WO2012056992A1 - 放射線画像検出装置、放射線撮影装置、放射線撮影システム - Google Patents

放射線画像検出装置、放射線撮影装置、放射線撮影システム Download PDF

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WO2012056992A1
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radiation
ray
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absorption
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裕康 石井
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富士フイルム株式会社
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    • G21K—TECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • 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 a radiation image detection apparatus, a radiation imaging apparatus, and a radiation imaging system.
  • X-rays are used as a probe for seeing through the inside of a subject because they have characteristics such as attenuation depending on the atomic numbers of elements constituting the substance and the density and thickness of the substance.
  • X-ray imaging is widely used in fields such as medical diagnosis and non-destructive inspection.
  • a subject is placed between an X-ray source that emits X-rays and an X-ray image detector that detects X-rays, and a transmission image of the subject is captured.
  • each X-ray emitted from the X-ray source toward the X-ray image detector is caused by a difference in characteristics (atomic number, density, thickness) of the substance existing on the path to the X-ray image detector.
  • the X-ray absorption image of the subject is detected and imaged by the X-ray image detector.
  • a flat panel detector FPD: Flat Panel Detector
  • a semiconductor circuit is widely used in addition to a combination of an X-ray intensifying screen and a film and a stimulable phosphor.
  • the X-ray absorption ability is lower as a substance composed of an element having a smaller atomic number, a problem that a sufficient softness (contrast) of an X-ray absorption image cannot be obtained with a soft tissue or a soft material of a living body.
  • a sufficient softness (contrast) of an X-ray absorption image cannot be obtained with a soft tissue or a soft material of a living body.
  • most of the components of the cartilage part constituting the joint of the human body and the joint fluid in the vicinity thereof are water, and there is little difference in the amount of X-ray absorption between them, so that it is difficult to obtain a difference in light and shade.
  • an X-ray phase for obtaining an image (hereinafter referred to as a phase contrast image) based on an X-ray phase change (angle change) by an object instead of an X-ray intensity change by an object.
  • Imaging research is actively conducted.
  • a first diffraction grating phase type grating or absorption type grating
  • a specific distance Talbot interference distance determined by the grating pitch of the first diffraction grating and the X-ray wavelength.
  • the second diffraction grating (absorption type grating) is disposed only downstream, and the X-ray image detector is disposed behind the second diffraction grating.
  • the Talbot interference distance is a distance at which X-rays that have passed through the first diffraction grating form a self-image due to the Talbot interference effect, and this self-image is between the X-ray source and the first diffraction grating. It is modulated by the interaction (phase change) between the arranged subject and the X-ray.
  • the X-ray Talbot interferometer detects moiré fringes generated by superimposing the first image of the first diffraction grating and the second diffraction grating, and obtains subject phase information by analyzing changes in the moiré fringes caused by the subject.
  • a fringe scanning method is known. According to this fringe scanning method, the second diffraction grating is substantially parallel to the surface of the first diffraction grating with respect to the first diffraction grating and substantially in the grating direction (strip direction) of the first diffraction grating.
  • a distribution (differential image of phase shift) is obtained, and a phase contrast image of the subject can be obtained based on this angular distribution.
  • the X-ray phase imaging is to observe the phase change of the X-ray caused by the subject, and observing the phase change is the change of the optical path of the X-ray caused by the subject, that is, the refraction of the X-ray. Is equivalent to observing
  • a physical phenomenon for example, Compton scattering or Rayleigh scattering
  • These phenomena deteriorate the signal of each pixel caused by the phase change based on the refraction of X-rays.
  • an attempt is made to remove scattered radiation using a second diffraction grating formed with a high aspect ratio.
  • the grating for removing scattered radiation is preferably a two-dimensional grating in which X-ray shielding portions are arranged vertically and horizontally, but the structure becomes complicated.
  • a metal foil having a thickness of about several millimeters in the thickness direction is generally used for the X-ray shielding portion of the normal scattering removal grating, but the thickness direction of the X-ray shielding portion of the second diffraction grating is generally 100 ⁇ m.
  • about gold or the like is used, there is a possibility that the scattering removal performance is insufficient.
  • the second diffraction grating typically needs to be formed with a pitch on the order of ⁇ m, the second diffraction grating is thick enough to remove or reduce scattered radiation and has a high X-ray shielding portion. It is very difficult to configure with a two-dimensional grid of aspect ratio.
  • the present invention has been made in view of the above-described circumstances, and in phase imaging using radiation such as X-rays, the scattered radiation is effectively removed or reduced using a scattering removal grating in which radiation shielding portions are arranged one-dimensionally.
  • the object is to improve the image quality of the obtained radiation phase contrast image.
  • a first grating, a grating pattern having a period substantially matching a pattern period of a striped radiation image formed by radiation that has passed through the first grating, and the radiation image masked by the grating pattern A radiation image detector for detecting the radiation image, a plurality of radiation shielding portions extending in a predetermined direction and arranged at intervals, and a scatter removal grating for removing scattered radiation incident on the radiation image detector, A radiation image detecting device, wherein an angle formed between an arrangement direction of the plurality of radiation shielding portions of the scattering removal grating and a pitch direction of the grating pattern is 0 ° or more and less than 90 °.
  • the angle formed by the arrangement direction of the plurality of radiation shielding parts of the scattering removal grating and the pitch direction of the grating pattern is 0 ° or more and less than 90 °, and the radiation shielding parts are arranged in a one-dimensional manner. Even with the removal grating, it is possible to effectively remove or reduce a scattering component unnecessary for phase imaging by radiation. Thereby, the image quality of the obtained radiation phase contrast image can be improved.
  • FIG. 1 shows a configuration of an example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention
  • FIG. 2 shows a control block of the radiation imaging system of FIG.
  • the X-ray imaging system 10 is an X-ray diagnostic apparatus that images a subject (patient) H in a standing position, and is disposed opposite to the X-ray source 11 that emits X-rays to the subject H, and the X-ray source 11.
  • An imaging unit 12 that detects X-rays transmitted through the subject H from the X-ray source 11 and generates image data, and controls the exposure operation of the X-ray source 11 and the imaging operation of the imaging unit 12 based on the operation of the operator.
  • it is roughly divided into a console 13 that generates a phase contrast image by calculating the image data acquired by the photographing unit 12.
  • the X-ray source 11 is held movably in the vertical direction (x direction) by an X-ray source holding device 14 suspended from the ceiling.
  • the photographing unit 12 is held by a standing stand 15 installed on the floor so as to be movable in the vertical direction.
  • the X-ray source 11 is emitted from the X-ray tube 18 that generates X-rays according to the high voltage applied from the high voltage generator 16, and the X-ray tube 18.
  • the X-ray includes a collimator unit 19 including a movable collimator 19a that limits an irradiation field so as to shield a portion that does not contribute to the inspection area of the subject H.
  • the X-ray tube 18 is of an anode rotating type, and emits an electron beam from a filament (not shown) as an electron emission source (cathode) and collides with a rotating anode 18a rotating at a predetermined speed, thereby causing X-rays. Is generated. The colliding portion of the rotating anode 18a with the electron beam becomes the X-ray focal point 18b.
  • the X-ray source holding device 14 includes a carriage portion 14a configured to be movable in a horizontal direction (z direction) by a ceiling rail (not shown) installed on the ceiling, and a plurality of support column portions 14b connected in the vertical direction. It consists of.
  • a motor (not shown) that changes the position of the X-ray source 11 in the vertical direction is provided on the carriage unit 14 a by expanding and contracting the column unit 14 b.
  • the standing stand 15 includes a main body 15a installed on the floor, and a holding portion 15b that holds the photographing unit 12 is attached to be movable in the vertical direction.
  • the holding portion 15b is connected to an endless belt 15d that is suspended between two pulleys 15c that are spaced apart in the vertical direction, and is driven by a motor (not shown) that rotates the pulley 15c.
  • the driving of the motor is controlled by the control device 20 of the console 13 described later based on the setting operation by the operator.
  • the standing stand 15 is provided with a position sensor (not shown) such as a potentiometer that detects the position of the photographing unit 12 in the vertical direction by measuring the movement amount of the pulley 15c or the endless belt 15d. .
  • the detection value of this position sensor is supplied to the X-ray source holding device 14 by a cable or the like.
  • the X-ray source holding device 14 moves the X-ray source 11 so as to follow the vertical movement of the imaging unit 12 by expanding and contracting the support column 14 b based on the supplied detection value.
  • the console 13 is provided with a control device 20 comprising a CPU, ROM, RAM and the like.
  • the control device 20 includes an input device 21 through which an operator inputs an imaging instruction and the content of the instruction, an arithmetic processing unit 22 that performs arithmetic processing on the image data acquired by the imaging unit 12 and generates an X-ray image, and X A storage unit 23 for storing line images, a monitor 24 for displaying X-ray images and the like, and an interface (I / F) 25 connected to each unit of the X-ray imaging system 10 are connected via a bus 26. .
  • the input device 21 for example, a switch, a touch panel, a mouse, a keyboard, or the like can be used.
  • X-ray imaging conditions such as X-ray tube voltage and X-ray irradiation time, imaging timing, etc. Is entered.
  • the monitor 24 includes a liquid crystal display or the like, and displays characters such as X-ray imaging conditions and X-ray images under the control of the control device 20.
  • the imaging unit 12 includes a flat panel detector (FPD) 30 made of a semiconductor circuit, a first absorption type grating 31 and a second absorption type for detecting phase change (angle change) of X-rays by the subject H and performing phase imaging.
  • FPD flat panel detector
  • the absorption type grating 32 and the scatter removal grating 34 for removing scattered radiation are provided.
  • the FPD 30 is arranged so that the detection surface is orthogonal to the optical axis A of the X-rays emitted from the X-ray source 11.
  • the first and second absorption gratings 31 and 32 and the scattering removal grating 34 are disposed between the FPD 30 and the X-ray source 11.
  • the imaging unit 12 changes the relative positional relationship of the second absorption type grating 32 with respect to the first absorption type grating 31 by translating the second absorption type grating 32 in the vertical direction (x direction).
  • a scanning mechanism 33 is provided.
  • the scanning mechanism 33 is configured by an actuator such as a piezoelectric element, for example.
  • FIG. 3 shows a configuration of a radiation image detector included in the radiation imaging system of FIG.
  • the FPD 30 as a radiological image detector includes an image receiving unit 41 in which a plurality of pixels 40 that convert X-rays into electric charges and store them in a two-dimensional array on an active matrix substrate, and an electric charge received from the image receiving unit 41.
  • a scanning circuit 42 that controls the readout timing, a readout circuit 43 that reads out the charges accumulated in each pixel 40, converts the charges into image data and stores them, and performs arithmetic processing on the image data via the I / F 25 of the console 13.
  • the scanning circuit 42 and each pixel 40 are connected by a scanning line 45 for each row, and the readout circuit 43 and each pixel 40 are connected by a signal line 46 for each column.
  • Each pixel 40 directly converts X-rays into electric charges by a conversion layer (not shown) such as amorphous selenium, and stores the converted electric charges in a capacitor (not shown) connected to an electrode below the conversion layer. It can be configured as a direct conversion type element.
  • a TFT switch (not shown) is connected to each pixel 40, and the gate electrode of the TFT switch is connected to the scanning line 45, the source electrode is connected to the capacitor, and the drain electrode is connected to the signal line 46. When the TFT switch is turned on by the drive pulse from the scanning circuit 42, the charge accumulated in the capacitor is read out to the signal line 46.
  • Each pixel 40 converts X-rays into visible light once with a scintillator (not shown) made of gadolinium oxide (Gd 2 O 3 ), cesium iodide (CsI), or the like, and converts the converted visible light into a photodiode. It is also possible to configure as an indirect conversion type X-ray detection element that converts the charges into charges (not shown) and accumulates them.
  • the X-ray image detector is not limited to an FPD based on a TFT panel, and various X-ray image detectors based on a solid-state imaging device such as a CCD sensor or a CMOS sensor can also be used.
  • the readout circuit 43 includes an integration amplifier circuit, an A / D converter, a correction circuit, and an image memory (all not shown).
  • the integrating amplifier circuit integrates the charges output from each pixel 40 via the signal line 46, converts them into a voltage signal (image signal), and inputs it to the A / D converter.
  • the A / D converter converts the input image signal into digital image data and inputs the digital image data to the correction circuit.
  • the correction circuit performs offset correction, gain correction, and linearity correction on the image data, and stores the corrected image data in the image memory.
  • correction processing by the correction circuit correction of X-ray exposure amount and exposure distribution (so-called shading) and pattern noise depending on FPD 30 control conditions (drive frequency and readout period) (for example, leak signal of TFT switch) May be included.
  • 4 and 5 show an imaging unit of the radiation imaging system of FIG.
  • the first absorption-type grating 31 includes a substrate 31a and a plurality of X-ray shielding portions 31b arranged on the substrate 31a.
  • the second absorption type grating 32 includes a substrate 32a and a plurality of X-ray shielding portions 32b arranged on the substrate 32a.
  • the substrates 31a and 32a are both made of an X-ray transparent member such as glass that transmits X-rays.
  • Each of the X-ray shielding portions 31b and 32b is in one direction in a plane orthogonal to the optical axis A of the X-rays emitted from the X-ray source 11 (in the illustrated example, the y direction orthogonal to the x direction and the z direction). It is comprised by the linear member extended
  • a material of each X-ray shielding part 31b, 32b a material excellent in X-ray absorption is preferable, and for example, a heavy metal such as gold or platinum is preferable.
  • These X-ray shielding portions 31b and 32b can be formed by a metal plating method or a vapor deposition method.
  • X-ray shielding portion 31b is in a plane perpendicular to the optical axis A of the X-ray, at a predetermined period p 1 in a direction (x-direction) orthogonal to the one direction, are arranged at a predetermined interval d 1 from each other ing.
  • X-ray shielding portion 32b in the plane orthogonal to the optical axis A of the X-ray, at a predetermined period p 2 in a direction (x-direction) orthogonal to the one direction, at a predetermined interval d 2 from each other Are arranged.
  • the first and second absorption gratings 31 and 32 do not give a phase difference to incident X-rays but give an intensity difference, they are also called amplitude gratings.
  • the slit portions may not be voids, and the voids may be filled with an X-ray low-absorbing material such as a polymer or a light metal.
  • the first and second absorption gratings 31 and 32 are configured to geometrically project the X-rays that have passed through the slit portion regardless of the presence or absence of the Talbot interference effect. Specifically, by setting the distances d 1 and d 2 to a value sufficiently larger than the peak wavelength of X-rays emitted from the X-ray source 11, most of the X-rays included in the irradiated X-rays are slit at the slit portion. It is configured to pass through without being diffracted while maintaining straightness. For example, when tungsten is used as the rotary anode 18a described above and the tube voltage is 50 kV, the peak wavelength of the X-ray is about 0.4 mm. In this case, if the distances d 1 and d 2 are about 1 to 10 ⁇ m, most of the X-rays are geometrically projected without being diffracted at the slit portion.
  • the X-ray emitted from the X-ray source 11 is not a parallel beam but a cone beam having the X-ray focal point 18b as a light emission point, and therefore a projected image projected through the first absorption grating 31 (hereinafter referred to as a projection image).
  • the projection image is referred to as a G1 image) and is enlarged in proportion to the distance from the X-ray focal point 18b.
  • the grating pitch p 2 of the second absorption type grating 32 is determined so that the slit portion substantially coincides with the periodic pattern of the bright part of the G1 image at the position of the second absorption type grating 32.
  • the grating pitch p 2 is determined so as to satisfy the relationship of the following formula (1).
  • the distance L 2 from the first absorption type grating 31 to the second absorption type grating 32 is limited to the Talbot interference distance determined by the grating pitch of the first diffraction grating and the X-ray wavelength.
  • the imaging unit 12 of the present X-ray imaging system 10 has a configuration in which the first absorption grating 31 projects incident X-rays without diffracting, and the G1 image of the first absorption grating 31 is the first. because at every position of the rear absorption type grating 31 similarly obtained, the distance L 2, can be set independently of the Talbot distance.
  • the imaging unit 12 does not constitute a Talbot interferometer, but the Talbot interference distance Z when it is assumed that X-rays are diffracted by the first absorption type grating 31 is the first absorption type grating.
  • the grating pitch p 1 of 31, the grating pitch p 2, X-ray wavelength of the second absorption-type grating 32 (peak wavelength) lambda, and using the positive integer m, is expressed by the following equation (2).
  • Expression (2) is an expression that represents the Talbot interference distance when the X-ray irradiated from the X-ray source 11 is a cone beam. “Atsushi Momose, et al., Japan Journal of Applied Physics, Vol. 47, No. 10, October 2008, page 8077 ”.
  • Talbot distance Z by the following equation (4) and in the case of X-rays emitted from the X-ray source 11 can be regarded as substantially parallel beams, the distance L 2, the value of the range that satisfies the following equation (5) Set to.
  • the X-ray shielding portions 31b and 32b preferably completely shield (absorb) X-rays in order to generate a periodic pattern image with high contrast, but the above-described materials (gold, platinum) having excellent X-ray absorption properties Etc.), there are not a few X-rays that are transmitted without being absorbed. Therefore, in order to enhance the shielding of the X-rays, the X-ray shielding portion 31b, the respective thicknesses h 1, h 2 of 32b, it is preferable to increase the thickness much as possible. For example, when the tube voltage of the X-ray tube 18 is 50 kV, it is preferable to shield 90% or more of the irradiated X-rays. In this case, the thicknesses h 1 and h 2 are 30 ⁇ m or more in terms of gold (Au). It is preferable that
  • the thicknesses h 1 and h 2 of the X-ray shielding portions 31b and 32b are made too thick, X-rays that enter obliquely do not easily pass through the slit portion, so-called vignetting occurs, and the X-ray shielding portions 31b and 32b There is a problem that the effective visual field in the direction (x direction) perpendicular to the stretching direction (strand direction) of the film becomes narrow. Therefore, in view of the field of view secured to define the upper limit of the thickness h 1, h 2.
  • the effective visual field length V in the x direction is 10 cm.
  • the thickness h 1 may be 100 ⁇ m or less and the thickness h 2 may be 120 ⁇ m or less.
  • the scattering removal grating 34 includes a plurality of X-ray shielding portions 34a and a plurality of X-ray transmission portions 34b.
  • the X-ray shielding part 34a is composed of a strip-shaped member extending in one direction (y direction in the illustrated example) in a plane perpendicular to the optical axis A of the X-rays emitted from the X-ray source 11.
  • a material of the X-ray shielding part 34a a material excellent in X-ray absorption is preferable.
  • a metal foil such as lead, copper, or tungsten is used.
  • the X-ray shielding portions 34a are arranged at intervals in a direction (x direction) orthogonal to the one direction in a plane orthogonal to the optical axis A of X-rays.
  • the X-ray transmission part 34b is provided so as to fill a space between adjacent X-ray shielding parts 34a.
  • a material of the X-ray transmission part 34b an X-ray low absorption material is preferable, for example, a polymer, a light metal, or the like is used.
  • the scatter removal grating 34 is downstream of the subject H, and among the X-rays scattered by the subject H (hereinafter referred to as scattered rays), the component in the arrangement direction (x direction) of the X-ray shielding unit 34a is arranged in the traveling direction. Remove or reduce scattered radiation.
  • the scattering removal grating 34 is disposed between the second absorption type grating 32 and the FPD 30. In this case, the scattered radiation generated in the first absorption type grating 31 and the second absorption type grating 32 can also be removed or reduced.
  • the scattering removal grating 34 is: It can also be arranged between the subject H and the first absorption type grating 31 or between the first absorption type grating 31 and the second absorption type grating 32.
  • the scatter removal grating 34 is parallel to the optical axis A of the X-rays irradiated from the X-ray source 11 in the cross section along the direction (x direction) in which the X-ray shields 34 a are arranged.
  • a so-called parallel grid may be used, it is preferable to use a so-called focusing grid in which the extension of each of the X-ray shielding portions 34a is focused on the radiation focus as in the illustrated example. According to this, it is possible to make it difficult to generate so-called vignetting for X-rays that travel substantially along the radiation direction from the X-ray source 11 without being scattered by the subject H.
  • the phase change (angle change) of the X-rays refracted by the subject H is typically several ⁇ rad, and the refracted X-rays travel substantially along the radiation direction from the X-ray source 11.
  • an intensity-modulated image is formed by superimposing the G1 image of the first absorption-type grating 31 and the second absorption-type grating 32 and is captured by the FPD 30.
  • the scattered light due to the subject or the like is removed or reduced by the scattering removal grating 34, thereby preventing the contrast of the intensity-modulated image to be picked up from being lowered.
  • the pattern period p 1 ′ of the G1 image at the position of the second absorption grating 32 and the substantial grating pitch p 2 ′ (substantial pitch after production) of the second absorption grating 32 are manufacturing errors. Some differences occur due to or placement errors. Among these, the arrangement error means that the substantial pitch in the x direction changes due to the relative inclination and rotation of the first and second absorption gratings 31 and 32 and the distance between the two changes. I mean.
  • the period T of the moire fringes is expressed by the following equation (8).
  • the arrangement pitch P of the pixels 40 in the x direction needs to satisfy at least the following expression (9), and further preferably satisfies the following expression (10) (here , N is a positive integer).
  • Equation (9) means that the arrangement pitch P is not an integral multiple of the moire period T, and it is possible in principle to detect moire fringes even when n ⁇ 2.
  • Expression (10) means that the arrangement pitch P is made smaller than the moire period T.
  • the arrangement pitch P of the pixels 40 of the FPD 30 is a value determined by design (generally about 100 ⁇ m) and is difficult to change, the magnitude relationship between the arrangement pitch P and the moire period T is adjusted. Adjusts the positions of the first and second absorption gratings 31 and 32 and changes the moire period T by changing at least one of the pattern period p 1 ′ and the grating pitch p 2 ′ of the G1 image. It is preferable to do.
  • FIG. 6 shows a method of changing the moire cycle T.
  • the moire period T can be changed by relatively rotating one of the first and second absorption gratings 31 and 32 around the optical axis A.
  • a relative rotation mechanism 50 that rotates the second absorption grating 32 relative to the first absorption grating 31 relative to the optical axis A is provided.
  • the substantial grating pitch in the x direction changes from “p 2 ′” ⁇ “p 2 ′ / cos ⁇ ”.
  • the moire cycle T changes (FIG. 6A).
  • the change of the moire period T is such that either one of the first and second absorption type gratings 31 and 32 is relatively centered about an axis perpendicular to the optical axis A and along the y direction. It can be performed by inclining.
  • a relative tilt mechanism 51 that tilts the second absorption type grating 32 relative to the first absorption type grating 31 about an axis perpendicular to the optical axis A and along the y direction is provided.
  • the second absorption type grating 32 is inclined by the angle ⁇ by the relative inclination mechanism 51, the substantial lattice pitch in the x direction changes from “p 2 ′” ⁇ “p 2 ′ ⁇ cos ⁇ ”.
  • the moire cycle T changes (FIG. 6B).
  • the moire period T can be changed by relatively moving one of the first and second absorption gratings 31 and 32 along the direction of the optical axis A.
  • the second absorption type grating 32 is changed so as to change the distance L 2 between the first absorption type grating 31 and the second absorption type grating 32.
  • a relative movement mechanism 52 that relatively moves along the direction of the optical axis A is provided.
  • the G1 image of the first absorption type grating 31 projected onto the position of the second absorption type grating 32.
  • the pattern period of “p 1 ′” ⁇ “p 1 ′ ⁇ (L 1 + L 2 + ⁇ ) / (L 1 + L 2 )” changes, and as a result, the moire period T changes (FIG. 6C).
  • imaging unit 12 is not the Talbot interferometer as described above, since the distance L 2 can be freely set, moire by changing the distance L 2 as relative movement mechanism 52 A mechanism for changing the period T can be suitably employed.
  • the change mechanism (relative rotation mechanism 50, relative tilt mechanism 51, and relative movement mechanism 52) of the first and second absorption gratings 31 and 32 for changing the moiré period T is constituted by an actuator such as a piezoelectric element. Is possible.
  • the moire fringes detected by the FPD 30 are modulated by the subject H.
  • This modulation amount is proportional to the angle of the X-ray deflected by the refraction effect by the subject H. Therefore, the phase contrast image of the subject H can be generated by analyzing the moire fringes detected by the FPD 30.
  • FIG. 7 shows one X-ray refracted according to the phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H in the x direction.
  • the illustration of the scattering removal grating is omitted.
  • Reference numeral 55 indicates an X-ray path that travels straight when the subject H is not present. The X-ray that travels along the path 55 passes through the first and second absorption gratings 31 and 32 and enters the FPD 30. To do.
  • Reference numeral 56 indicates an X-ray path refracted and deflected by the subject H when the subject H exists. X-rays traveling along this path 56 are shielded by the second absorption type grating 32 after passing through the first absorption type grating 31.
  • phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H is expressed by the following equation (11), where n (x, z) is the refractive index distribution of the subject H, and z is the direction in which the X-ray travels.
  • the G1 image projected from the first absorptive grating 31 to the position of the second absorptive grating 32 is displaced in the x direction by an amount corresponding to the refraction angle ⁇ due to refraction of X-rays at the subject H. become.
  • This amount of displacement ⁇ x is approximately expressed by the following equation (12) based on the small X-ray refraction angle ⁇ .
  • the refraction angle ⁇ is expressed by Expression (13) using the X-ray wavelength ⁇ and the phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H.
  • the displacement amount ⁇ x of the G1 image due to the refraction of X-rays at the subject H is related to the phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H.
  • the amount of displacement ⁇ x is expressed by the following equation with the phase shift amount ⁇ of the signal output from each pixel 40 of the FPD 30 (the phase shift amount of the signal of each pixel 40 with and without the subject H): It is related as shown in (14).
  • phase shift amount ⁇ of the signal of each pixel 40 the refraction angle ⁇ is obtained from the equation (14), and the differential amount of the phase shift distribution ⁇ (x) is obtained using the equation (13).
  • a phase shift distribution ⁇ (x) of the subject H that is, a phase contrast image of the subject H can be generated.
  • the phase shift amount ⁇ is calculated using a fringe scanning method described below.
  • the fringe scanning method imaging is performed while one of the first and second absorption type gratings 31 and 32 is translated in a stepwise manner relative to the other in the x direction (that is, the phase of both grating periods is changed). Shoot while changing).
  • the second absorption type grating 32 is moved by the scanning mechanism 33 described above, but the first absorption type grating 31 may be moved.
  • the moire fringes move, and the translation distance (the amount of movement in the x direction) is one period of the grating period of the second absorption type grating 32 (grating pitch p 2 ). (Ie, when the phase change reaches 2 ⁇ ), the moire fringes return to their original positions.
  • a fringe image is photographed with the FPD 30 while moving the second absorption grating 32 by an integer of the grating pitch p 2 , and each pixel 40 is captured from the plural fringe images photographed.
  • the signal is acquired and processed by the processing unit 22 to obtain the phase shift amount ⁇ of the signal of each pixel 40.
  • FIG. 8 schematically shows how the second absorption grating 32 is moved by the scanning pitch (p 2 / M) obtained by dividing the grating pitch p 2 into M (an integer of 2 or more).
  • the initial position of the second absorption grating 32 is the same as the dark part of the G1 image at the position of the second absorption grating 32 when the subject H is not present.
  • x is a coordinate in the x direction of the pixel 40
  • a 0 is the intensity of the incident X-ray
  • An is a value corresponding to the contrast of the signal value of the pixel 40 (where n is a positive value). Is an integer).
  • ⁇ (x) represents the refraction angle ⁇ as a function of the coordinate x of the pixel 40.
  • arg [] means the extraction of the declination, and corresponds to the phase shift amount ⁇ of the signal of each pixel 40. Accordingly, the refraction angle ⁇ (x) is obtained by calculating the phase shift amount ⁇ of the signal of each pixel 40 from the M signal values obtained at each pixel 40 based on the equation (17).
  • FIG. 9 shows a signal of one pixel of the radiation image detector that changes with the fringe scanning.
  • the M signal values obtained in each pixel 40 periodically change with a period of the grating pitch p 2 with respect to the position k of the second absorption grating 32.
  • a broken line in FIG. 9 indicates a change in signal value when the subject H does not exist, and a solid line in FIG. 9 indicates a change in signal value when the subject H exists.
  • the phase difference between the two waveforms corresponds to the phase shift amount ⁇ of the signal of each pixel 40.
  • the phase shift is obtained by integrating the refraction angle ⁇ (x) along the x-axis.
  • a distribution ⁇ (x) is obtained.
  • the y coordinate in the y direction of the pixel 40 is not taken into consideration. However, by performing the same calculation for each y coordinate, a two-dimensional phase shift distribution ⁇ (x , Y).
  • the above calculation is performed by the calculation processing unit 22, and the calculation processing unit 22 stores the phase contrast image in the storage unit 23.
  • the refraction angle ⁇ (x) is integrated along the x direction. Then, the refraction angle ⁇ (x) is obtained based on the phase shift amount ⁇ of the signal of each pixel 40, and the phase shift amount ⁇ in the first and second absorption gratings 31 and 32 as described above.
  • the second absorption-type grating 32 is scanned in the x direction, which is the arrangement direction of the X-ray shielding portions 31b, 32b, and imaging is performed when each of the second absorption-type gratings 32 is at each scanning position. It is obtained from a plurality of signal values obtained.
  • the phase shift distribution ⁇ (x) is based on the X-ray refraction component in the x direction that is the arrangement direction of the X-ray shielding portions 31b and 32b in the first and second absorption gratings 31 and 32. Therefore, the scattered radiation including the x-direction component in the traveling direction, particularly the scattered radiation traveling in the x-direction, has a relatively large influence on the phase shift distribution ⁇ (x).
  • the scatter removal grating 34 the plurality of X-ray shielding portions 34 a are arranged in the x direction, and the arrangement direction of the X-ray shielding portions 34 a is parallel to the arrangement direction of the X-ray shielding portions 32 b in the second absorption type grating 32. (0 °). Therefore, the scatter removal grating 34 can effectively remove or reduce the scattered radiation including the component in the x direction in the traveling direction, particularly the scattered radiation traveling in the x direction. Thereby, the X-ray X-ray refraction component for obtaining the phase shift distribution ⁇ (x) can be extracted, and the phase shift distribution ⁇ (x) can be obtained with high accuracy.
  • the scattering direction of the scattering removal grating 34 is such that the arrangement direction of the X-ray shielding portions 34a is X in the second absorption type grating 32. You may arrange
  • the scattering removal grating 34 is arranged so that the arrangement direction of the X-ray shielding part 34a is orthogonal to the arrangement direction of the X-ray shielding part 32b in the second absorption type grating 32, the phase shift distribution ⁇ (x)
  • the removal of the scattered radiation traveling in the x-direction having the greatest influence depends only on the second absorption type grating 32 that is inferior to the scattering removal grating 34 in terms of the scattering removal ability.
  • the angle formed by the arrangement direction of the plurality of X-ray shielding portions 34a in the scattering removal grating 34 and the arrangement direction (x direction) of the X-ray shielding portions 32b in the second absorption type grating 32 is 0 ° or more and 90 °. Is less than 0, preferably 0 °.
  • X-rays of an object including the subject H upstream from the second absorption grating 32 can be obtained. Refraction is observed. Therefore, scattering removal is performed upstream of the second absorption type grating 32 (for example, between the subject H and the first absorption type grating 31 or between the first absorption type grating 31 and the second absorption type grating 32). If a grating is present, X-ray refraction at the scattering removal grating is observed without distinction from X-ray refraction at the subject H.
  • X-ray refraction occurs remarkably in regions where the optical distances through which X-rays pass are different, particularly at the edges of the transmitting objects. May be detected.
  • the scattering removal grating 34 is disposed between the second absorption grating 32 and the FPD 30, that is, downstream of the second absorption grating 32. Therefore, refraction at the scatter removal grating 34 is not observed, that is, refraction at the scatter removal grating 34 is a phase shift amount of a series of signals of each pixel 40 obtained by scanning the second absorption type grating 32. Does not affect ⁇ . Thereby, it is possible to prevent the unevenness on the surface of the scattering removal grating 34 from appearing as a shadow on the X-ray phase contrast image.
  • scattering removal is performed in order to prevent the X-ray shielding portion of the scattering removal grating from appearing in the image.
  • the grating is moved during X-ray irradiation.
  • the scatter removal grating 34 may be similarly moved during X-ray irradiation.
  • the scatter removal grating 34 is stationary at least during X-ray irradiation. Is done.
  • the above-described fringe scanning and phase contrast image generation processing is automatically performed after the imaging instruction is given by the operator from the input device 21, and the respective units are linked and operated based on the control of the control device 20.
  • the phase contrast image of the subject H is displayed on the monitor 24.
  • the arrangement direction of the plurality of X-ray shielding parts 34 a of the scattering removal grating 34 and the plurality of X-ray shielding parts 32 b of the second absorption type grating 32 are arranged. Even if the angle formed with the arrangement direction is 0 ° or more and less than 90 °, and the scatter removal grating 34 in which the X-ray shielding portion is arranged in one dimension, the scatter component unnecessary for phase imaging by radiation is effectively removed. Alternatively, it can be reduced. Thereby, the image quality of the obtained X-ray phase contrast image can be improved.
  • the distance L 2 from the first absorption type grating 31 to the second absorption type grating 32 can be set to an arbitrary value, and the distance L 2 is smaller than the minimum Talbot interference distance in the Talbot interferometer. Since it can be set, the photographing unit 12 can be downsized (thinned).
  • the above-described X-ray imaging system 10 calculates the refraction angle ⁇ by performing fringe scanning on the projection image of the first grating, and therefore the first and second gratings absorb both.
  • the present invention is not limited to this.
  • the present invention is also useful when the refraction angle ⁇ is calculated by performing fringe scanning on the Talbot interference image. Therefore, the first grating is not limited to the absorption type grating but may be a phase type grating.
  • the method of analyzing the moire fringes formed by superimposing the X-ray image of the first grating and the second grating is not limited to the above-described fringe scanning method. For example, “J. Opt. Soc. Am. .72, No. 1 (1982) p. 156 ", and various methods using moire fringes, such as a method using Fourier transform / inverse Fourier transform, are also applicable.
  • the X-ray imaging system 10 has been described as one that stores or displays an image of the phase shift distribution ⁇ as a phase contrast image, as described above, the phase shift distribution ⁇ is a phase determined from the refraction angle ⁇ .
  • the differential amount of the shift distribution ⁇ is integrated, and the differential amount of the refraction angle ⁇ and the phase shift distribution ⁇ is also related to the phase change of the X-ray by the subject. Therefore, an image having the refraction angle ⁇ as an image and an image having the differential amount of the phase shift ⁇ are also included in the phase contrast image.
  • FIG. 10 shows another example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention.
  • a mammography apparatus 80 shown in FIG. 10 is an apparatus that captures an X-ray image (phase contrast image) of the breast B as a subject.
  • the mammography apparatus 80 is disposed at one end of an arm member 81 that is pivotally connected to a base (not shown), and disposed at the other end of the arm member 81.
  • An imaging table 83 and a compression plate 84 configured to be movable in the vertical direction with respect to the imaging table 83 are provided.
  • the X-ray source storage unit 82 stores the X-ray source 11, and the imaging table 83 stores the imaging unit 12.
  • the X-ray source 11 and the imaging unit 12 are arranged to face each other.
  • the compression plate 84 is moved by a moving mechanism (not shown), and the breast B is sandwiched between the imaging table 83 and compressed. The X-ray imaging described above is performed in this compressed state.
  • the X-ray source 11 and the imaging unit 12 have the same configuration as that of the X-ray imaging system 10 described above, the same reference numerals as those of the X-ray imaging system 10 are given to the respective components. Since other configurations and operations are the same as those of the X-ray imaging system 10 described above, description thereof will be omitted.
  • FIG. 11 shows a modification of the radiation imaging system of FIG.
  • a mammography apparatus 90 shown in FIG. 11 is different from the mammography apparatus 80 described above in that the first absorption type grating 31 is disposed between the X-ray source 11 and the compression plate 84.
  • the first absorption type lattice 31 is accommodated in a lattice accommodation portion 91 connected to the arm member 81.
  • the imaging unit 92 includes the FPD 30, the second absorption type grating 32, the scanning mechanism 33, and the scattering removal grating 34.
  • the scattering removal grating 34 is disposed between the second absorption type grating 32 and the FPD 30, but is also disposed between the breast B as the subject and the second absorption type grating 32. obtain.
  • the mammography apparatus 90 can also obtain a phase contrast image of the subject B based on the principle described above.
  • the X-ray whose dose is almost halved is irradiated to the subject B due to the shielding by the first absorption type grating 31. Therefore, the exposure amount of the subject B is determined as described above. It can be reduced to about half that of the device 80. Note that the arrangement of the subject between the first absorption type grating 31 and the second absorption type grating 32 as in the mammography apparatus 90 can also be applied to the X-ray imaging system 10 described above. Is possible.
  • photographing is performed using the scatter removal grating 34 in the case of a photographing technique having a strong influence of scattered radiation, and when the influence of the scattered radiation is weak, photographing is performed without using the scattered radiation removal grid from the viewpoint of reducing exposure.
  • Imaging techniques that are strongly influenced by scattered radiation include, for example, a thick part such as the waist (FIG. 1), an image taken in the body side direction, or a thin contrast such as the lungs and breasts (FIGS. 10 and 11). Illustrated.
  • a case where the influence of scattered radiation is weak for example, a case where a thin part such as a finger or a toe is photographed is exemplified.
  • the scattering removal grating 34 can be retracted from the X-ray irradiation field.
  • the scatter removal is movably movable in one direction (for example, the y direction) in the plane orthogonal to the optical axis A of the X-rays emitted from the X-ray source 11.
  • the scatter removal grating 34 is converted into an X-ray by the above driving mechanism. Evacuate from field.
  • the scattering removal grating 34 may be removed from the X-ray irradiation field by being removed from the housing of the imaging unit 12.
  • FIG. 12 shows another example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention.
  • the X-ray imaging system 100 is different from the X-ray imaging system 10 described above in that a multi-slit 103 is provided in the collimator unit 102 of the X-ray source 101. Since other configurations are the same as those of the X-ray imaging system 10 described above, description thereof will be omitted.
  • the focal point of the X-ray focal point 18b when the distance from the X-ray source 11 to the FPD 30 is a distance (1 m to 2 m) set in a general hospital imaging room, the focal point of the X-ray focal point 18b.
  • the blur of the G1 image due to the size (generally about 0.1 mm to 1 mm) is affected, and there is a possibility that the image quality of the phase contrast image is lowered. Therefore, it is conceivable to install a pinhole immediately after the X-ray focal point 18b to effectively reduce the focal spot size. However, if the aperture area of the pinhole is reduced to reduce the effective focal spot size, the X-ray focal point is reduced. Strength will fall.
  • the multi-slit 103 is disposed immediately after the X-ray focal point 18b.
  • the multi-slit 103 is an absorption type grating (third absorption type grating) having a configuration similar to that of the first and second absorption type gratings 31 and 32 provided in the imaging unit 12, and is in one direction (y direction).
  • the extended X-ray shielding portions are periodically arranged in the same direction (x direction) as the X-ray shielding portions 31b and 32b of the first and second absorption gratings 31 and 32.
  • the multi-slit 103 partially shields the radiation emitted from the X-ray focal point 18b, thereby reducing the effective focal size in the x direction and forming a large number of point light sources (dispersed light sources) in the x direction.
  • the purpose is to do.
  • the lattice pitch p 3 of the multi-slit 103 needs to be set so as to satisfy the following formula (18), where L 3 is the distance from the multi-slit 103 to the first absorption-type lattice 31.
  • the above formula (18) indicates that the projection image (G1 image) of the X-rays emitted from the respective point light sources dispersedly formed by the multi slit 103 by the first absorption type grating 31 is the position of the second absorption type grating 32. This is a geometric condition for matching (overlapping).
  • the grating pitch p2 of the second absorption grating 32 is determined so as to satisfy the relationship of the following equation (19).
  • the G1 images based on the plurality of point light sources formed by the multi slit 103 are superimposed, thereby improving the image quality of the phase contrast image without reducing the X-ray intensity.
  • the multi slit 103 described above can be applied to any of the X-ray imaging systems described above.
  • FIG. 13 shows the configuration of the radiation image detector in relation to another example of the radiation imaging system for explaining the embodiment of the present invention.
  • the second absorption grating 32 is provided independently of the FPD 30, but an X-ray image detector having a configuration disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 2009-133823 is used.
  • This X-ray image detector is a direct conversion type X-ray image detector including a conversion layer that converts X-rays into electric charges, and a charge collection electrode that collects electric charges converted in the conversion layer,
  • the charge collecting electrode 121 of the pixel 120 is configured by arranging a plurality of linear electrode groups 122 to 127 formed by electrically connecting linear electrodes arranged at a constant period so that their phases are different from each other. Has been.
  • the pixels 120 are two-dimensionally arranged at a constant pitch along the x direction and the y direction, and each pixel 120 has a charge collection for collecting the charges converted by the conversion layer that converts the X-rays into charges.
  • An electrode 121 is formed.
  • the charge collection electrode 121 includes first to sixth linear electrode groups 122 to 127, and the phase of the arrangement period of the linear electrodes of each linear electrode group is shifted by ⁇ / 3.
  • the phase of the first linear electrode group 122 is 0, the phase of the second linear electrode group 123 is ⁇ / 3, the phase of the third linear electrode group 124 is 2 ⁇ / 3, The phase of the fourth linear electrode group 125 is ⁇ , the phase of the fifth linear electrode group 126 is 4 ⁇ / 3, and the phase of the sixth linear electrode group 127 is 5 ⁇ / 3.
  • the relationship between 1 ′ and the arrangement pitch P of the pixels 120 in the x direction is similar to the second absorption grating 32 of the X-ray imaging system 10 described above, and the period T of the moire fringes represented by the equation (8). Therefore, it is necessary to satisfy the formula (9), and it is preferable to satisfy the formula (10).
  • each pixel 120 is provided with a switch group 128 for reading out the charges collected by the charge collecting electrode 121.
  • the switch group 128 includes TFT switches provided in the first to sixth linear electrode groups 121 to 126, respectively.
  • the second absorption type grating 32 is not required from the imaging unit 12, and a plurality of images can be obtained by one imaging. Since a phase component fringe image can be acquired, physical scanning for fringe scanning becomes unnecessary, and the scanning mechanism 33 can be eliminated. Thereby, it is possible to reduce the cost and further reduce the thickness of the photographing unit.
  • the scatter removal grating 34 can be disposed between the subject H and the first absorption grating 31 or between the first absorption grating 31 and the X-ray image detector.
  • the scattered radiation generated by the first absorption grating 31 in addition to the scattered radiation generated by the subject H is also removed. Alternatively, it can be reduced. It should be noted that the structure of the charge collecting electrode may be replaced with another structure described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-133823.
  • FIG. 14 shows another example of a radiation imaging system for explaining an embodiment of the present invention.
  • phase contrast image a high-contrast image (phase contrast image) of an X-ray weakly absorbing object that has been difficult to draw
  • an absorption image is referred to corresponding to the phase contrast image.
  • it is effective to supplement the portion that could not be represented by the absorption image with the information of the phase contrast image by superimposing the absorption image and the phase contrast image by appropriate processing such as weighting, gradation, and frequency processing.
  • capturing an absorption image separately from the phase contrast image makes it difficult to superimpose images due to the shift in the shooting position between the phase contrast image capture and the absorption image capture. Increasing the burden on the subject.
  • the small-angle scattered image can express tissue properties resulting from the fine structure inside the subject tissue, and is expected as a new expression method for image diagnosis in the fields of cancer and cardiovascular diseases.
  • this X-ray imaging system uses an arithmetic processing unit 190 that can generate an absorption image and a small-angle scattered image from a plurality of images acquired for a phase contrast image. Since other configurations are the same as those of the X-ray imaging system 10 described above, description thereof will be omitted.
  • the absorption image generation unit 192 generates an absorption image by averaging the pixel data Ik (x, y) obtained for each pixel with respect to k and calculating an average value as shown in FIG. .
  • the average value may be calculated by simply averaging the pixel data Ik (x, y) with respect to k. However, when M is small, the error increases, so the pixel data Ik (x, y After fitting y) with a sine wave, an average value of the fitted sine wave may be obtained.
  • the generation of the absorption image is not limited to the average value, and an addition value obtained by adding the pixel data Ik (x, y) with respect to k can be used as long as the amount corresponds to the average value.
  • the small angle scattered image generation unit 193 generates a small angle scattered image by calculating and imaging the amplitude value of the pixel data Ik (x, y) obtained for each pixel.
  • the amplitude value may be calculated by obtaining a difference between the maximum value and the minimum value of the pixel data Ik (x, y). However, when M is small, the error increases, and therefore the pixel data Ik. After fitting (x, y) with a sine wave, the amplitude value of the fitted sine wave may be obtained.
  • the generation of the small-angle scattered image is not limited to the amplitude value, and a dispersion value, a standard deviation, or the like can be used as an amount corresponding to the variation centered on the average value.
  • an absorption image and a small angle scattered image are generated from a plurality of images acquired for the phase contrast image of the subject. There is no deviation, and it is possible to superimpose the phase contrast image with the absorption image and the small-angle scattered image, and the burden on the subject is reduced as compared with the case of separately shooting for the absorption image and the small-angle scattered image. be able to.
  • the present specification includes a first grating and a grating having a period that substantially matches the pattern period of the striped radiation image formed by the radiation that has passed through the first grating.
  • a radiation image detector for detecting the radiation image masked by the pattern and the lattice pattern; and a plurality of radiation shielding portions extending in a predetermined direction and arranged at intervals from each other, the radiation image detector
  • a scattering removal grating that removes scattered radiation incident on the light, and an angle formed by the arrangement direction of the plurality of radiation shielding portions of the scattering removal grating and the pitch direction of the grating pattern is 0 ° or more and less than 90 °
  • a radiological image detection apparatus is disclosed.
  • the lattice pattern is placed at a plurality of relative positions having different phases from each other with respect to the radiographic image.
  • the lattice pattern is a second lattice
  • the second lattice is moved by moving either the first lattice or the second lattice.
  • a scanning mechanism is further provided that places a grating at the plurality of relative positions with respect to the radiation image.
  • the scatter removal grating is disposed between the radiographic image detector and the second grating.
  • the radiological image detector includes a conversion layer that converts radiation into electric charge, and a charge collection electrode that collects electric charge converted in the conversion layer.
  • the charge collection electrode includes a plurality of linear electrode groups having a period substantially matching the pattern period of the radiation image, and the plurality of linear electrode groups are arranged so that their phases are different from each other. And the lattice pattern is constituted by each of the plurality of linear electrode groups.
  • the scatter removal grating is disposed between the radiographic image detector and the first grating.
  • the scatter removal grating is stationary at least while radiation is detected by the radiological image detector.
  • the scatter removal grating can be retracted from the radiation irradiation field.
  • the present specification discloses a radiation imaging apparatus including any one of the above-described radiation image detection apparatuses and a radiation source that irradiates the radiation image detection apparatus with radiation.
  • the distribution of the refraction angle of the radiation incident on the radiation image detector is calculated from the image acquired by the radiation imaging apparatus and the radiation image detector, and the distribution of the refraction angle is calculated.
  • a calculation unit that generates a phase contrast image of a subject.
  • the angle formed by the arrangement direction of the plurality of radiation shielding parts of the scattering removal grating and the pitch direction of the grating pattern is 0 ° or more and less than 90 °, and the radiation shielding parts are arranged in a one-dimensional manner. Even with the removal grating, it is possible to effectively remove or reduce a scattering component unnecessary for phase imaging by radiation. Thereby, the image quality of the obtained radiation phase contrast image can be improved.

Abstract

　Ｘ線等の放射線による位相イメージングにおいて、放射線遮蔽部が一次元に配列された散乱除去格子を用いて散乱線を効果的に除去あるいは低減し、得られる放射線位相コントラスト画像の画質を高める。　放射線撮影システム１０は、放射線画像検出装置１２と、放射線源１１と、放射線画像検出装置で取得される複数の放射線画像から被写体の位相コントラスト画像を生成する演算部１３と、を備えている。放射線画像検出装置１２は、第１の格子３１と、第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有し、放射線像に対して互いに位相の異なる複数の相対位置に置かれる格子パターン３２と、格子パターンによってマスキングされた放射線像を検出する放射線画像検出器３０と、所定の方向に延伸し互いに間隔を置いて配列された複数の放射線遮蔽部３４ａを有し、放射線画像検出器に入射する散乱線を除去する散乱除去格子３４と、を備えており、散乱除去格子の複数の放射線遮蔽部の配列方向と、格子パターンのピッチ方向とのなす角度が、０°以上９０°未満である。

Description

放射線画像検出装置、放射線撮影装置、放射線撮影システム
　本発明は、放射線画像検出装置、放射線撮影装置、及び放射線撮影システムに関する。
　Ｘ線は、物質を構成する元素の原子番号と、物質の密度及び厚さとに依存して減衰するといった特性を有することから、被写体の内部を透視するためのプローブとして用いられている。Ｘ線を用いた撮影は、医療診断や非破壊検査等の分野において広く普及している。
　一般的なＸ線撮影システムでは、Ｘ線を放射するＸ線源とＸ線を検出するＸ線画像検出器との間に被写体を配置して、被写体の透過像を撮影する。この場合、Ｘ線源からＸ線画像検出器に向けて放射された各Ｘ線は、Ｘ線画像検出器までの経路上に存在する物質の特性（原子番号、密度、厚さ）の差異に応じた量の減衰（吸収）を受けた後、Ｘ線画像検出器の各画素に入射する。この結果、被写体のＸ線吸収像がＸ線画像検出器により検出され画像化される。Ｘ線画像検出器としては、Ｘ線増感紙とフイルムとの組み合わせや輝尽性蛍光体のほか、半導体回路を用いたフラットパネル検出器（ＦＰＤ：Ｆｌａｔ　Ｐａｎｅｌ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）が広く用いられている。
　しかし、Ｘ線吸収能は、原子番号が小さい元素からなる物質ほど低くなるため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収像としての十分な画像の濃淡（コントラスト）が得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のＸ線の吸収量の差が少ないため、濃淡差が得られにくい。
　このような問題を背景に、近年、被写体によるＸ線の強度変化に代えて、被写体によるＸ線の位相変化（角度変化）に基づいた画像（以下、位相コントラスト画像と称する）を得るＸ線位相イメージングの研究が盛んに行われている。一般に、Ｘ線が物体に入射したとき、Ｘ線の強度よりも位相のほうが高い相互作用を示すことが知られている。このため、位相差を利用したＸ線位相イメージングでは、Ｘ線吸収能が低い弱吸収物体であっても高コントラストの画像を得ることができる。このようなＸ線位相イメージングの一種として、近年、２枚の透過回折格子（位相型格子及び吸収型格子）とＸ線画像検出器とからなるＸ線タルボ干渉計を用いたＸ線撮影システムが考案されている（例えば、特許文献１参照）。
　Ｘ線タルボ干渉計は、被写体の背後に第１の回折格子（位相型格子あるいは吸収型格子）を配置し、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長で決まる特定距離（タルボ干渉距離）だけ下流に第２の回折格子（吸収型格子）を配置し、その背後にＸ線画像検出器を配置することにより構成される。上記タルボ干渉距離とは、第１の回折格子を通過したＸ線が、タルボ干渉効果によって自己像を形成する距離であり、この自己像は、Ｘ線源と第１の回折格子との間に配置された被写体とＸ線との相互作用（位相変化）により変調を受ける。
　Ｘ線タルボ干渉計では、第１の回折格子の自己像と第２の回折格子との重ね合わせにより生じるモアレ縞を検出し、被写体によるモアレ縞の変化を解析することによって被写体の位相情報を取得する。モアレ縞の解析方法としては、例えば縞走査法が知られている。この縞走査法によると、第１の回折格子に対して第２の回折格子を、第１の回折格子の面にほぼ平行で、かつ第１の回折格子の格子方向（条帯方向）にほぼ垂直な方向に、格子ピッチを等分割した走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を行い、Ｘ線画像検出器で得られる各画素の信号値の変化から、被写体で屈折したＸ線の角度分布（位相シフトの微分像）を取得し、この角度分布に基づいて被写体の位相コントラスト画像を得ることができる。
　上記の通り、Ｘ線位相イメージングは、被写体によって起こるＸ線の位相変化を観測するものであり、位相変化を観測することとは、被写体によって起こるＸ線の光路の変化、つまりはＸ線の屈折を観測することに相当する。しかし、Ｘ線と被写体との相互作用の中で、屈折以外にもＸ線の光路を変える物理現象（例えば、コンプトン散乱やレイリー散乱）が存在する。そして、これらの現象は、Ｘ線の屈折に基づく位相変化によってもたらされる各画素の信号を劣化させる。上記の散乱に対して、特許文献１に記載されたＸ線撮影システムにおいては、高アスペクト比に形成された第２の回折格子を用いて散乱線を除去する試みがなされている。
日本国特表２００８－５４５９８１号公報
　散乱線は、被写体に入射するＸ線の運動方向に垂直な面上で等方的な角度分布を有する。よって、散乱線を除去するための格子は、Ｘ線遮蔽部が縦横に配列された二次元格子であることが好ましいが、その構造が複雑となる。また、通常の散乱除去格子のＸ線遮蔽部には、一般に厚さ方向に数ｍｍ厚程度の金属箔が用いられるところ、第２の回折格子のＸ線遮蔽部には、一般に厚さ方向１００μｍ程度の金などが用いられており、散乱除去性能が不足する虞がある。第２の回折格子は、典型的にはμｍオーダーのピッチで構成する必要があるため、この第２の回折格子を、散乱線を除去あるいは低減できる程に十分にＸ線遮蔽部が厚い、高アスペクト比の二次元格子で構成することは非常に困難である。
　本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、Ｘ線等の放射線による位相イメージングにおいて、放射線遮蔽部が一次元に配列された散乱除去格子を用いて散乱線を効果的に除去あるいは低減し、得られる放射線位相コントラスト画像の画質を高めることを目的としている。
　第１の格子と、前記第１の格子を通過した放射線によって形成される縞状の放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する格子パターンと、前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、所定の方向に延伸し互いに間隔を置いて配列された複数の放射線遮蔽部を有し、前記放射線画像検出器に入射する散乱線を除去する散乱除去格子と、を備え、前記散乱除去格子の前記複数の放射線遮蔽部の配列方向と、前記格子パターンのピッチ方向とのなす角度が、０°以上９０°未満である放射線画像検出装置。
　本発明によれば、散乱除去格子の複数の放射線遮蔽部の配列方向と、格子パターンのピッチ方向とのなす角度を０°以上９０°未満としており、放射線遮蔽部が一次元に配列された散乱除去格子であっても、放射線による位相イメージングに不要な散乱成分を効果的に除去あるいは低減することができる。それにより、得られる放射線位相コントラスト画像の画質を高めることができる。
本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの制御ブロック図である。 図１の放射線撮影システムの放射線画像検出器の構成を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の斜視図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の側面図である。 第１及び第２の格子の重ね合わせによるモアレ縞の周期を変更するための機構を示す模式図である。 被写体による放射線の屈折を説明するための模式図である。 縞走査法を説明するための模式図である。 縞走査に伴う放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 図１０の放射線撮影システムの変形例の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その放射線画像検出器の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、放射線画像を生成する演算部の構成を示すブロック図である。 図１４の放射線撮影システムの演算部における処理を説明するための放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。
　図１は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示し、図２は、図１の放射線撮影システムの制御ブロックを示す。
　Ｘ線撮影システム１０は、被写体（患者）Ｈを立位状態で撮影するＸ線診断装置であって、被写体ＨにＸ線を放射するＸ線源１１と、Ｘ線源１１に対向配置され、Ｘ線源１１から被写体Ｈを透過したＸ線を検出して画像データを生成する撮影部１２と、操作者の操作に基づいてＸ線源１１の曝射動作や撮影部１２の撮影動作を制御するとともに、撮影部１２により取得された画像データを演算処理して位相コントラスト画像を生成するコンソール１３とに大別される。
　Ｘ線源１１は、天井から吊り下げられたＸ線源保持装置１４により上下方向（ｘ方向）に移動自在に保持されている。撮影部１２は、床上に設置された立位スタンド１５により上下方向に移動自在に保持されている。
　Ｘ線源１１は、Ｘ線源制御部１７の制御に基づき、高電圧発生器１６から印加される高電圧に応じてＸ線を発生するＸ線管１８と、Ｘ線管１８から発せられたＸ線のうち、被写体Ｈの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限する可動式のコリメータ１９ａを備えたコリメータユニット１９とから構成されている。Ｘ線管１８は、陽極回転型であり、電子放出源（陰極）としてのフィラメント（図示せず）から電子線を放出して、所定の速度で回転する回転陽極１８ａに衝突させることによりＸ線を発生する。この回転陽極１８ａの電子線の衝突部分がＸ線焦点１８ｂとなる。
　Ｘ線源保持装置１４は、天井に設置された天井レール（図示せず）により水平方向（ｚ方向）に移動自在に構成された台車部１４ａと、上下方向に連結された複数の支柱部１４ｂとからなる。台車部１４ａには、支柱部１４ｂを伸縮させて、Ｘ線源１１の上下方向に関する位置を変更するモータ（図示せず）が設けられている。
　立位スタンド１５は、床に設置された本体１５ａに、撮影部１２を保持する保持部１５ｂが上下方向に移動自在に取り付けられている。保持部１５ｂは、上下方向に離間して配置された２つのプーリ１５ｃの間に掛架された無端ベルト１５ｄに接続され、プーリ１５ｃを回転させるモータ（図示せず）により駆動される。このモータの駆動は、操作者の設定操作に基づき、後述するコンソール１３の制御装置２０により制御される。
　また、立位スタンド１５には、プーリ１５ｃ又は無端ベルト１５ｄの移動量を計測することにより、撮影部１２の上下方向に関する位置を検出するポテンショメータ等の位置センサ（図示せず）が設けられている。この位置センサの検出値は、ケーブル等によりＸ線源保持装置１４に供給される。Ｘ線源保持装置１４は、供給された検出値に基づいて支柱部１４ｂを伸縮させ、撮影部１２の上下動に追従するようにＸ線源１１を移動させる。
　コンソール１３には、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等からなる制御装置２０が設けられている。制御装置２０には、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置２１と、撮影部１２により取得された画像データを演算処理してＸ線画像を生成する演算処理部２２と、Ｘ線画像を記憶する記憶部２３と、Ｘ線画像等を表示するモニタ２４と、Ｘ線撮影システム１０の各部と接続されるインターフェース（Ｉ／Ｆ）２５とがバス２６を介して接続されている。
　入力装置２１としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等を用いることが可能であり、入力装置２１の操作により、Ｘ線管電圧やＸ線照射時間等のＸ線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。モニタ２４は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置２０の制御により、Ｘ線撮影条件等の文字やＸ線画像を表示する。
　撮影部１２には、半導体回路からなるフラットパネル検出器（ＦＰＤ）３０、被写体ＨによるＸ線の位相変化（角度変化）を検出し位相イメージングを行うための第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２、そして散乱線を除去する散乱除去格子３４が設けられている。
　ＦＰＤ３０は、検出面がＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交するように配置されている。詳しくは後述するが、第１及び第２の吸収型格子３１，３２、並びに散乱除去格子３４は、ＦＰＤ３０とＸ線源１１との間に配置されている。
　また、撮影部１２には、第２の吸収型格子３２を上下方向（ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の吸収型格子３１に対する第２の吸収型格子３２の相対位置関係を変化させる走査機構３３が設けられている。この走査機構３３は、例えば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。
　図３は、図１の放射線撮影システムに含まれる放射線画像検出器の構成を示す。
　放射線画像検出器としてのＦＰＤ３０は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素４０がアクティブマトリクス基板上にｘｙ方向に２次元配列されてなる受像部４１と、受像部４１からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路４２と、各画素４０に蓄積された電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して記憶する読み出し回路４３と、画像データをコンソール１３のＩ／Ｆ２５を介して演算処理部２２に送信するデータ送信回路４４とから構成されている。なお、走査回路４２と各画素４０とは、行毎に走査線４５によって接続されており、読み出し回路４３と各画素４０とは、列毎に信号線４６によって接続されている。
　各画素４０は、アモルファスセレン等の変換層（図示せず）でＸ線を電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたキャパシタ（図示せず）に蓄積する直接変換型の素子として構成することができる。各画素４０には、ＴＦＴスイッチ（図示せず）が接続され、ＴＦＴスイッチのゲート電極が走査線４５、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線４６に接続される。ＴＦＴスイッチが走査回路４２からの駆動パルスによってＯＮ状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線４６に読み出される。
　なお、各画素４０は、酸化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ３）やヨウ化セシウム（ＣｓＩ）等からなるシンチレータ（図示せず）でＸ線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード（図示せず）で電荷に変換して蓄積する間接変換型のＸ線検出素子として構成することも可能である。また、Ｘ線画像検出器としては、ＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤに限られず、ＣＣＤセンサやＣＭＯＳセンサ等の固体撮像素子をベースとした各種のＸ線画像検出器を用いることも可能である。
　読み出し回路４３は、積分アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、補正回路、及び画像メモリ（いずれも図示せず）により構成されている。積分アンプ回路は、各画素４０から信号線４６を介して出力された電荷を積分して電圧信号（画像信号）に変換して、Ａ／Ｄ変換器に入力する。Ａ／Ｄ変換器は、入力された画像信号をデジタルの画像データに変換して補正回路に入力する。補正回路は、画像データに対して、オフセット補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正を行い、補正後の画像データを画像メモリに記憶させる。なお、補正回路による補正処理として、Ｘ線の露光量や露光分布（いわゆるシェーディング）の補正や、ＦＰＤ３０の制御条件（駆動周波数や読み出し期間）に依存するパターンノイズ（例えば、ＴＦＴスイッチのリーク信号）の補正等を含めてもよい。
　図４及び図５は、図１の放射線撮影システムの撮影部を示す。
　第１の吸収型格子３１は、基板３１ａと、この基板３１ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３１ｂとから構成されている。同様に、第２の吸収型格子３２は、基板３２ａと、この基板３２ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３２ｂとから構成されている。基板３１ａ，３２ａは、いずれもＸ線を透過させるガラス等のＸ線透過性部材により形成されている。
　Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、いずれもＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交する面内の一方向（図示の例では、ｘ方向及びｚ方向に直交するｙ方向）に延伸した線状の部材で構成される。各Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの材料としては、Ｘ線吸収性に優れるものが好ましく、例えば、金、白金等の重金属であることが好ましい。これらのＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、金属メッキ法や蒸着法によって形成することが可能である。
　Ｘ線遮蔽部３１ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期ｐ１で、互いに所定の間隔ｄ１を空けて配列されている。同様に、Ｘ線遮蔽部３２ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期ｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２を空けて配列されている。このような第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、入射Ｘ線に位相差を与えるものでなく、強度差を与えるものであるため、振幅型格子とも称される。なお、スリット部（上記間隔ｄ１，ｄ２の領域）は空隙でなくてもよく、例えば、高分子や軽金属などのＸ線低吸収材で該空隙を充填してもよい。
　第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、タルボ干渉効果の有無に係らず、スリット部を通過したＸ線を幾何学的に投影するように構成されている。具体的には、間隔ｄ１，ｄ２を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線のピーク波長より十分大きな値とすることで、照射Ｘ線に含まれる大部分のＸ線をスリット部で回折させずに、直進性を保ったまま通過するように構成する。例えば、前述の回転陽極１８ａとしてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、Ｘ線のピーク波長は、約０．４Åである。この場合には、間隔ｄ１，ｄ２を、１～１０μｍ程度とすれば、スリット部で大部分のＸ線が回折されずに幾何学的に投影される。
　Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点１８ｂを発光点としたコーンビームであるため、第１の吸収型格子３１を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像と称する）は、Ｘ線焦点１８ｂからの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２は、そのスリット部が、第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定されている。すなわち、Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子３１までの距離をＬ１、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離をＬ２とした場合に、格子ピッチｐ２は、次式（１）の関係を満たすように決定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ２は、タルボ干渉計では、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本Ｘ線撮影システム１０の撮影部１２では、第１の吸収型格子３１が入射Ｘ線を回折させずに投影させる構成であって、第１の吸収型格子３１のＧ１像が、第１の吸収型格子３１の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離Ｌ２を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。
　上記のように撮影部１２は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第１の吸収型格子３１でＸ線を回折したと仮定した場合のタルボ干渉距離Ｚは、第１の吸収型格子３１の格子ピッチｐ１、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２、Ｘ線波長（ピーク波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、次式（２）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　式（２）は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線がコーンビームである場合のタルボ干渉距離を表す式であり、「Ａｔｓｕｓｈｉ　Ｍｏｍｏｓｅ，　ｅｔ　ａｌ．，　Ｊａｐａｎｅｓｅ　Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ａｐｐｌｉｅｄ　Ｐｈｙｓｉｃｓ，　Ｖｏｌ．４７，　Ｎｏ．１０，　２００８年１０月，　８０７７頁」により知られている。
　本Ｘ線撮影システム１０では、撮影部１２の薄型化を目的とし、上記距離Ｌ２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ干渉距離Ｚより短い値に設定する。すなわち、上記距離Ｌ２は、次式（３）を満たす範囲の値に設定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　なお、Ｘ線源１１から照射されるＸ線が実質的に平行ビームとみなせる場合のタルボ干渉距離Ｚは次式（４）となり、上記距離Ｌ２を、次式（５）を満たす範囲の値に設定する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
　Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、Ｘ線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上記したＸ線吸収性に優れる材料（金、白金等）を用いたとしても、吸収されずに透過するＸ線が少なからず存在する。このため、Ｘ線の遮蔽性を高めるためには、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂのそれぞれの厚みｈ１，ｈ２を、可能な限り厚くすることが好ましい。例えば、Ｘ線管１８の管電圧が５０ｋＶの場合に、照射Ｘ線の９０％以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、厚みｈ１，ｈ２は、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。
　一方、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ１，ｈ２を厚くし過ぎると、斜めに入射するＸ線がスリット部を通過しにくくなり、いわゆるケラレが生じて、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向（条帯方向）に直交する方向（ｘ方向）の有効視野が狭くなるといった問題がある。このため、視野確保の観点から、厚みｈ１，ｈ２の上限を規定する。ＦＰＤ３０の検出面におけるｘ方向の有効視野の長さＶを確保するには、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離をＬとすると、厚みｈ１，ｈ２は、図５に示す幾何学的関係から、次式（６）及び（７）を満たすように設定する必要がある。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
　例えば、ｄ１＝２．５μｍ、ｄ２＝３．０μｍであり、通常の病院での検査を想定して、Ｌ＝２ｍとした場合には、ｘ方向の有効視野の長さＶとして１０ｃｍの長さを確保するには、厚みｈ１は１００μｍ以下、厚みｈ２は１２０μｍ以下とすればよい。
　散乱除去格子３４は、複数のＸ線遮蔽部３４ａ及び複数のＸ線透過部３４ｂで構成されている。
　Ｘ線遮蔽部３４ａは、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交する面内の一方向（図示の例では、ｙ方向）に延伸した帯状の部材で構成される。Ｘ線遮蔽部３４ａの材料としては、Ｘ線吸収性に優れるものが好ましく、例えば、鉛や銅、タングステン、等の金属箔が用いられる。Ｘ線遮蔽部３４ａは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に互いに間隔を空けて配列されている。Ｘ線透過部３４ｂは、隣り合うＸ線遮蔽部３４ａの間を充填するように設けられている。Ｘ線透過部３４ｂの材料としては、Ｘ線低吸収材が好ましく、例えば、高分子や軽金属等が用いられる。
　散乱除去格子３４は、被写体Ｈの下流にあって、被写体Ｈによって散乱されたＸ線（以下、散乱線という）のうち、進行方向にＸ線遮蔽部３４ａの配列方向（ｘ方向）の成分を有する散乱線を除去あるいは低減する。図示の例では、散乱除去格子３４は、第２の吸収型格子３２とＦＰＤ３０との間に配置されている。この場合、第１の吸収型格子３１や第２の吸収型格子３２において発生する散乱線についても除去あるいは低減することができる。なお、図示の例のように、Ｘ線源１１側から、被写体Ｈ、第１の吸収型格子３１、第２の吸収型格子３２、ＦＰＤ３０の順に配置される場合に、散乱除去格子３４は、被写体Ｈと第１の吸収型格子３１との間、あるいは第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間にも配置され得る。
　散乱除去格子３４は、Ｘ線遮蔽部３４ａが配列される方向（ｘ方向）に沿った断面において、Ｘ線遮蔽部３４ａ各々がＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに平行となる、いわゆる平行グリッドであってもよいが、図示の例のように、Ｘ線遮蔽部３４ａ各々の延長が放射線焦点に集束する、所謂、集束グリッドであることが好ましい。それによれば、被写体Ｈで散乱されることなくＸ線源１１からの放射方向に略沿って進行するＸ線に対して、いわゆるケラレを生じにくくすることができる。なお、被写体Ｈによって屈折されたＸ線の位相変化（角度変化）は典型的には数μｒａｄであって、屈折されたＸ線は、Ｘ線源１１からの放射方向に略沿って進行する。
　以上のように構成された撮影部１２では、第１の吸収型格子３１のＧ１像と第２の吸収型格子３２との重ね合わせにより、強度変調された像が形成され、ＦＰＤ３０によって撮像される。ここで、散乱除去格子３４によって被写体等による散乱線が除去あるいは低減されることにより、撮像される強度変調像のコントラストの低下が防止されている。第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像のパターン周期ｐ１’と、第２の吸収型格子３２の実質的な格子ピッチｐ２’（製造後の実質的なピッチ）とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じる。このうち、配置誤差とは、第１及び第２の吸収型格子３１，３２が、相対的に傾斜や回転、両者の間隔が変化することによりｘ方向への実質的なピッチが変化することを意味している。
　Ｇ１像のパターン周期ｐ１’と格子ピッチｐ２’との微小な差異により、画像コントラストはモアレ縞となる。このモアレ縞の周期Ｔは、次式（８）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　このモアレ縞をＦＰＤ３０で検出するには、画素４０のｘ方向に関する配列ピッチＰは、少なくとも次式（９）を満たす必要があり、更には、次式（１０）を満たすことが好ましい（ここで、ｎは正の整数である）。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
　式（９）は、配列ピッチＰがモアレ周期Ｔの整数倍でないことを意味しており、ｎ≧２の場合であっても原理的にモアレ縞を検出することが可能である。式（１０）は、配列ピッチＰをモアレ周期Ｔより小さくすることを意味している。
　ＦＰＤ３０の画素４０の配列ピッチＰは、設計的に定められた値（一般的に１００μｍ程度）であり変更することが困難であるため、配列ピッチＰとモアレ周期Ｔとの大小関係を調整するには、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の位置調整を行い、Ｇ１像のパターン周期ｐ１’と格子ピッチｐ２’との少なくともいずれか一方を変更することによりモアレ周期Ｔを変更することが好ましい。
　図６に、モアレ周期Ｔを変更する方法を示す。
　モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａを中心として相対的に回転させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａを中心として相対的に回転させる相対回転機構５０を設ける。この相対回転機構５０により、第２の吸収型格子３２を角度θだけ回転させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ２’」→「ｐ２’／ｃｏｓθ」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ａ）。
　別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させる相対傾斜機構５１を設ける。この相対傾斜機構５１により、第２の吸収型格子３２を角度αだけ傾斜させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ２’」→「ｐ２’×ｃｏｓα」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｂ）。
　更に別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間の距離Ｌ２を変更するように、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させる相対移動機構５２を設ける。この相対移動機構５２により、第２の吸収型格子３２を光軸Ａに移動量δだけ移動させると、第２の吸収型格子３２の位置に投影される第１の吸収型格子３１のＧ１像のパターン周期は、「ｐ１’」→「ｐ１’×（Ｌ１＋Ｌ２＋δ）／（Ｌ１＋Ｌ２）」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｃ）。
　本Ｘ線撮影システム１０において、撮影部１２は、上述のようにタルボ干渉計ではなく、距離Ｌ２を自由に設定することができるため、相対移動機構５２のように距離Ｌ２の変更によりモアレ周期Ｔを変更する機構を、好適に採用することができる。モアレ周期Ｔを変更するための第１及び第２の吸収型格子３１，３２の上記変更機構（相対回転機構５０、相対傾斜機構５１、及び相対移動機構５２）は、圧電素子等のアクチュエータにより構成することが可能である。
　Ｘ線源１１と第１の吸収型格子３１との間に被写体Ｈを配置した場合には、ＦＰＤ３０により検出されるモアレ縞は、被写体Ｈにより変調を受ける。この変調量は、被写体Ｈによる屈折効果によって偏向したＸ線の角度に比例する。したがって、ＦＰＤ３０で検出されたモアレ縞を解析することによって、被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。
　次に、モアレ縞の解析方法について説明する。
　図７は、被写体Ｈのｘ方向に関する位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折される１つのＸ線を示す。なお、散乱除去格子の図示は省略する。
　符号５５は、被写体Ｈが存在しない場合に直進するＸ線の経路を示しており、この経路５５を進むＸ線は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を通過してＦＰＤ３０に入射する。符号５６は、被写体Ｈが存在する場合に、被写体Ｈにより屈折されて偏向したＸ線の経路を示している。この経路５６を進むＸ線は、第１の吸収型格子３１を通過した後、第２の吸収型格子３２より遮蔽される。
　被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被写体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、ｚをＸ線の進む方向として、次式（１１）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
　第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２の位置に投射されたＧ１像は、被写体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位することになる。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式（１２）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
　ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、式（１３）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
　このように、被写体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量Δｘは、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。そして、この変位量Δｘは、ＦＰＤ３０の各画素４０から出力される信号の位相ズレ量ψ（被写体Ｈがある場合とない場合とでの各画素４０の信号の位相のズレ量）に、次式（１４）のように関連している。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
　したがって、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（１４）から屈折角φが求まり、式（１３）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まるから、これをｘについて積分することにより、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。本Ｘ線撮影システム１０では、上記位相ズレ量ψを、下記に示す縞走査法を用いて算出する。
　縞走査法では、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方を他方に対して相対的にｘ方向にステップ的に並進移動させながら撮影を行う（すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う）。本Ｘ線撮影システム１０では、前述の走査機構３３により第２の吸収型格子３２を移動させているが、第１の吸収型格子３１を移動させてもよい。第２の吸収型格子３２の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子３２の格子周期の１周期（格子ピッチｐ２）に達すると（すなわち、位相変化が２πに達すると）、モアレ縞は元の位置に戻る。このようなモアレ縞の変化を、格子ピッチｐ２を整数分の１ずつ第２の吸収型格子３２を移動させながら、ＦＰＤ３０で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素４０の信号を取得し、演算処理部２２で演算処理することにより、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを得る。
　図８は、格子ピッチｐ２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）ずつ第２の吸収型格子３２を移動させる様子を模式的に示す。
　走査機構３３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ－１のＭ個の各走査位置に、第２の吸収型格子３２を順に並進移動させる。なお、同図では、第２の吸収型格子３２の初期位置を、被写体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子３２の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部３２ｂにほぼ一致する位置（ｋ＝０）としているが、この初期位置は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ－１のうちいずれの位置としてもよい。
　まず、ｋ＝０の位置では、主として、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の吸収型格子３２を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の吸収型格子３２を移動させていくと、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２では、主として、被写体Ｈにより屈折されたＸ線のみが第２の吸収型格子３２を通過する。ｋ＝Ｍ／２を超えると、逆に、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が増加する。
　ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ－１の各位置で、ＦＰＤ３０により撮影を行うと、各画素４０について、Ｍ個の信号値（画素データ）が得られる。以下に、このＭ個の信号値から各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。第２の吸収型格子３２の位置ｋにおける各画素４０の信号値をＩｋ（ｘ）と標記すると、Ｉｋ（ｘ）は、次式（１５）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
　ここで、ｘは、画素４０のｘ方向に関する座標であり、Ａ０は入射Ｘ線の強度であり、Ａｎは画素４０の信号値のコントラストに対応する値である（ここで、ｎは正の整数である）。また、φ（ｘ）は、上記屈折角φを画素４０の座標ｘの関数として表したものである。
　次いで、次式（１６）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、次式（１７）のように表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
　ここで、ａｒｇ［　］は、偏角の抽出を意味しており、各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素４０で得られたＭ個の信号値から、式（１７）に基づいて各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ（ｘ）が求められる。
　図９は、縞走査に伴って変化する放射線画像検出器の一つの画素の信号を示す。
　各画素４０で得られたＭ個の信号値は、第２の吸収型格子３２の位置ｋに対して、格子ピッチｐ２の周期で周期的に変化する。図９中の破線は、被写体Ｈが存在しない場合の信号値の変化を示しており、図９中の実線は、被写体Ｈが存在する場合の信号値の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。
　そして、屈折角φ（ｘ）は、上記式（１３）で示したように微分位相値に対応する値であるため、屈折角φ（ｘ）をｘ軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）が得られる。なお、上記の説明では、画素４０のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標について同様の演算を行うことにより、ｘ方向及びｙ方向における２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）が得られる。
　以上の演算は、演算処理部２２により行われ、演算処理部２２は、位相コントラスト画像を記憶部２３に記憶させる。
　位相シフト分布Φ（ｘ）を得るにあたって、屈折角φ（ｘ）がｘ方向に沿って積分される。そして、屈折角φ（ｘ）は、各画素４０の信号の位相ズレ量ψに基づいて求められ、この位相ズレ量ψは、上記の通り、第１及び第２の吸収型格子３１，３２におけるＸ線遮蔽部３１ｂ、３２ｂの配列方向であるｘ方向に第２の吸収型格子３２を走査し、第２の吸収型格子３２が各走査位置にあるときに撮影を行って各画素４０で得られる複数個の信号値から求められる。即ち、位相シフト分布Φ（ｘ）は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２におけるＸ線遮蔽部３１ｂ、３２ｂの配列方向であるｘ方向のＸ線の屈折成分に基づくものとなる。そのため、ｘ方向の成分を進行方向に含む散乱線、特にｘ方向に進行する散乱線は、位相シフト分布Φ（ｘ）に及ぼす影響が相対的に大きい。
　散乱除去格子３４において、複数のＸ線遮蔽部３４ａはｘ方向に配列されており、Ｘ線遮蔽部３４ａの配列方向は、第２の吸収型格子３２におけるＸ線遮蔽部３２ｂの配列方向と平行（０°）となっている。よって、散乱除去格子３４は、ｘ方向の成分を進行方向に含む散乱線、特にｘ方向に進行する散乱線を効果的に除去あるいは低減することができる。それにより、位相シフト分布Φ（ｘ）を得るためのｘ方向のＸ線の屈折成分を抽出して、高精度に位相シフト分布Φ（ｘ）を得ることができる。
　なお、第２の吸収型格子３２もまた、散乱線を除去する機能を少なからず有することから、散乱除去格子３４は、そのＸ線遮蔽部３４ａの配列方向が第２の吸収型格子３２におけるＸ線遮蔽部３２ｂの配列方向と交差するように配置されてもよい。ただし、Ｘ線遮蔽部３４ａの配列方向が第２の吸収型格子３２におけるＸ線遮蔽部３２ｂの配列方向と直交するように散乱除去格子３４が配置されると、位相シフト分布Φ（ｘ）に及ぼす影響が最も大きいｘ方向に進行する散乱線の除去を、散乱除去格子３４よりも散乱除去能に劣る第２の吸収型格子３２のみに依存することになる。よって、散乱除去格子３４における複数のＸ線遮蔽部３４ａの配列方向と第２の吸収型格子３２におけるＸ線遮蔽部３２ｂの配列方向（ｘ方向）とのなす角度は、０°以上で９０°未満であり、好ましくは０°である。
　また、上記の第１及び第２の吸収型格子３１，３２を用いた縞走査法によるＸ線位相イメージングでは、第２の吸収型格子３２より上流にある被写体Ｈを含む物体でのＸ線の屈折が観測される。そのため、第２の吸収型格子３２より上流（例えば被写体Ｈと第１の吸収型格子３１との間、あるいは第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間）に散乱除去格子が存在すると、散乱除去格子でのＸ線の屈折が被写体ＨでのＸ線の屈折と区別なく観測される。そして、Ｘ線の屈折は、物体中におけるＸ線が透過する光学的距離が異なる領域、特に透過する物体のエッジ部で顕著に発生するため、散乱除去格子の表面の僅かな凹凸であっても検出されることがある。しかし、本Ｘ線撮影システム１０においては、散乱除去格子３４が第２の吸収型格子３２とＦＰＤ３０との間、即ち、第２の吸収型格子３２の下流に配置されている。そのため、散乱除去格子３４での屈折は観測されず、即ち、散乱除去格子３４での屈折は、第２の吸収型格子３２を走査することによって得られる各画素４０の一連の信号の位相ズレ量ψに影響を及ぼさない。それにより、散乱除去格子３４の表面の凹凸が陰影となってＸ線位相コントラスト画像上に現れることを防止することができる。
　また、Ｘ線の吸収に基づいた画像（Ｘ線吸収コントラスト画像）を得る従来のＸ線撮影システムにおいては、散乱除去格子のＸ線遮蔽部が画像に写り込むことを防止するために、散乱除去格子がＸ線照射中に移動される。Ｘ線位相コントラスト画像を得る本Ｘ線撮影システム１０において、同様にＸ線照射中に散乱除去格子３４を移動させてもよいが、好ましくは、散乱除去格子３４は、少なくともＸ線照射中は静止される。なぜなら、散乱除去格子３４を移動させることで振動が発生し、その振動によって第１及び第２の吸収型格子３１，３２の相対位置ズレが生じ得る。被写体Ｈを透過することで生じるＸ線の屈折角度は数μradと僅かであり、それに伴って発生するＧ１像の変位量、及びこの変位量に関連する各画素４０の信号の位相ズレ量も僅かである。そのため、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の相対位置ズレは、位相検出能に影響する。よって、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の相対位置ズレを防止するめに、散乱除去格子３４は、Ｘ線照射中は静止されるのが好ましい。
　上記の縞走査、及び位相コントラスト画像の生成処理は、入力装置２１から操作者により撮影指示がなされた後、制御装置２０の制御に基づいて各部が連係動作し、自動的に行われ、最終的に被写体Ｈの位相コントラスト画像がモニタ２４に表示される。
　以上、説明したように、本Ｘ線撮影システム１０によれば、散乱除去格子３４の複数のＸ線遮蔽部３４ａの配列方向と、第２の吸収型格子３２の複数のＸ線遮蔽部３２ｂの配列方向とのなす角度を０°以上９０°未満としており、Ｘ線遮蔽部が一次元に配列された散乱除去格子３４であっても、放射線による位相イメージングに不要な散乱成分を効果的に除去あるいは低減することができる。それにより、得られるＸ線位相コントラスト画像の画質を高めることができる。
　また、第１の吸収型格子３１で殆どのＸ線を回折させずに、第２の吸収型格子３２に幾何学的に投影するため、照射Ｘ線には、高い空間的可干渉性は要求されず、Ｘ線源１１として医療分野で用いられている一般的なＸ線源を用いることができる。そして、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ２を任意の値とすることができ、該距離Ｌ２を、タルボ干渉計での最小のタルボ干渉距離より小さく設定することができるため、撮影部１２を小型化（薄型化）することができる。更に、本Ｘ線撮影システムでは、第１の吸収型格子３１からの投影像（Ｇ１像）には、照射Ｘ線のほぼすべての波長成分が寄与し、モアレ縞のコントラストが向上するため、位相コントラスト画像の検出感度を向上させることができる。
　なお、上述したＸ線撮影システム１０は、第１の格子の投影像に対して縞走査を行って屈折角φを演算するものであって、そのため、第１及び第２の格子がいずれも吸収型格子であるものとして説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。上述のとおり、タルボ干渉像に対して縞走査を行って屈折角φを演算する場合にも、本発明は有用である。よって、第１の格子は、吸収型格子に限らず位相型格子であってもよい。また、第１の格子のＸ線像と第２の格子との重ね合わせによって形成されるモアレ縞の解析方法は、前述した縞走査法に限られず、例えば「Ｊ．　Ｏｐｔ．　Ｓｏｃ．　Ａｍ．　Ｖｏｌ．７２，Ｎｏ．１　（１９８２）　ｐ．１５６」により知られているフーリエ変換／フーリエ逆変換を用いた方法など、モアレ縞を利用した種々の方法も適用可能である。
　また、本Ｘ線撮影システム１０は、位相シフト分布Φを画像としたものを位相コントラスト画像として記憶ないし表示するものとして説明したが、上記のとおり、位相シフト分布Φは、屈折角φより求まる位相シフト分布Φの微分量を積分したものであって、屈折角φ及び位相シフト分布Φの微分量もまた被写体によるＸ線の位相変化に関連している。よって、屈折角φを画像としたもの、また、位相シフトΦの微分量を画像としたものも位相コントラスト画像に含まれる。
　図１０は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。
　図１０に示すマンモグラフィ装置８０は、被検体として乳房ＢのＸ線画像（位相コントラスト画像）を撮影する装置である。マンモグラフィ装置８０は、基台（図示せず）に対して旋回可能に連結されたアーム部材８１の一端に配設されたＸ線源収納部８２と、アーム部材８１の他端に配設された撮影台８３と、撮影台８３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板８４とを備える。
　Ｘ線源収納部８２にはＸ線源１１が収納されており、撮影台８３には撮影部１２が収納されている。Ｘ線源１１と撮影部１２とは、互いに対向するように配置されている。圧迫板８４は、移動機構（図示せず）により移動し、撮影台８３との間で乳房Ｂを挟み込んで圧迫する。この圧迫状態で、上記したＸ線撮影が行われる。
　なお、Ｘ線源１１及び撮影部１２は、前述したＸ線撮影システム１０のものと同様の構成であるため、各構成要素には、Ｘ線撮影システム１０と同一の符号を付している。その他の構成及び作用については、前述したＸ線撮影システム１０と同様であるため説明は省略する。
　図１１は、図１０の放射線撮影システムの変形例を示す。
　図１１に示すマンモグラフィ装置９０は、第１の吸収型格子３１がＸ線源１１と圧迫板８４との間に配設されている点が前述したマンモグラフィ装置８０と異なる。第１の吸収型格子３１は、アーム部材８１に接続された格子収納部９１に収納されている。撮影部９２は、ＦＰＤ３０、第２の吸収型格子３２、走査機構３３、及び散乱除去格子３４により構成されている。図示の例において、散乱除去格子３４は、第２の吸収型格子３２とＦＰＤ３０との間に配置されているが、被写体である乳房Ｂと第２の吸収型格子３２との間にも配置され得る。
　このように、被検体（乳房）Ｂが第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に位置する場合であっても、第２の吸収型格子３２の位置に形成される第１の吸収型格子３１の投影像（Ｇ１像）が被検体Ｂにより変形する。したがって、この場合でも、被検体Ｂに起因して変調されたモアレ縞をＦＰＤ３０により検出することができる。すなわち、本マンモグラフィ装置９０でも前述した原理で被検体Ｂの位相コントラスト画像を得ることができる。
　そして、本マンモグラフィ装置９０では、第１の吸収型格子３１による遮蔽により、線量がほぼ半減したＸ線が被検体Ｂに照射されることになるため、被検体Ｂの被曝量を、前述したマンモグラフィ装置８０の場合の約半分に低減することができる。なお、本マンモグラフィ装置９０のように、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に被検体を配置することは、前述したＸ線撮影システム１０にも適用することが可能である。
　好ましくは、散乱線の影響が強い撮影手技の場合に散乱除去格子３４を用いて撮影し、散乱線の影響が弱い場合には、被爆低減の観点から、散乱線除去グリッドを用いずに撮影を行う。散乱線の影響が強い撮影手技としては、例えば腰などの厚い部位（図１）や体副方向に撮影するもの、あるいは肺や乳房などの淡いコントラスを描出するもの（図１０及び図１１）が例示される。一方、散乱線の影響が弱い場合としては、例えば手指や足指など薄い部位を撮影する場合が例示される。そこで、散乱除去格子３４がＸ線照射野から退避可能であることが好ましい。例えば、散乱除去格子３４を収納する撮影部１２のハウジング内で、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交する面内の一方向（例えばｙ方向）に移動可能に散乱除去格子３４を支持し、適宜な駆動機構を用いて上記の一方向に散乱除去格子３４を進退させ、散乱線の影響が弱い撮影手技の場合に、上記の駆動機構によって散乱除去格子３４をＸ線照射野から退避させる。あるいは、撮影部１２のハウジングの外に抜去して散乱除去格子３４をＸ線照射野から退避させるようにしてもよい。
　図１２は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。
　Ｘ線撮影システム１００は、Ｘ線源１０１のコリメータユニット１０２に、マルチスリット１０３を配設した点が、前述したＸ線撮影システム１０と異なる。その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。
　前述したＸ線撮影システム１０では、Ｘ線源１１からＦＰＤ３０までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離（１ｍ～２ｍ）とした場合に、Ｘ線焦点１８ｂの焦点サイズ（一般的に０．１ｍｍ～１ｍｍ程度）によるＧ１像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、Ｘ線焦点１８ｂの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、Ｘ線強度が低下してしまう。本Ｘ線撮影システム１００においては、この課題を解決するために、Ｘ線焦点１８ｂの直後にマルチスリット１０３を配置する。
　マルチスリット１０３は、撮影部１２に設けられた第１及び第２の吸収型格子３１，３２と同様な構成の吸収型格子（第３の吸収型格子）であり、一方向（ｙ方向）に延伸した複数のＸ線遮蔽部が、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂと同一方向（ｘ方向）に周期的に配列されている。このマルチスリット１０３は、Ｘ線焦点１８ｂから放射される放射線を部分的に遮蔽することにより、ｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小して、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成することを目的としている。
　このマルチスリット１０３の格子ピッチｐ３は、マルチスリット１０３から第１の吸収型格子３１までの距離をＬ３として、次式（１８）を満たすように設定する必要がある。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000018
　上記式（１８）は、マルチスリット１０３により分散形成された各点光源から射出されたＸ線の第１の吸収型格子３１による投影像（Ｇ１像）が、第２の吸収型格子３２の位置で一致する（重なり合う）ための幾何学的な条件である。
　また、実質的にマルチスリット１０３の位置がＸ線焦点位置となるため、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２は、次式（１９）の関係を満たすように決定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000019
　このように、本Ｘ線撮影システム１００では、マルチスリット１０３により形成される複数の点光源に基づくＧ１像が重ね合わせられることにより、Ｘ線強度を低下させずに、位相コントラスト画像の画質を向上させることができる。以上説明したマルチスリット１０３は、前述したいずれのＸ線撮影システムにおいても適用可能である。
　図１３は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その放射線画像検出器の構成を示す。
　前述したＸ線撮影システム１０では、第２の吸収型格子３２がＦＰＤ３０とは独立して設けられているが、特開２００９－１３３８２３号公報に開示された構成のＸ線画像検出器を用いることにより、第２の吸収型格子を排することができる。このＸ線画像検出器は、Ｘ線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを備えた直接変換型のＸ線画像検出器であって、各画素１２０の電荷収集電極１２１が、一定の周期で配列された線状電極を互いに電気的に接続してなる複数の線状電極群１２２～１２７を、互いに位相が異なるように配置することにより構成されている。
　画素１２０は、ｘ方向及びｙ方向に沿って一定のピッチで２次元配列されており、各画素１２０には、Ｘ線を電荷に変換する変換層によって変換された電荷を収集するための電荷収集電極１２１が形成されている。電荷収集電極１２１は、第１～第６の線状電極群１２２～１２７から構成されており、各線状電極群の線状電極の配列周期の位相がπ／３ずつずれている。具体的には、第１の線状電極群１２２の位相を０とすると、第２の線状電極群１２３の位相はπ／３、第３の線状電極群１２４の位相は２π／３、第４の線状電極群１２５の位相はπ、第５の線状電極群１２６の位相は４π／３、第６の線状電極群１２７の位相は５π／３である。
　第１～第６の線状電極群１２２～１２７はそれぞれ、ｙ方向に延伸した線状電極をｘ方向に所定のピッチｐ２で周期的に配列したものである。この線状電極の配列ピッチｐ２の実質的なピッチｐ２’（製造後の実質的なピッチ）と、電荷収集電極１２１の位置（Ｘ線画像検出器の位置）におけるＧ１像のパターン周期ｐ１’と、ｘ方向に関する画素１２０の配列ピッチＰとの関係は、前述したＸ線撮影システム１０の第２の吸収型格子３２と同様に、式（８）で表されるモアレ縞の周期Ｔに基づき、式（９）を満たす必要があり、更には、式（１０）を満たすことが好ましい。
　更に、各画素１２０には、電荷収集電極１２１により収集された電荷を読み出すためのスイッチ群１２８が設けられている。スイッチ群１２８は、第１～第６の線状電極群１２１～１２６のそれぞれに設けられたＴＦＴスイッチからなる。第１～第６の線状電極群１２１～１２６により収集された電荷を、スイッチ群１２８を制御してそれぞれ個別に読み出すことによって、一度の撮影により、互いに位相の異なる６種類の縞画像を取得することができ、この６種類の縞画像に基づいて位相コントラスト画像を生成することができる。
　このように構成されたＸ線画像検出器を、例えば前述したＸ線撮影システム１０に適用した場合に、撮影部１２から第２の吸収型格子３２が不要となり、更に、一度の撮影で複数の位相成分の縞画像を取得することができるため、縞走査のための物理的な走査が不要となり、走査機構３３も排することができる。それにより、コスト削減とともに、撮影部のさらなる薄型化を図ることができる。この場合に、散乱除去格子３４は、被写体Ｈと第１の吸収型格子３１との間、あるいは第１の吸収型格子３１と上記のＸ線画像検出器との間に配置され得るが、第１の吸収型格子３１と上記のＸ線画像検出器との間に配置するようにすれば、被写体Ｈによって発生した散乱線に加えて第１の吸収型格子３１によって発生した散乱線についても除去あるいは低減することができる。なお、電荷収集電極の構成には、上記構成に代えて、特開２００９－１３３８２３号公報に記載のその他の構成を用いることも可能である。
　図１４は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。
　前述した各Ｘ線撮影システムによれば、これまで描出が難しかったＸ線弱吸収物体の高コントラストな画像（位相コントラスト画像）が得られるが、更に、位相コントラスト画像と対応して吸収画像が参照できることは読影の助けになる。例えば、吸収画像と位相コントラスト画像を重み付けや階調、周波数処理などの適当な処理によって重ね合わせることにより吸収画像で表現できなかった部分を位相コントラスト画像の情報で補うことは有効である。しかし、位相コントラスト画像とは別に吸収画像を撮影することは、位相コントラスト画像の撮影と吸収画像の撮影の間の撮影肢位のズレによって良好な重ね合わせを困難にするのに加え、撮影回数が増えることにより被検者の負担となる。また、近年、位相コントラスト画像や吸収画像の他に、小角散乱画像が注目されている。小角散乱画像は、被検体組織内部の微細構造に起因する組織性状を表現可能であり、例えば、ガンや循環器疾患といった分野での新しい画像診断のための表現方法として期待されている。
　そこで、本Ｘ線撮影システムは、位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から、吸収画像や小角散乱画像を生成することも可能とする演算処理部１９０を用いる。なお、その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。演算処理部１９０は、位相コントラスト画像生成部１９１、吸収画像生成部１９２、小角散乱画像生成部１９３が構成されている。これらは、いずれもｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ－１のＭ個の各走査位置で得られる画像データに基づいて演算処理を行う。このうち、位相コントラスト画像生成部１９１は、前述の手順に従って位相コントラスト画像を生成する。
　吸収画像生成部１９２は、画素ごとに得られる画素データＩｋ（ｘ，ｙ）を、図１５に示すように、ｋについて平均化して平均値を算出して画像化することにより吸収画像を生成する。なお、平均値の算出は、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）をｋについて単純に平均化することにより行なっても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の平均値を求めるようにしてもよい。また、吸収画像の生成には、平均値に限られず、平均値に対応する量であれば、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）をｋについて加算した加算値等を用いることが可能である。
　小角散乱画像生成部１９３は、画素ごとに得られる画素データＩｋ（ｘ，ｙ）の振幅値を算出して画像化することにより小角散乱画像を生成する。なお、振幅値の算出は、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）の最大値と最小値との差を求めることによって行なっても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の振幅値を求めるようにしても良い。また、小角散乱画像の生成には、振幅値に限られず、平均値を中心としたばらつきに対応する量として、分散値や標準偏差等を用いることが可能である。
　本Ｘ線撮影システムによれば、被写体の位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から吸収画像や小角散乱画像を生成するので、吸収画像や小角散乱画像の撮影の間の撮影肢位のズレが生じず、位相コントラスト画像と吸収画像や小角散乱画像との良好な重ね合わせが可能となるとともに、吸収画像や小角散乱画像のために別途撮影を行う場合に比べて被写体の負担を軽減することができる。
　以上、説明したように、本明細書には、第１の格子と、前記第１の格子を通過した放射線によって形成される縞状の放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する格子パターンと、前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、所定の方向に延伸し互いに間隔を置いて配列された複数の放射線遮蔽部を有し、前記放射線画像検出器に入射する散乱線を除去する散乱除去格子と、を備え、前記散乱除去格子の前記複数の放射線遮蔽部の配列方向と、前記格子パターンのピッチ方向とのなす角度が、０°以上９０°未満である放射線画像検出装置が開示されている。
　また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記格子パターンが、前記放射線像に対して互いに位相の異なる複数の相対位置に置かれる。
　また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記格子パターンが、第２の格子であり、前記第１の格子及び前記第２の格子のいずれか一方を移動させ、前記第２の格子を前記放射線像に対して前記複数の相対位置に置く走査機構を更に備える。
　また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記散乱除去格子が、前記放射線画像検出器と、前記第２の格子との間に配置されている。
　また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記放射線画像検出器が、放射線を電荷に変換する変換層と、前記変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極と、を画素毎に備え、前記電荷収集電極は、前記放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する線状電極群を複数含み、前記複数の線状電極群は、互いに位相が異なるように配列されており、前記格子パターンは、前記複数の線状電極群の各々により構成されている放射線画像検出装置。
　また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記散乱除去格子が、前記放射線画像検出器と、前記第１の格子との間に配置されている。
　また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記散乱除去格子が、少なくとも前記放射線画像検出器によって放射線が検出されている間は静止される。
　また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記散乱除去格子が、放射線照射野から退避可能である。
　また、本明細書には、上記いずれかの放射線画像検出装置と、前記放射線画像検出装置に放射線を照射する放射線源と、を備える放射線撮影装置が開示されている。
　また、本明細書には、上記の放射線撮影装置と、前記放射線画像検出器で取得される画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算部と、を備える放射線撮影システムが開示されている。
　本発明によれば、散乱除去格子の複数の放射線遮蔽部の配列方向と、格子パターンのピッチ方向とのなす角度を０°以上９０°未満としており、放射線遮蔽部が一次元に配列された散乱除去格子であっても、放射線による位相イメージングに不要な散乱成分を効果的に除去あるいは低減することができる。それにより、得られる放射線位相コントラスト画像の画質を高めることができる。
　本発明を詳細にまた特定の実施態様を参照して説明したが、本発明の精神と範囲を逸脱することなく様々な変更や修正を加えることができることは当業者にとって明らかである。
　本出願は、２０１０年１０月２５日出願の日本特許出願（特願２０１０－２３９１０９）に基づくものであり、その内容はここに参照として取り込まれる。
１０　　　Ｘ線撮影システム
１１　　　Ｘ線源
１２　　　撮影部
１３　　　コンソール
３０　　　ＦＰＤ
３１　　　第１の吸収型格子
３２　　　第２の吸収型格子
３３　　　走査機構
３４　　　散乱除去格子
４０　　　画素

Claims (10)

  1. 　第１の格子と、
    　前記第１の格子を通過した放射線によって形成される縞状の放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する格子パターンと、
    　前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、
    　所定の方向に延伸し互いに間隔を置いて配列された複数の放射線遮蔽部を有し、前記放射線画像検出器に入射する散乱線を除去する散乱除去格子と、
    　を備え、
    　前記散乱除去格子の前記複数の放射線遮蔽部の配列方向と、前記格子パターンのピッチ方向とのなす角度が、０°以上９０°未満である放射線画像検出装置。
  2. 　請求項１に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記格子パターンは、前記放射線像に対して互いに位相の異なる複数の相対位置に置かれる放射線画像検出装置。
  3. 　請求項２に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記格子パターンは、第２の格子であり、
    　前記第１の格子及び前記第２の格子のいずれか一方を移動させ、前記第２の格子を前記放射線像に対して前記複数の相対位置に置く走査機構を更に備える放射線画像検出装置。
  4. 　請求項３に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記散乱除去格子は、前記放射線画像検出器と、前記第２の格子との間に配置されている放射線画像検出装置。
  5. 　請求項１に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記放射線画像検出器は、放射線を電荷に変換する変換層と、前記変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極と、を画素毎に備え、
    　前記電荷収集電極は、前記放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する線状電極群を複数含み、
    　前記複数の線状電極群は、互いに位相が異なるように配列されており、
    　前記格子パターンは、前記複数の線状電極群の各々により構成されている放射線画像検出装置。
  6. 　請求項５に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記散乱除去格子は、前記放射線画像検出器と、前記第１の格子との間に配置されている放射線画像検出装置。
  7. 　請求項１から６のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記散乱除去格子は、少なくとも前記放射線画像検出器によって放射線が検出されている間は静止される放射線画像検出装置。
  8. 　請求項１から７のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記散乱除去格子は、放射線照射野から退避可能である放射線検出装置。
  9. 　請求項１から８のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置と、
    　前記放射線画像検出装置に放射線を照射する放射線源と、
    　を備える放射線撮影装置。
  10. 　請求項９に記載の放射線撮影装置と、
    　前記放射線画像検出器で取得される画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算部と、
    　を備える放射線撮影システム。
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