後述するサインカーブに沿ったモアレ画像を得やすく、起動及び停止を繰り返しても高精細な再構成画像が得られることを示している。或いは、従来方式による画像でも充分診断に適合する場合には、モータ（駆動源）を含む駆動伝達系全体の精度（特に、起動特性及び停止特性）を緩和し、駆動伝達系を構成する部品のコストダウンが可能であることを示している。
　各ステップの撮影が終了すると、本体部１８からコントローラ５に、各ステップのモアレ画像が送信される（ステップＳ３）。本体部１８からコントローラ５に対しては各ステップの撮影が終了する毎に１枚ずつ送信することとしてもよいし、各ステップの撮影が終了し、全てのモアレ画像が得られた後、まとめて送信することとしてもよい。
　図８は、モアレ画像を受信した後のコントローラ５の処理の流れを示すフローチャートである。
　図８に示すように、まずモアレ画像の解析が行われ（ステップＳ１１）、再構成画像の作成に使用できるか否かが判断される（ステップＳ１２）。理想的な送り精度によりマルチスリット１２を一定の送り量で移動できた場合、図６に示すように、５ステップの撮影でマルチスリット１２のスリット周期１周期分のモアレ画像５枚が得られる。各ステップのモアレ画像は０．２周期という一定周期間隔毎に縞走査をした結果であるので、各モアレ画像の任意の１画素に注目すると、その信号値を正規化して得られるＸ線相対強度は、図７に示すようにサインカーブを描く。よって、コントローラ５は得られた各ステップのモアレ画像のある画素に注目してＸ線相対強度を求める。各モアレ画像から求められたＸ線相対強度が、図７に示すようなサインカーブを形成すれば、一定周期間隔のモアレ画像が得られているので、再構成画像の作成に使用できると判断することができる。
　なお、上記サインカーブ形状は、マルチスリット開口幅、位相格子の周期、及び位相格子の格子間距離に依存し、また、放射光のようなコヒーレント光の場合には三角波形状となるが、マルチスリット効果によりＸ線が準コヒーレント光として作用する為、サインカーブを描くものとなる。
　各ステップのモアレ画像の中にサインカーブを形成できないモアレ画像がある場合、再構成画像の作成に使用できないと判断され（ステップＳ１２；Ｎ）、撮影のタイミングを変更して再撮影するよう指示する制御情報がコントローラ５からＸ線撮影装置１に送信される（ステップＳ１３）。例えば、図７に示すように、３ステップ目は本来０．４周期のところ、周期がずれて０．３５周期のモアレ画像が得られた場合であれば、駆動部１２ａの送り精度の低下が原因（例えば、パルスモータの駆動パルスへのノイズ重畳等）と考えられる。よって、０．０５周期分だけ撮影のタイミングを早めて３ステップ目のみ再撮影を行うよう指示すればよい。或いは、５ステップ全てについて再撮影し、３ステップ目のみ０．０５周期分の撮影時間を早めるように指示してもよい。５ステップ全てのモアレ画像が所定量ずつサインカーブからずれている場合、駆動部１２ａの起動から停止までの駆動パルス数を増やすか、或いは減らすように指示してもよい。
　Ｘ線撮影装置１では、当該制御情報に従って撮影のタイミングが調整され、図５に示すＸ線撮影の処理が再度実行される。
　一方、再構成画像の作成にモアレ画像を使用できると判断された場合（ステップＳ１２；Ｙ）、コントローラ５によってモアレ画像が処理され、被写体の再構成画像が作成される（ステップＳ１４）。具体的には、５枚のモアレ画像の各画素についてステップ毎の強度変化（信号値の変化）が算出され、当該強度変化より微分位相が算出される。必要であれば、位相接続（位相アンラップ）が行われ、ステップ全体の位相が求められる。当該位相からｚ方向における光路差（屈折率差に起因する光路差）が算出され、被写体の形状を表す再構成画像が作成される（上記参照文献（１）、（２））。作成された再構成画像はコントローラ５に表示されるので、オペレータは当該再構成画像を確認することができる。
　〈撮影実験〉
　撮影実験により、第１格子１４又は第２格子１５ではなく、マルチスリット１２を移動させた場合にも同様なモアレ画像及び再構成画像が得られることを検証した。
　図９に、撮影実験に用いた横型のＸ線撮影装置を示す。
　Ｘ線源２１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５及びＸ線検出器１６を、横方向（ｙ方向）に配置した横型のＸ線撮影装置３の試作機を作製し、当該試作機を撮影実験に用いた。Ｘ線源２１には、市販品のＸ線管のモリブデンをタングステンに改造したＸ線管を使用した。
　この試作機においてマルチスリット１２をｘ方向に移動させて撮影を行い、モアレ画像を得て被写体の再構成画像を作成した。次に、同じ試作機において第２格子１５をｘ方向移動させて撮影を行い、同様に再構成画像を作成した。
　撮影条件は以下の通りである。マルチスリット１２、第２格子１５の何れを移動させた場合も同じ撮影条件を用いた。
　Ｘ線管の焦点径；３００（μｍ）、管電圧；４０ｋＶ、付加フィルタ；アルミ１．６（ｍｍ）、中心エネルギー２８（ｋｅＶ）
　Ｘ線検出器；Ｃｏｎｄｏｒ４８６（Ｆａｉｒｃｈｉｌｄ　Ｉｍａｇｉｎｇ社製）、画素サイズ；１５（μｍ）
　Ｘ線源１１の焦点からマルチスリットまでの距離ｄ１：　３４（ｍｍ）
　マルチスリットから第１格子までの距離ｄ３　　　　：１１１０（ｍｍ）
　マルチスリットから第２格子までの距離ｄ３＋ｄ４　：１３７０（ｍｍ）
　マルチスリットのサイズ：５（ｍｍ四方）、スリット周期：２２．８（μｍ）
　第１格子のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：４．３（μｍ）
　第２格子のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：５．３（μｍ）
　図１０（ａ）～図１０（ｃ）は、マルチスリットを移動させて得られた画像を示している。図１０（ａ）は被写体（サンプル）を配置して撮影された１～５ステップのモアレ画像、図１０（ｂ）は被写体を配置せずに撮影された１～５ステップのモアレ画像である。図１０（ｃ）は、図１０（ａ）の各ステップのモアレ画像から作成された再構成画像を示す。
　一方、図１１（ａ）～図１１（ｃ）は第２格子を移動させて得られた画像を示している。
　図１１（ａ）は被写体を配置して撮影された１～５ステップのモアレ画像、図１１（ｂ）は被写体を配置せずに撮影された１～５ステップのモアレ画像、図１１（ｃ）は図１１（ａ）の各ステップのモアレ画像から作成された再構成画像である。
　図１０（ａ）と図１１（ａ）、図１０（ｂ）と図１１（ｂ）、図１０（ｃ）と図１１（ｃ）をそれぞれ比較して分かるように、マルチスリットを移動させた場合も、第２格子を移動させた場合と比べて個々の画像自体の画質が劣化することもなく、更に、各画像の位相（周期）関係が維持され易いので、同等以上の再構成画像を得ることができる。
　撮影実験は横型のＸ線撮影装置で行ったが、第１格子又は第２格子ではなくマルチスリットを移動させても同じ画像が得られること自体は、Ｘ線撮影装置が縦型でも横型でも変わらない。従来は複数枚のモアレ画像を得るためにマルチスリットを移動させる概念が無く、第１格子又は第２格子を移動させる構成に拘束されていた。本発明者等はマルチスリットを移動させる構成でも同様のモアレ画像及び再構成画像が得られることを見出し、患者が接近する被写体台近傍周辺部から精密移動部を取り除くことで撮影への悪影響を排除し、これを縦型に配置したＸ線撮影装置に適用することでタルボ・ロー干渉計を実用化することが可能となった。
　以上のように、本実施形態によれば、Ｘ線撮影装置１は、Ｘ線源１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６がこの順に重力方向に配置された縦型であり、マルチスリット１２をｘ方向に移動させる駆動部を備える。マルチスリット１２が一定周期間隔で移動する毎に、Ｘ線源１１により照射されたＸ線に応じてＸ線検出器１６が画像信号の読み取る処理を繰り返し、一定周期間隔のモアレ画像を複数得る。
　縦型のＸ線撮影装置１において、第２格子１５（又は第１格子１４）ではなくマルチスリット１２を移動する構成とすることにより、被写体より床側に配置される第２格子１５付近に第２格子１５を移動させるための駆動部を設けるスペースが不要となる。一方、駆動部１２ａが配置されるマルチスリット１２はＸ線源１１近くに配置されるので、患者の足下付近を、駆動系を設けることなく第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６のみの配置とすることができ、患者が接触し難い構成とすることができる。駆動系が無い被写体より下部を堅牢に構成することができるので、仮に患者の接触によりＸ線撮影装置１に振動が伝わるような場合があっても、共振等の発生を防ぎ、振動自体の伝搬を阻止することができる。よって、振動が収束するまで撮影を待機したり、マルチスリット１２、第１格子１４及び第２格子１５の位置関係が変動したりすることを防止することができる。さらに、患者の被写体台への接近方向を制限しないので、撮影の自由度を向上させることができる。従って、高画質な位相コントラスト撮影が可能であり、実際の使用に耐久できる実用的な縦型Ｘ線撮影装置１を提供することができる。
　また、マルチスリット１２は、保持部１７に第１格子１４及び第２格子１５と一体的に保持され、第１格子１４及び第２格子１５とのＸ線の照射方向における位置関係が固定されている。これにより、Ｘ線撮影装置１の輸送時や設置時に生じた衝撃や振動によるＸ線の照射方向における関連部品の相対位置関係を維持することができる。相対位置関係を維持することにより、タルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影によって高画質なモアレ画像を得ることができ、モアレ画像から作成される被写体の再構成画像の再現性を向上させることができる。
　また、Ｘ線検出器１６は、保持部１７に第１格子１４及び第２格子１５と一体的に保持され、第１格子１４及び第２格子１５とのＸ線の照射方向における位置関係が固定されている。これにより、Ｘ線検出器１６と第１格子１４及び第２格子１５との位置関係を維持することができる。一般的に、Ｘ線撮影装置１の出荷時には第２格子１５により形成されるモアレ画像がボケない位置にＸ線検出器１６が調整配置されるため、この位置関係を維持することにより、位置関係の変動によるモアレ画像のボケを防止することができる。
　なお、上記実施形態は本発明の好適な一例であり、これに限定されない。
　例えば、上記実施形態では、Ｘ線源１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６をこの順に配置（以下、第１の配置と呼ぶ）したが、Ｘ線源１１、マルチスリット１２、第１格子１４、被写体台１３、第２格子１５、Ｘ線検出器１６の配置（以下、第２の配置と呼ぶ）としても、第１格子１４及び第２格子１５は固定のまま、マルチスリット１２の移動により、再構成画像を得ることが可能である。
　第２の配置においては、被写体の厚み分だけ、被写体中心と第１格子１４は離れることになり、上記の実施形態に比べ感度の点でやや劣ることになるが、一方で、被写体への被曝線量低減を考慮すると、当該配置の方が第１格子１４でのＸ線吸収分だけＸ線を有効に活用していることになる。
　また、被写体位置での実効的な空間分解能は、Ｘ線の焦点径、検出器の空間分解能、被写体の拡大率、被写体の厚さ等に依存するが、上記実施例に於ける検出器の空間分解能が１２０μｍ（ガウスの半値幅）以下の場合には、第１の配置よりも第２の配置の方が実効的な空間分解能は小さくなる。
　感度、空間分解能、及び、第１格子１４でのＸ線吸収量等を考慮して、第１格子１４、被写体台１３の配置順をきめることが好ましい。
　また、Ｘ線検出器１６として、バッテリを内蔵し、無線により画像信号を本体部１８に出力するケーブルレスのカセッテタイプＦＰＤを用いてもよい。カセッテタイプＦＰＤによれば、本体部１８に接続するケーブル類を排除することができ、Ｘ線検出器１６周辺の更なる小スペース化を図ることができる。小スペース化によって被写体の足下を広く構成し、より患者が接触し難い構成とすることができる。
　また、被写体台１３は患者との接触により振動を伝えやすい。よって、被写体台１３を高精度な位置関係が求められるマルチスリット、第１格子１４、第２格子１５等が含まれる保持部１７と切り離し、別の保持部に保持することとしてもよい。図１２は被写体台１３を別の保持部１３ｂにより保持したときの側面図、図１３は上面図である。このように被写体台１３を第１格子１４、第２格子１５等から離間させて別体構成とすることにより、マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５の位置関係に及ぶ影響をできるだけ減らし、当該位置関係の維持を図ることができる。
　被写体台１３を別体構成とした場合、図１２及び図１３に示すように、被写体台１３をｚ方向に移動させる駆動部１３ａを保持部１３ｂに設ける。これにより、被写体の高さに合わせて、被写体台１３の位置を調整することができる。被写体台１３には患者の体重等の負荷がかかるが、被写体台１３を保持部１７と別体とすることにより、昇降する保持部１７にかかる負荷を除去することができる。負荷に耐えるために保持部１７を強化する必要がなく、コストを低減することができる。
　また、上記実施形態では、各ステップの撮影毎にマルチスリット１２の移動と停止を繰り返す例を説明した。しかし、駆動部１２ａの構成によっては、移動と停止を繰り返すことにより制御量と実際の移動量との誤差が累積拡大し、一定間隔毎のモアレ画像が得難いことが想定される場合には、連続的にマルチスリット１２を移動させながら複数回の撮影を行う連続撮影方式が好ましい。曝射スイッチがＯＮされると、マルチスリット１２の移動を開始し、起動時の不安定移動領域を越え、安定移動領域に達した後、更に、マルチスリットを連続的に移動させて、所定量（例えば４．５６（μｍ））移動する毎にＸ線のパルス照射と画像信号の読み取りを繰り返す。
　連続撮影方式におけるＸ線源１１にはパルス照射可能なＸ線管を用いることが好ましい。
　また、Ｘ線検出器１６としては、対応できるフレームレート（単位時間あたり撮影可能な回数）が大きく、動画撮影が可能なＦＰＤが好ましい。数百ｍ秒～数秒の間に５回以上の撮影を行うことを想定すると、少なくとも１０フレーム／秒のフレームレートが必要であり、好ましくは２０フレーム／秒以上のフレームレートである。
　なお、撮影においてＸ線検出器１６は各ステップの撮影毎にオフセット補正を行うことが可能である。各ステップの撮影間隔が短く、オフセット補正を行う余裕が無い場合は、最初のステップの撮影時のみダーク読み取りを行い、オフセット補正値を得て、当該補正値を後のステップの撮影にも適用してもよい。或いは、一連の撮影終了後にダーク読み取りを行ってオフセット補正値を得て、当該補正値を各撮影に共通に使用することとしてもよい。
　連続撮影方式の場合、各ステップの前後でさらに予備撮影を行うこととしてもよい。
　駆動部１２ａが理想的な送り精度によりマルチスリット１２を一定の送り量、つまり一定の移動速度で移動できた場合、図７に示すように各ステップのモアレ画像によりサインカーブを形成することができる。しかし、経年変化や駆動部１２ａのバックラッシュ、起動時の慣性影響等によって送り量にずれが生じると、一定周期間隔のモアレ画像が得られない。例えば、図７に示すように、３ステップのモアレ画像は本来０．４周期に該当するが、３ステップのときの駆動部１２ａの送り量がずれると、０．４周期前後のモアレ画像が得られる。
　このように各ステップのモアレ画像の周期がばらつくと、正確な位相が計算できず、再構成画像において被写体像を正確に再現できない。そこで、例えば撮影時間が２、４、６、８、１０秒の各ステップの撮影に、各撮影時間±０．１秒の撮影時間で撮影を行う予備撮影を加えて合計１５回の撮影を行う。これにより、１ステップでは１．９秒、２．０秒、２．１秒の各撮影時間のモアレ画像が得られる等、各ステップにつきそれぞれ３枚のモアレ画像が得られるので、そのうちＸ線相対強度のサインカーブに最も近いモアレ画像を選択して用いる。これにより、駆動部１２ａの送り量に誤差が生じたとしても、再構成画像の再現性の向上を図ることができる。
　予備撮影する調整時間として上記に挙げた±０．１秒は例示であり、調整時間はテスト撮影によって適宜決定すればよい。例えば、Ｘ線撮影装置１の設置時に、各ステップの撮影の前後で、±０．１秒、±０．２秒等、予備撮影時の調整時間を変えてテスト撮影を行い、最もサインカーブに一致しやすい調整時間を求めることとしてもよい。これにより、駆動部１２ａの機器特性によって必要な調整時間が異なる場合にも対応することができる。
　連続撮影方式におけるＸ線源１１のＸ線管がパルス照射に対応していない場合、図１２に示すようにＸ線源１１のＸ線照射口の付近にシャッター２２を設けてもよい。シャッター２２として、カメラ等に一般的に用いられるシャッター機構を用いてもよいが、図１４に例示する構成とし、照射野絞りの機能も備えることとしてもよい。
　図１４に示すシャッター２２は、円盤状のＸ線遮蔽部２２１に開口部２２２が設けられて構成されている。回転軸２２３を介してＸ線遮蔽部２２１が回転し、Ｘ線源１１のＸ線照射範囲にＸ線遮蔽部２２１が位置する間は、シャッター２２は閉状態となる。Ｘ線源１１のＸ線照射範囲に開口部２２２が一致する間は、シャッター２２が開状態となり、開口部２２２を介してＸ線が照射される。このように、シャッター２２の開閉によってパルス照射と同様のＸ線照射を行うことができる。開口部２２２は絞りとしても機能し、開口部２２２の大きさを調整することによりＸ線の照射野を調整することができる。
　シャッター２２の回転速度は、５ステップの撮影間隔に合わせてシャッター２２が開閉されるように調整される。図１５は、５ステップの連続撮影時のＸ線源１１、シャッター２２、Ｘ線検出器１６、駆動部１２ａのタイミングチャートを示す。図１５に示すように、曝射スイッチがＯＮされると、駆動部１２ａによりマルチスリット１２の移動が開始され、所定時間後にＸ線源１１によるＸ線照射が開始される。Ｘ線照射の開始と同時にシャッター２２が開かれ、Ｘ線検出器１６による電荷蓄積が行われる。所定時間後、シャッター２２が閉じられると、そのタイミングに合わせてＸ線検出器１６により蓄積された電荷が画像信号として読み取られる。このように、Ｘ線照射の開始後、シャッター２２の開閉に合わせてＸ線検出器１６による画像信号の蓄積と読み取りが５ステップ分繰り返される。５ステップを終えたタイミングで、Ｘ線源１１によるＸ線照射が停止され、シャッター２２の回転停止によりシャッター２２の開閉動作も停止される。また、Ｘ線検出器１６による電荷の蓄積及び読み取りが停止される。
　〈他の実施形態〉
　上記実施形態に係るＸ線撮影装置１は、タルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影専用の構成を有する。しかし、医療施設によっては、通常のＸ線撮影用にＸ線源が予め施設の天井部分に取り付けられていたり、被写体台が床に固定されていたりする場合がある。ここへＸ線撮影装置１を導入すれば、備え付けのＸ線撮影機器を有効利用できない。以下、他の実施形態として、既存のＸ線撮影機器を利用して通常のＸ線撮影と、タルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影の両方が可能なＸ線撮影装置の例を示す。
　図１６は他の実施形態に係るＸ線撮影装置２を示す側面図である。Ｘ線撮影装置２において、Ｘ線撮影装置１と同一の構成部には同一の符号を付している。図１６に示すように、Ｘ線撮影装置２は、Ｘ線源２１、被写体台１３及びＸ線検出器１６が別体構成とされている。保持部１７にはマルチスリット１２と第１格子１４及び第２格子１５が保持され、Ｘ線の照射方向（ｚ方向）にその位置関係が固定されている。本体部１８の下部には車輪が設けられており、本体部１８及び保持部１７の位置を自在に移動させることが可能である。
　Ｘ線源２１、被写体台１３、Ｘ線検出器１６は、医療施設に予め備え付けられたＸ線撮影機器である。Ｘ線源２１はｚ方向に移動可能に天井部分に設置されている。被写体台１３及びＸ線検出器１６は床に固定された保持部１３ｂ、１６ｂにそれぞれ保持されている。保持部１３ｂ、１６ｂにはそれぞれ駆動部１３ａ、１６ａが設けられており、駆動部１３ａ、１６ａにより被写体台１３及びＸ線検出器１６をｚ方向に移動させることができる。
　Ｘ線撮影装置２において、マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５は、例えば次のように構成することができる。
　Ｘ線源２１のＸ線管の焦点径：６００（μｍ）、管電圧：４０（ｋＶｐ）、付加フィルタ：アルミ１．６（ｍｍ）の条件下において、
Ｘ線源２１の焦点からマルチスリット１２までの距離ｄ１：２４０（ｍｍ）
マルチスリット１２から第１格子１４までの距離ｄ３：１６９０（ｍｍ）
マルチスリット１２から第２格子１５までの距離ｄ３＋ｄ４：１９９０（ｍｍ）
マルチスリット１２のサイズ：１０（ｍｍ四方）、スリット周期：３０（μｍ）
第１格子１４のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：４．５（μｍ）
第２格子１５のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：５．３（μｍ）
　タルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影を行う場合、図１６に示すように、まず被写体の高さ位置に合わせて被写体台１３が移動される。次に、被写体台１３から離間するようにＸ線検出器１６が移動されると、その間に第１格子１４及び第２格子１５が配置されるように、本体部１８が移動され、位置が固定される。その後、被写体台１３と第１格子１４が近接するように保持部１７の位置が移動される。さらに、第２格子１５とＸ線検出器１６が近接するように、Ｘ線検出器１６の位置が移動され、Ｘ線源２１がマルチスリット１２に近接するように、Ｘ線源２１が移動される。
　一方、通常のＸ線撮影を行う場合、図１７に示すように、本体部１８が移動されて、被写体台１３とＸ線検出器１６間から保持部１７が取り外される。通常のＸ線撮影とは吸収コントラスト法による撮影であり、被写体とＸ線検出器１６が密着した位置に配置される密着撮影である。保持部１７の除去後、被写体の高さ位置に合わせて被写体台１３が移動され、Ｘ線検出器１６は被写体台１３に密着するように移動される。
　なお、図１８に示すＸ線撮影装置３のように、撮影対象が手指等の場合、高齢の患者であっても、手指を上下方向に所定の範囲は動かすことが出来ることに鑑み、被写体台１３の位置を固定し、椅子型の昇降台１９を設けて患者の位置を移動できる構成としてもよい。この構成によれば、Ｘ線源２１や被写体台１３、Ｘ線検出器１６の位置を調整する手間が省け、保持部１７に昇降するための駆動系を設ける必要も無い。また、昇降台１９を上下に移動させてできるだけ患者の体が被写体台１３に接する領域を大きくすることにより、被写体を安定させることができる。例えば、患者が被写体である手を被写体台１３に載置した後、手だけでなく腕部分も被写体台１３に接するように昇降台１９を下げる。腕部分も載置させることで被写体台１３上の被写体（手部分）を安定させ、撮影時にぶれないように図ることができる。なお、Ｘ線撮影装置３において、Ｘ線検出器１６は保持部１７に保持することとしてもよい。
　このように、既存のＸ線源２１、被写体台１３、Ｘ線検出器１６を用いてＸ線撮影装置２、３を構成することも可能である。本実施形態の場合には、マルチスリット（移動用駆動系含む）を既存の管球側（コリメータ含む）に取付け、マルチスリットとは別ユニットとして、第１格子、第２格子、及びＸ線検出器を構成し、設置時に、当該格子ユニットの位置を管球＋マルチスリット側に対して位置調整することも可能である。この場合、一体型の大きな装置の場合、輸送時の困難性があるが、各ユニットに分別することで個々のユニットが小型化となり、輸送性が大幅に向上する。
　なお、Ｘ線撮影装置の特性、特に管球特性によっては、再構成画像の作成に用いる一連のモアレ画像（上記実施例では５ステップの撮影による５枚のモアレ画像）の各撮影間隔が数十秒～数分に及ぶことも想定される。この場合には、輝尽性蛍光体シートを内蔵したＣＲカセッテを用いた撮影も可能である。技師等の撮影者は、次の撮影が可能になるまでの間に、ＣＲカセッテを交換し、撮影済のカセッテを読取装置に装填し、読取られた画像データをコントローラ５に送信する構成とすることができる。
　１　Ｘ線撮影装置
　１１、２１　Ｘ線源
　１２　マルチスリット
　１２ａ　駆動部
　１３　被写体台
　１４　第１格子
　１５　第２格子
　１６　Ｘ線検出器
　１７　保持部
　１７ａ　緩衝部材
　１８　本体部
　５　コントローラ
　２、３　Ｘ線撮影装置（他の実施形態）
　１３ｂ　保持部
　１６ｂ　保持部
　２２　シャッター
　２２２　開口部

Claims (12)

  1. 　Ｘ線を照射するＸ線源と、
    　複数のスリットを有するマルチスリット、第１格子及び第２格子と、
    　前記マルチスリットを移動させる駆動部と、
    　被写体台と、
    　照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、を備え、
    　前記駆動部によりマルチスリットを前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に、前記第１格子及び第２格子に対して相対移動し、マルチスリットが一定周期間隔で移動する毎に、前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る処理を繰り返し、一定周期間隔のモアレ画像を複数得ることを特徴とするＸ線撮影装置。
  2. 　前記Ｘ線源、前記マルチスリット、前記被写体台、前記第１格子、前記第２格子、前記Ｘ線検出器がこの順に配置されていることを特徴とする請求項１に記載のＸ線撮影装置。
  3. 　前記第１格子及び前記第２格子は同一の保持部に保持され、Ｘ線の照射方向における前記第１格子及び前記第２格子の位置関係が固定されていることを特徴とする請求項２に記載のＸ線撮影装置。
  4. 　前記マルチスリットは、前記保持部に前記第１格子及び前記第２格子と一体的に保持され、前記第１格子及び前記第２格子とのＸ線の照射方向における位置関係が固定されていることを特徴とする請求項３に記載のＸ線撮影装置。
  5. 　前記Ｘ線検出器は、前記保持部に前記第１格子及び前記第２格子と一体的に保持され、前記第１格子及び前記第２格子とのＸ線の照射方向における位置関係が固定されていることを特徴とする請求項３又は４に記載のＸ線撮影装置。
  6. 　前記被写体台は、前記保持部に前記第１格子及び前記第２格子と一体的に保持され、前記第１格子及び前記第２格子とのＸ線の照射方向における位置関係が固定されていることを特徴とする請求項３～５の何れか一項に記載のＸ線撮影装置。
  7. 　前記被写体台は、前記マルチスリットとは別の保持部に保持されていることを特徴とする請求項１～５の何れか一項に記載のＸ線撮影装置。
  8. 　前記駆動部により一定周期毎にマルチスリットの移動と停止を繰り返し、マルチスリットが停止する毎に、前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて、前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る処理を繰り返すことを特徴とする請求項１～７の何れか一項に記載のＸ線撮影装置。
  9. 　前記駆動部によりマルチスリットを連続的に移動し、一定周期毎に前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて、前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る処理を繰り返すことを特徴とする請求項１～７の何れか一項に記載のＸ線撮影装置。
  10. 　請求項１～９の何れか一項に記載のＸ線撮影装置と、
    　前記Ｘ線撮影装置によって得られたモアレ画像を処理し、被写体の再構成画像を作成する画像処理装置と、
    　を備えることを特徴とするＸ線画像システム。
  11. 　Ｘ線を照射するＸ線源と、
    　複数のスリットを有するマルチスリット、第１格子及び第２格子と、
    　前記マルチスリットを移動させる駆動部と、
    　被写体台と、
    　照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、を備え、
    　前記駆動部によりマルチスリットを前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に、前記第１格子及び第２格子に対して相対移動し、マルチスリットが一定周期間隔で移動する毎に、前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る処理を繰り返し一定周期間隔のモアレ画像を複数得て、当該複数のモアレ画像に基づき被写体の再構成画像を生成することを特徴とするＸ線画像生成方法。
  12. 　前記Ｘ線源、前記マルチスリット、前記被写体台、前記第１格子、前記第２格子、前記Ｘ線検出器がこの順に配置されているＸ線撮影装置を用いることを特徴とする請求項１１に記載のＸ線画像生成方法。
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Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2878265A1 (en) 2013-11-29 2015-06-03 Konica Minolta, Inc. Medical imaging system
US9107638B2 (en) 2012-12-18 2015-08-18 Konica Minolta, Inc. Medical imaging system
JP2016096831A (ja) * 2014-11-18 2016-05-30 コニカミノルタ株式会社 Ｘ線撮影システム
US9510799B2 (en) 2012-06-11 2016-12-06 Konica Minolta, Inc. Medical imaging system and medical image processing apparatus
US9572541B2 (en) 2014-05-13 2017-02-21 Konica Minolta, Inc. Equivalent phantom and method of evaluating quality of X-ray talbot imaging apparatus with the same
US9855018B2 (en) 2013-04-08 2018-01-02 Konica Minolta, Inc. Diagnostic medical image system and method of introducing Talbot capturing device to diagnostic medical image system used for general capturing
US9872660B2 (en) 2014-04-08 2018-01-23 Konica Minolta, Inc. Medical diagnostic imaging system
US10085701B2 (en) 2013-07-30 2018-10-02 Konica Minolta, Inc. Medical image system and joint cartilage state score determination method
JPWO2018186296A1 (ja) * 2017-04-07 2020-02-20 コニカミノルタ株式会社 品質検査方法

Families Citing this family (39)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5493852B2 (ja) * 2007-02-21 2014-05-14 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影装置
US8848863B2 (en) * 2009-12-10 2014-09-30 Koninklijke Philips N.V. Non-parallel grating arrangement with on-the-fly phase stepping, X-ray system
CN102221565B (zh) * 2010-04-19 2013-06-12 清华大学 X射线源光栅步进成像系统与成像方法
JP5343065B2 (ja) * 2010-12-07 2013-11-13 富士フイルム株式会社 放射線撮影システム
US20150117599A1 (en) 2013-10-31 2015-04-30 Sigray, Inc. X-ray interferometric imaging system
JP6053282B2 (ja) * 2011-12-28 2016-12-27 キヤノン株式会社 撮影制御装置、放射線撮影システム及び撮影制御方法
DE102013214388B4 (de) * 2013-07-23 2023-04-20 Siemens Healthcare Gmbh Medizinisches Instrument zur Verwendung mit einer Phasenkontrastbildgebung und Röntgenaufnahmesystem mit Phasenkontrastbildgebung
US10297359B2 (en) 2013-09-19 2019-05-21 Sigray, Inc. X-ray illumination system with multiple target microstructures
US10269528B2 (en) 2013-09-19 2019-04-23 Sigray, Inc. Diverging X-ray sources using linear accumulation
US10295485B2 (en) 2013-12-05 2019-05-21 Sigray, Inc. X-ray transmission spectrometer system
WO2015066333A1 (en) * 2013-10-31 2015-05-07 Sigray, Inc. X-ray interferometric imaging system
US10304580B2 (en) 2013-10-31 2019-05-28 Sigray, Inc. Talbot X-ray microscope
USRE48612E1 (en) 2013-10-31 2021-06-29 Sigray, Inc. X-ray interferometric imaging system
JP6187298B2 (ja) * 2014-02-14 2017-08-30 コニカミノルタ株式会社 Ｘ線撮影システム及び画像処理方法
US10401309B2 (en) 2014-05-15 2019-09-03 Sigray, Inc. X-ray techniques using structured illumination
JP6369206B2 (ja) * 2014-08-06 2018-08-08 コニカミノルタ株式会社 Ｘ線撮影システム及び画像処理装置
JP2016050891A (ja) * 2014-09-01 2016-04-11 キヤノン株式会社 Ｘ線撮像装置
JP6451400B2 (ja) * 2015-02-26 2019-01-16 コニカミノルタ株式会社 画像処理システム及び画像処理装置
US10352880B2 (en) 2015-04-29 2019-07-16 Sigray, Inc. Method and apparatus for x-ray microscopy
US10295486B2 (en) 2015-08-18 2019-05-21 Sigray, Inc. Detector for X-rays with high spatial and high spectral resolution
DE102016201095A1 (de) * 2016-01-26 2017-07-27 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren und Röntgenvorrichtung zur interferometrischen Röntgenuntersuchung
JP6613988B2 (ja) * 2016-03-30 2019-12-04 コニカミノルタ株式会社 放射線撮影システム
US10660595B2 (en) * 2016-06-16 2020-05-26 Koninklijke Philips N.V. Apparatus for x-ray imaging an object
US10247683B2 (en) 2016-12-03 2019-04-02 Sigray, Inc. Material measurement techniques using multiple X-ray micro-beams
JP6937380B2 (ja) 2017-03-22 2021-09-22 シグレイ、インコーポレイテッド Ｘ線分光を実施するための方法およびｘ線吸収分光システム
US10578566B2 (en) 2018-04-03 2020-03-03 Sigray, Inc. X-ray emission spectrometer system
US10845491B2 (en) 2018-06-04 2020-11-24 Sigray, Inc. Energy-resolving x-ray detection system
JP7117452B2 (ja) 2018-07-26 2022-08-12 シグレイ、インコーポレイテッド 高輝度反射型ｘ線源
US10656105B2 (en) 2018-08-06 2020-05-19 Sigray, Inc. Talbot-lau x-ray source and interferometric system
DE112019004433T5 (de) 2018-09-04 2021-05-20 Sigray, Inc. System und verfahren für röntgenstrahlfluoreszenz mit filterung
CN112823280A (zh) 2018-09-07 2021-05-18 斯格瑞公司 用于深度可选x射线分析的系统和方法
CN114729907B (zh) 2019-09-03 2023-05-23 斯格瑞公司 用于计算机层析x射线荧光成像的系统和方法
US11175243B1 (en) 2020-02-06 2021-11-16 Sigray, Inc. X-ray dark-field in-line inspection for semiconductor samples
WO2021162947A1 (en) 2020-02-10 2021-08-19 Sigray, Inc. X-ray mirror optics with multiple hyperboloidal / hyperbolic surface profiles
DE112021002841T5 (de) 2020-05-18 2023-03-23 Sigray, Inc. System und Verfahren für Röntgenabsorptionsspektroskopie unter Verwendung eines Kristallanalysators und mehrerer Detektorelemente
DE112021004828T5 (de) 2020-09-17 2023-08-03 Sigray, Inc. System und verfahren unter verwendung von röntgenstrahlen für tiefenauflösende messtechnik und analyse
DE112021006348T5 (de) 2020-12-07 2023-09-21 Sigray, Inc. 3d-röntgenbildgebungssystem mit hohem durchsatz, das eine transmissionsröntgenquelle verwendet
US20230341340A1 (en) * 2022-04-20 2023-10-26 Arion Diagnostics, Inc. Diffractive analyzer of patient tissue
US11885755B2 (en) 2022-05-02 2024-01-30 Sigray, Inc. X-ray sequential array wavelength dispersive spectrometer

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5816216A (ja) 1981-07-22 1983-01-29 Canon Inc タルボ干渉計
WO2004058070A1 (ja) 2002-12-26 2004-07-15 Atsushi Momose X線撮像装置および撮像方法
JP2007020306A (ja) 2005-07-07 2007-01-25 Toshiba Corp 電力変換装置又は無効電力補償装置による電力系統の交流電圧制御方法
JP2007026803A (ja) 2005-07-14 2007-02-01 Toshiba Corp 燃料電池用カートリッジ及び燃料電池
JP2008018060A (ja) 2006-07-13 2008-01-31 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 診断情報生成システム、診断情報生成方法及び診断情報表示方法
WO2008102685A1 (ja) * 2007-02-21 2008-08-28 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. 放射線画像撮影装置及び放射線画像撮影システム
JP2009150875A (ja) * 2007-11-15 2009-07-09 Csem Centre Suisse D'electronique & De Microtechnique Sa 干渉計デバイス及び干渉法

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1731099A1 (en) * 2005-06-06 2006-12-13 Paul Scherrer Institut Interferometer for quantitative phase contrast imaging and tomography with an incoherent polychromatic x-ray source
DE102006037281A1 (de) * 2006-02-01 2007-08-09 Siemens Ag Röntgenoptisches Durchstrahlungsgitter einer Fokus-Detektor-Anordnung einer Röntgenapparatur zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Phasenkontrastaufnahmen von einem Untersuchungsobjekt
DE102006017290B4 (de) 2006-02-01 2017-06-22 Siemens Healthcare Gmbh Fokus/Detektor-System einer Röntgenapparatur, Röntgen-System und Verfahren zur Erzeugung von Phasenkontrastaufnahmen
JP2007268033A (ja) 2006-03-31 2007-10-18 Konica Minolta Medical & Graphic Inc Ｘ線撮影システム及びｘ線撮影方法
JP2008200359A (ja) * 2007-02-21 2008-09-04 Konica Minolta Medical & Graphic Inc Ｘ線撮影システム
JP2008200360A (ja) * 2007-02-21 2008-09-04 Konica Minolta Medical & Graphic Inc Ｘ線撮影システム

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5816216A (ja) 1981-07-22 1983-01-29 Canon Inc タルボ干渉計
WO2004058070A1 (ja) 2002-12-26 2004-07-15 Atsushi Momose X線撮像装置および撮像方法
JP2007020306A (ja) 2005-07-07 2007-01-25 Toshiba Corp 電力変換装置又は無効電力補償装置による電力系統の交流電圧制御方法
JP2007026803A (ja) 2005-07-14 2007-02-01 Toshiba Corp 燃料電池用カートリッジ及び燃料電池
JP2008018060A (ja) 2006-07-13 2008-01-31 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 診断情報生成システム、診断情報生成方法及び診断情報表示方法
WO2008102685A1 (ja) * 2007-02-21 2008-08-28 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. 放射線画像撮影装置及び放射線画像撮影システム
JP2009150875A (ja) * 2007-11-15 2009-07-09 Csem Centre Suisse D'electronique & De Microtechnique Sa 干渉計デバイス及び干渉法

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
A MOMOSE; W. YASHIRO; Y. TAKEDA; Y. SUZUKI; T. HATTORI: "Phase Tomography by X-ray Talbot Interferometry for biological imaging", JPN. J. APPL. PHYS., vol. 45, 2006, pages 5254 - 5262, XP002444795, DOI: doi:10.1143/JJAP.45.5254
K. HIBINO; B. F. OREB; D. I. FARRANT: "Phase shifting for nonsinusoidal wave forms with phase-shift errors", J. OPT. SOC. AM. A, vol. 12, 1995, pages 761 - 768
See also references of EP2478842A4 *

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9510799B2 (en) 2012-06-11 2016-12-06 Konica Minolta, Inc. Medical imaging system and medical image processing apparatus
US9107638B2 (en) 2012-12-18 2015-08-18 Konica Minolta, Inc. Medical imaging system
US9855018B2 (en) 2013-04-08 2018-01-02 Konica Minolta, Inc. Diagnostic medical image system and method of introducing Talbot capturing device to diagnostic medical image system used for general capturing
US10085701B2 (en) 2013-07-30 2018-10-02 Konica Minolta, Inc. Medical image system and joint cartilage state score determination method
EP2878265A1 (en) 2013-11-29 2015-06-03 Konica Minolta, Inc. Medical imaging system
US9629600B2 (en) 2013-11-29 2017-04-25 Konica Minolta, Inc. Medical imaging system
US9872660B2 (en) 2014-04-08 2018-01-23 Konica Minolta, Inc. Medical diagnostic imaging system
US9572541B2 (en) 2014-05-13 2017-02-21 Konica Minolta, Inc. Equivalent phantom and method of evaluating quality of X-ray talbot imaging apparatus with the same
JP2016096831A (ja) * 2014-11-18 2016-05-30 コニカミノルタ株式会社 Ｘ線撮影システム
JPWO2018186296A1 (ja) * 2017-04-07 2020-02-20 コニカミノルタ株式会社 品質検査方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP2478842A1 (en) 2012-07-25
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US9025725B2 (en) 2015-05-05
US20120224670A1 (en) 2012-09-06
JPWO2011033798A1 (ja) 2013-02-07

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