WO2012057047A1

WO2012057047A1 - 放射線撮影システム

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Publication number: WO2012057047A1
Application number: PCT/JP2011/074366
Authority: WO
Inventors: 村越　大; 岩切　直人; 裕康石井; 拓司多田
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2010-10-28
Filing date: 2011-10-21
Publication date: 2012-05-03
Anticipated expiration: 2013-04-28
Also published as: JP2014012030A

Abstract

　関心領域に放射線高吸収部及び低吸収部を含む被写体の放射線位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システムにおいて、より関心の高い放射線低吸収部の画像情報を確実に得る。　放射線高吸収部及び低吸収部を関心領域に含む被写体の放射線位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システム１０は、前記被写体に照射される放射線の進行方向に前記被写体より下流に配置される放射線画像検出器３０、及び前記被写体より下流にあって前記放射線画像検出器の受像面と平行な面内に分散して配置され、各々が入射する放射線の線量を検出する複数の放射線検出素子３６を含む撮影部１２と、前記低吸収部を透過した放射線が入射する少なくとも一つの線量検出素子を抽出する素子抽出部３７と、前記素子抽出部によって抽出された線量検出素子により検出される検出線量に基づいて露光制御する制御部２０と、を備える。

Description

放射線撮影システム

　本発明は、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線画像を検出するＸ線画像検出器との間に被写体を配置して、被写体の透過像を撮影する。この場合、Ｘ線源からＸ線画像検出器に向けて放射された各Ｘ線は、Ｘ線画像検出器までの経路上に存在する被写体を構成する物質の特性（原子番号、密度、厚さ）の差異に応じた量の減衰（吸収）を受けた後、Ｘ線画像検出器に入射する。この結果、被写体のＸ線透過像がＸ線画像検出器により検出され画像化される。Ｘ線画像検出器としては、Ｘ線増感紙とフイルムとの組み合わせや輝尽性蛍光体（蓄積性蛍光体）のほか、半導体回路を用いたフラットパネル検出器（ＦＰＤ：Ｆｌａｔ　Ｐａｎｅｌ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）が広く用いられている。また、被写体によって異なる必要露光量に対して、Ｘ線画像検出器により得られる画像の濃度を安定させるため、あるいは必要以上に露光されることによる被写体の過度の被爆を防止するために、自動露光制御が行われている。自動露光制御では、一般に、被写体を透過したＸ線の線量が線量検出器で検出され、線量検出器で検出される線量が予め設定された閾値線量に達したところでＸ線の照射が停止される。

　しかし、Ｘ線吸収能は、原子番号が小さい元素からなる物質ほど低くなり、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収能の差が小さく、従ってＸ線透過像としての十分な画像の濃淡（コントラスト）が得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のＸ線の吸収量の差が小さいため、画像のコントラストが得られにくい。

　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。

　そして、特許文献１には、第１及び第２の回折格子を用いた縞走査法によるＸ線位相イメージングにおいて、上記の自動露光制御を行うことが記載されている。

国際公開第０８／１０２５９８号

　線量検出器としては、例えば蛍光体と光電子倍増管との組み合わせや、イオンチェンバーなどが用いられており、それらの１つの受光部は、典型的には５ｃｍ角程である。一方、Ｘ線位相イメージングにおける関心領域として、上記のとおり関節部が例示されるが、例えば正常な膝関節部の大腿骨と脛骨との隙間（関節裂隙）は１～２ｃｍ程であり、そこに介在する軟骨部は３～７ｍｍ程であって、受光部のサイズに比べて小さい。そのため、関節部を形成する骨（Ｘ線の吸収が比較的大きい部分）までもが１つの受光部内に混在する場合がある。

　線量検出器の１つの受光部において、Ｘ線吸収能が低い軟骨部などの軟部組織の部分と、Ｘ線吸収能が高い骨などの硬組織の部分とが混在すると、軟部組織が重なる部分のほうが入射する線量が多くなるが、それらは１つの受光部内で区別なく積算されて検出される。そのため、線量検出器で検出される線量が予め設定された閾値線量に達したところでＸ線の照射を停止する従来の自動露光制御によると、軟部組織のＸ線像を検出するＸ線画像検出器の画素群に対しては露光量が過多となる。その結果、軟部組織に対応する画素群が飽和してしまい、Ｘ線位相コントラストイメージングにおいてより関心の高い軟部組織の画像情報を消失する可能性がある。

　本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、関心領域に放射線高吸収部及び低吸収部を含む被写体の放射線位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システムにおいて、より関心の高い放射線低吸収部の画像情報を確実に得ることを目的とする。

　放射線高吸収部及び放射線低吸収部を関心領域に含む被写体の放射線位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システムであって、前記被写体に向けて照射される放射線の進行方向に前記被写体より下流に配置される放射線画像検出器と、前記被写体より下流にあって前記放射線画像検出器の受像面と平行な面内に分散して配置され、各々が入射する放射線の線量を検出する複数の放射線検出素子と、前記低吸収部を透過した放射線が入射する少なくとも一つの線量検出素子を抽出する素子抽出部と、前記素子抽出部によって抽出された線量検出素子により検出される検出線量に基づいて露光制御する制御部と、を備える放射線撮影システム。

　本発明によれば、複数の線量検出素子を分散して配置し、関心領域の放射線低吸収部を透過した放射線が入射する線量検出素子を抽出し、抽出した線量検出素子によって検出される線量に基づいて露光制御することで、放射線低吸収部に対応する画素に対して適正な露光が可能となり、放射線位相イメージングにおいてより関心の高い放射線低吸収部の画像情報を確実に得ることができる。

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支持台に設けられる指標の一例を示す模式図である。図１の放射線撮影システムの線量検出部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。図１の放射線撮影システムの変形例に関し、被写体の関心領域の放射線低吸収部と重なる線量検出素子の抽出方法を説明するための模式図である。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の構成を示す模式図である。図１４の放射線撮影システムにおける撮影方法を示すフローチャートである。図１４の放射線撮影システムの変形例に関し、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。図１８の放射線撮影システムにおいて、被写体上に投影される指標の一例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、第１の格子及び格子パターンを放射線照射野の軸を中心に回転させる回転機構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、その演算部の構成を示すブロック図である。図２１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、被検者Ｈを座位ないし臥位状態で撮影するものであって、図には、座位状態で被検者Ｈの膝関節部（被写体）を撮影する例が示されている。

　Ｘ線撮影システム１０は、被検者Ｈが載る支持台としてのベッド６１と、被検者Ｈの撮影部位に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により保持されている。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。

　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、被検者Ｈの撮影部位の撮影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。

　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、被写体の種別、被写体に応じたＸ線管電圧や後述する線量検出部で検出されるＸ線の線量に対する閾値線量などの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、被写体種別やＸ線撮影条件などを示す文字やＸ線画像を表示する。

　撮影部１２は、撮影部位を介してＸ線源１１に対向するように、ベッド６１の天板６２の下面側に取り付けられている。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、撮影部位による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、そして線量検出部３５が設けられている。

　また、撮影部１２には、第２の吸収型格子３２を水平方向（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。

　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は、ＦＰＤ３０とＸ線源１１との間に配置されている。また、線量検出部３５は、第１の吸収型格子３１とＦＰＤ３０との間に配置され、被写体の下流でかつ第２の吸収型格子３２の上流に位置している。

　図３は、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。

　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、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ：Ｔｈｉｎ　Ｆｉｌｍ　Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）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、テルビウム賦活酸化ガドリニウム（Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ:Ｔｂ）、タリウム賦活ヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｔｌ）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は、図１の放射線撮影システムの支持台に設けられる指標の一例を示す。なお、図には、支持台に載置された被写体を破線で、また、Ｘ線照射野を二点鎖線で示している。

　支持台としてのベッド６１の天板６２の表面には、被写体の関心領域が配置されるべき位置を示す種々の指標が被写体種別毎に設けられている。指標の一例としての指標６４は膝関節部に対応する指標であって、天板６２の表面に描画されたｘ方向に延びる直線で構成されており、膝関節部の関心領域（大腿骨及び脛骨、並びにその間に介在する膝関節）はこの指標６４に沿って載置される。図中、二点鎖線で示されるＸ線照射野６５のｘ方向及びｙ方向のサイズは、後述する第１及び第２の吸収型格子３１，３２の各方向のサイズに略一致し、指標６４は、Ｘ線照射野６５内に設けられている。

　図５は、図１の放射線撮影システムの線量検出部の構成を示す。なお、図には、放射線焦点を視点として被写体を線量検出部の表面に投影した投影像を破線で示している。

　線量検出部３５は、入射するＸ線を電荷に変換して出力する複数の線量検出素子３６を有している。これらの線量検出素子３６は、ＦＰＤ３０の検出面に平行な面内でｘｙ方向に２次元配列され、Ｘ線照射野の全域に亘って分散して配置されている。線量検出素子３６のｘｙ方向の配列におけるピッチは、被写体の関心領域の各部を透過したＸ線を検出可能なピッチで適宜設定される。例えば、被写体の一例としての膝関節部において、関心領域は大腿骨及び脛骨並びにそれらの間に介在する膝関節であり、大腿骨と脛骨との隙間（関節裂隙）は正常な場合に１～２ｃｍであり、膝関節の軟骨部が磨り減ると関節裂隙が狭まることから、数ｍｍのピッチで配列される。

　各線量検出素子３６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、変換層を間に挟む一対の電極間にバイアス電圧を印加して、変換層に生じた電荷を一方の電極に収集する直接変換型のＸ線検出素子として構成されている。なお、ＦＰＤ３０の画素４０と同様に、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。ただし、各線量検出素子３６は、ＦＰＤ３０における画素４０と異なり、スイッチングなしで読み出し回路３７に接続され、電荷を常に出力することができるよう構成されている。各線量検出素子３６から読み出される電荷は、読み出し回路３７において素子毎に加算され、それにより、各線量検出素子３６に入射するＸ線量が検出される。

　線量検出部３５は、各線量検出素子３６の一対の電極間に印加されるバイアス電圧を素子毎に制御する制御器３８を更に有し、一部の線量検出素子３６を選択的に機能させることができるように構成されている。選択される線量検出素子３６の群は、コンソール１３で入力された被写体種別に基づいて指定される。コンソール１３の制御装置２０（図２参照）は、被写体種別毎に使用する線量検出素子３６のパターンを記憶しており、入力された被写体種別に対応するパターンに基づいて、使用する線量検出素子３６を指定する制御信号を制御器３８に送出する。制御器３８は、この制御信号に基づいて各線量検出素子３６へのバイアス電圧の印加を制御し、指定された線量検出素子３６の群を機能させる。被写体種別に応じて選択された線量検出素子３６の群は、Ｘ線焦点１８ｂを視点として、ベッド６１の天板６２の表面に設けられた同被写体種別の指標と重なる位置にあり、その指標に沿って配置された被写体の関心領域と重なる。天板６２に指標が設けられていることにより、選択された線量検出素子３６の群に対する被写体の関心領域の位置あわせが容易となる。

　そして、線量検出部３５は、選択された線量検出素子３６の群のうち、Ｘ線焦点１８ｂを視点として被写体の関心領域のＸ線低吸収部と重なる線量検出素子３６、換言すれば、Ｘ線低吸収部を透過したＸ線が入射する線量検出素子３６を抽出する。被写体の一例としての膝関節部において、関心領域は大腿骨及び脛骨並びにそれらの間に介在する膝関節であり、膝関節を構成する軟骨部及び関節液のＸ線吸収能は、膝関節を間に挟む大腿骨及び脛骨のＸ線吸収能より低い。よって、膝関節（Ｘ線低吸収部）を透過したＸ線の強度は、大腿骨及び脛骨（Ｘ線高吸収部）を透過したＸ線の強度より高くなる。そこで、読み出し回路３７において、選択された線量検出素子３６の群の（図中、二点鎖線Ａで囲まれる線量検出素子３６の群）各線量検出素子３６の検出線量が比較され、検出線量が最大の線量検出素子３６が、膝関節と重なる線量検出素子３６として抽出される。

　ここで、被写体から外れて位置し、Ｘ線が直接入射する線量検出素子３６の検出線量は最も高くなる。また、被写体の非関心領域にＸ線低吸収部が含まれており、そこと重なる線量検出素子３６の検出線量が、関心領域のＸ線低吸収部と重なる線量検出素子３６の検出線量と同等となる場合も想定される。しかし、関心領域と重なる線量検出素子３６の群が予め選択され、関心領域から外れる線量検出素子３６は機能していないので、検出線量に基づいて関心領域のＸ線低吸収部と重なる線量検出素子３６を抽出する際に、関心領域から外れる線量検出素子３６が影響を及ぼすことはない。

　そして、線量検出部３５は、抽出した線量検出素子３６の検出線量が、コンソール１３で入力された閾値線量に達したところで、閾値線量に達したことを示す信号を制御装置２０に送出する。この信号を受信した制御装置２０は、Ｘ線の照射停止を指示する制御信号をＸ線源制御部１７に送出し、この制御信号を受信したＸ線制御部１７は、Ｘ線管１８への電力の供給を停止するように高電圧発生器１６を制御する。それにより、Ｘ線の照射が停止される。

　このように、本Ｘ線撮影システム１０においては、被写体の関心領域のＸ線低吸収部と重なる線量検出素子３６が抽出され、抽出された線量検出素子３６の検出線量に基づいて露光制御が行われる。それにより、関心領域のＸ線低吸収部のＸ線像を検出するＦＰＤ３０の画素４０の群に対して適正な露光を得ることができる。なお、例えば両膝関節部や複数の手指の関節部を撮影する場合に、関心領域が複数となるが、その場合には、線量検出素子３６の検出線量に対して閾値線量を設定し、閾値線量を越える線量検出素子３６を抽出することにより、各関心領域のＸ線低吸収部に対応する線量検出素子３６を抽出することができる。その場合、抽出された複数の線量検出素子３６の検出線量の最大の線量に基づいて露光制御すればよい。

　図６及び図７は、図１の放射線撮影システムの撮影部の構成を示す。

　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（格子ピッチ）ｐ_１で、互いに所定の間隔ｄ_１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（格子ピッチ）ｐ_２で、互いに所定の間隔ｄ_２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ｄ_１，ｄ_２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ｄ_１，ｄ_２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ｄ_１，ｄ_２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ｐ_２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Ｌ_１、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Ｌ_２とした場合に、格子ピッチｐ_２は、次式（１）の関係を満たすように決定される。

　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Ｌ_２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Ｌ_２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ｐ_１、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２、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。

　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、上記距離Ｌ_２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ことで、撮影部１２の薄型化を図っている。すなわち、上記距離Ｌ_２は、次式（３）を満たす範囲の値に設定される。

　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Ｌ_２を、次式（５）を満たす範囲の値に設定する。

　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、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ｈ_１，ｈ_２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ｈ_１，ｈ_２は、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。

　しかし、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に、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ_１，ｈ_２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ｈ_１，ｈ_２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ｈ_１，ｈ_２は、図７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。

　例えば、ｄ_１＝２．５μｍ、ｄ_２＝３．０μｍであり、通常の病院での撮影を想定して、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ｈ_１は１００μｍ以下、厚みｈ_２は１２０μｍ以下とすればよい。

　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。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ｐ_１’と、第２の吸収型格子３２の実質的な格子ピッチｐ_２’（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ｐ_１’と格子ピッチｐ_２’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。

　このモアレ縞をＦＰＤ３０で検出するため、画素４０のｘ方向に関する配列ピッチＰは、少なくともモアレ周期Ｔの整数倍でないことが必要であり、次式（９）を満たす必要がある（ここで、ｎは正の整数である）。

　また、（９）式を満たす範囲において、配列ピッチＰがモアレ周期Ｔより大きくてもモアレ縞を検出することは可能であるが、配列ピッチＰはモアレ周期Ｔより小さいことが好ましく、次式（１０）を満たすことが好ましい。これは、良質な位相コントラスト画像を得るためには、後述する位相コントラスト画像の生成過程において、モアレ縞が高いコントラストで検出されていることが好ましいためである。

　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ｐ_１’と格子ピッチｐ_２’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８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、「ｐ_２’」→「ｐ_２’／ｃｏｓθ」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．８Ａ）。

　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、「ｐ_２’」→「ｐ_２’×ｃｏｓα」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．８Ｂ）。

　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Ｌ_２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、「ｐ_１’」→「ｐ_１’×（Ｌ_１＋Ｌ_２＋δ）／（Ｌ_１＋Ｌ_２）」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．８Ｃ）。

　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Ｌ_２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Ｌ_２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９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。

　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。

　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。

　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。

　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。

　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ｐ_２）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ｐ_２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でモアレ縞を撮影し、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１０は、格子ピッチｐ_２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ_２／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Ｉ_ｋ（ｘ）と標記すると、Ｉ_ｋ（ｘ）は、次式（１５）で表される。

　ここで、ｘは、画素４０のｘ方向に関する座標であり、Ａ_０は入射Ｘ線の強度であり、Ａ_ｎ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。

　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１１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ｐ_２の周期で周期的に変化する。図１１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１１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。

　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。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、算出した位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を、位相コントラスト画像として画像記憶部２３に記憶させる。

　以上の演算において、位相ズレ量ψを算出するための各画素４０のＭ個の信号値の変化は、第２の吸収型格子３２の走査によってもたらされる必要がある。そのためには、Ｘ線源１１から撮影部１２に照射されるＸ線の照射線量が撮影間でほぼ一定していることが求められる。

　本Ｘ線撮影システム１０において、前述した露光制御に使用される線量検出素子３６は、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に配置され、第２の吸収型格子３２の上流に位置している。そのため、線量検出素子３６の受光面上におけるＧ１像は、第２の吸収型格子３２の走査によっても移動せず、線量検出素子３６に入射するＸ線の線量は一定する。そこで、線量検出素子３６の検出線量が上記の閾値線量に達するまでの時間が撮影間で一定し、撮影間の照射線量のバラツキが防止される。

　また、第１の吸収型格子３１を通過したＸ線によって形成されるＧ１像は、第２の吸収型格子３２が重ね合わされることによって、第２の吸収型格子３２の下流のＦＰＤ３０の受像面上においてはモアレ縞を形成する。一方、線量検出素子３６は第２の吸収型格子３２の上流に位置しており、線量検出素子３６の受光面上におけるＧ１像はモアレ縞とはならず、そのパターン周期は、第１の吸収型格子３１の格子ピッチｐ_１に対応してμｍオーダーとなる。線量検出素子３６の受光面のサイズは、その配列ピッチとの関係でｍｍオーダーとでき、線量検出素子３６の受光面にはＧ１像における多数の明部及び暗部が重なり、それらが積算されて検出される。従って、第２の吸収型格子３２に替えて第１の吸収型格子３１が走査され、第１の吸収型格子３１の走査に伴ってＧ１像が移動する場合にも、線量検出素子３６に入射するＸ線の線量はほぼ一定する。そこで、線量検出素子３６によって検出される線量が上記の閾値線量に達するまでのＸ線の照射時間は撮影間でほぼ一定し、撮影間の照射線量のバラツキが防止される。

　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、複数の線量検出素子３６を分散して配置し、関心領域のＸ線低吸収部を透過したＸ線が入射する線量検出素子３６を抽出し、抽出された線量検出素子３６によって検出される線量に基づいて露光制御することにより、Ｘ線低吸収部のＸ線像を検出する画素４０の群に対して適正な露光が可能となる。それにより、Ｘ線位相イメージングにおいて、より関心の高いＸ線低吸収部の画像情報を確実に得ることができる。

　また、本Ｘ線撮影システム１０によれば、線量検出素子３６を第２の吸収型格子３２の上流に配置することによって、Ｇ１像と第２の吸収型格子３２との重ね合わせによるモアレ縞の影響を受けることなく線量を検出することができる。それにより、適切な露光制御を可能とし、高精度なＸ線位相コントラスト画像を生成することができる。

　また、本Ｘ線撮影システム１０によれば、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Ｌ_２を任意の値とすることができ、該距離Ｌ_２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、本Ｘ線撮影システム１０は、被写体をＸ線源１１と第１の吸収型格子３１との間に配置して撮影するものとして説明したが、被写体が第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）が被写体により変形する。したがって、この場合でも、被写体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、すなわち、前述した原理で被写体の位相コントラスト画像を得ることができる。そして、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線が被写体に照射されることになるため、被写体の被曝量を約半分に低減することができる。

　また、本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。

　また、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から位相微分像（位相シフト分布Φの微分量）を作成するようにしてもよい。この位相微分像は、検出系の位相ムラを反映している（モアレによる位相ズレ、グリッドの不均一性、線量検出器の屈折等が含まれている）。そして、被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から位相微分像を作成し、これからプレ撮影で得られた位相微分像を引くことで、測定系の位相ムラを補正した位相微分像を得ることが出来る。

　図１２は、図１の放射線撮影システムの変形例に関し、被写体の関心領域の放射線低吸収部と重なる線量検出素子の抽出方法を示す。

　前述したＸ線撮影システム１０においては、関心領域から外れる線量検出素子３６が、関心領域のＸ線低吸収部と重なる線量検出素子３６の抽出に影響を及ぼす可能性があることに鑑み、関心領域と重なる線量検出素子３６の群を予め選択しているが、本変形例においては、被写体の関心領域と重なる線量検出素子３６の群を予め選択することなしに、関心領域のＸ線低吸収部と重なる線量検出素子３６を抽出する。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。

　本変形例において、被写体である膝関節部の関心領域（大腿骨及び脛骨、並びにその間に介在する膝関節）は、ベッド６１の天板６２の表面に描画されたｘ方向に延びる直線で構成される指標６４ａ（図４参照）に沿って配置されている。

　全ての線量検出素子３６のうちからＸ線低吸収部と重なる線量検出素子３６を抽出するに際して、まず、ｙ方向に並ぶ線量検出素子３６の列３６ｙを順次走査し、検出線量が予め設定された閾値線量より小さい線量検出素子３６を列毎に特定する。ここで特定される線量検出素子３６の群は、Ｘ線高吸収部である大腿骨又は脛骨と重なる線量検出素子であり、ｘ方向に一列（又は複列）に並ぶ。

　ここで、膝関節は相対する大腿骨と頚骨との間に介在しており、よって、膝関節と重なる線量検出素子は、上記で特定された線量検出素子３６の群の並びの中に存在する。そこで、上記で特定された線量検出素子３６の群が並ぶｘ方向の各列３６ｘにおいて、検出線量が上記の閾値線量より大きい線量検出素子３６を抽出する。それによって、膝関節と重なる線量検出素子３６が抽出される。

　このように、本変形例によれば、関心領域のＸ線低吸収部と重なる線量検出素子３６を抽出するに際して、関心領域と重なる線量検出素子３６の群を予め選択する手間を省くことができる。

　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、第２の吸収型格子３２あるいはそれと同等の構成をＸ線画像検出器自体が有していてもよい。具体的な実施態様としては、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ｐ_２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ｐ_２の実質的なピッチｐ_２’（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ｐ_１’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、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。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。

　本Ｘ線撮影システム７０は、線量検出部３５をＦＰＤ３０の裏、即ち被写体の下流でかつ第２の吸収型格子３２の下流に配置した点で、前述したＸ線撮影システム１０と異なる。また、本Ｘ線撮影システム７０は、被写体の関心領域のＸ線低吸収部と重なる線量検出素子３６を抽出し、抽出した線量検出素子３６の検出線量を露光制御に用いる点では前述したＸ線撮影システム１０と共通するが、露光制御の方法が前述した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を省略する。

　図１５は、図１４の放射線撮影システムにおける撮影フローを示す。

　本Ｘ線撮影システム７０において、第２の吸収型格子３２がｋ＝０の位置（図１０参照）に置かれる１回目の撮影では、被写体の関心領域のＸ線低吸収部と重なる線量検出素子３６によって検出される線量に基づいて露光制御が行われる。そして、第２の吸収型格子３２がＫ＝１，２・・・，Ｍ－１の各位置（図１０参照）に置かれる２回目以降の撮影では、１回目の撮影に要した露光時間に基づいて露光制御が行われる。

　まず、１回目の撮影では、制御装置２０が、Ｘ線の照射開始を指示する制御信号をＸ線源制御部１７に送出する。この制御信号を受信したＸ線制御部１７は、Ｘ線管１８への電力の供給を開始するように高電圧発生器１６を制御する。それにより、Ｘ線の照射が開始される（ステップＳ１）。

　線量検出部３５は、抽出した線量検出素子３６の検出線量が、コンソール１３で入力された閾値線量に達したところで、閾値線量に達したことを示す信号を制御装置２０に送出する（ステップＳ２）。この信号を受信した制御装置２０は、Ｘ線の照射停止を指示する制御信号をＸ線源制御部１７に送出し、この制御信号を受信したＸ線制御部１７は、Ｘ線管１８への電力の供給を停止するように高電圧発生器１６を制御する。それにより、Ｘ線の照射が停止される（ステップＳ３）。

　制御装置２０は、１回目の撮影に要した露光時間Ｔ_０、即ち、Ｘ線源制御部１７に対してＸ線の照射開始を指示する制御信号を送出してから照射停止を指示する制御信号を送出するまでの時間を計測しており、これを記憶する。

　次いで、２回目以降の撮影では、制御装置２０は、Ｘ線の照射開始を指示する制御信号をＸ線源制御部１７に送出する。この制御信号を受信したＸ線制御部１７は、Ｘ線管１８への電力の供給を開始するように高電圧発生器１６を制御する。それにより、Ｘ線の照射が開始される（ステップＳ４）。

　ここで、２回目以降の撮影においては、第２の吸収型格子３２の走査に伴いモアレ縞が移動し、第２の吸収型格子３２の下流に位置する線量検出素子３６の受光面とモアレ縞の暗部との重なりの程度に応じて、線量検出素子３６の受光面に入射する線量が変化する。よって、２回目以降の各撮影において、線量検出素子３６により検出される線量が上記の閾値線量に達するまでに要する時間は、１回目の撮影において線量検出素子３６の検出線量が上記の閾値線量に達するまでに要した露光時間Ｔ_０と相違する。そのため、２回目以降の各撮影においも、線量検出素子３６の検出線量に基づいて露光制御を行った場合には、露光時間が撮影間でバラツキ、結果、照射線量にバラツキが生じることとなる。

　そこで、制御装置２０は、Ｘ線源制御部１７に対してＸ線の照射開始を指示する制御信号を送出してからの経過時間Ｔを計測し、経過時間Ｔが、記憶している１回目の撮影に要した露光時間Ｔ_０に達したところで、Ｘ線の照射停止を指示する制御信号をＸ線源制御部１７に送出する（ステップＳ５）。この制御信号を受信したＸ線制御部１７は、Ｘ線管１８への電力の供給を停止するように高電圧発生器１６を制御する。それにより、Ｘ線の照射が停止される（ステップＳ６）。

　このように、本Ｘ線撮影システム７０によれば、１回目の撮影では、抽出された線量検出素子３６の検出線量に基づいて露光制御が行われ、２回目以降の撮影では、１回目の撮影に要した露光時間Ｔ_０に基づいて露光制御が行われることにより、被写体によって異なる必要露光量が確保されると共に、撮影間の照射線量のバラツキが防止される。それにより、高精度な放射線位相コントラスト画像を生成することができる。

　また、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より上流にある物体でのＸ線の屈折は、被写体でのＸ線の屈折と区別なく検出されるが、本Ｘ線撮影システム７０によれば、線量検出部３５がＦＰＤ３０の裏に配置され、第２の吸収型格子３２の下流に位置しているので、線量検出部３５によるＸ線の屈折は検出されず、被写体によるＸ線の屈折のみが検出される。それにより、被写体の高精度なＸ線位相コントラスト画像を生成することができる。

　なお、Ｘ線管１８への電力の供給の開始及び停止によってＸ線の照射と停止を切り替えるものとして説明したが、Ｘ線管１８への電力の供給は継続しつつ、コリメータ１９の開閉によってＸ線の照射と停止を切り替えてもよいし、開口部と遮蔽部とを交互に形成した円盤状（又はスリット状）のシャッター板をＸ線源１１の出射口に設け、これをＸ線の照射タイミングに同期するように回転（又は並進）させることにより、Ｘ線の照射と停止を切り替えてもよい。それによれば、Ｘ線管１８を安定した状態に保ち、照射線量のバラツキをより確実に防止することができる。

　また、第２の吸収型格子３２とＦＰＤ３０との間に線量検出器３５を配置することもできる。更に、線量検出部３５と同等の構成をＸ線画像検出器自体が有していてもよく、具体的な態様としては、特開２００４－１３００５８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ができ、それによって線量検出部３５を排することができる。このＸ線画像検出器は、図１６に示すように、モアレ縞を撮影するための複数の画素４０とは別に、線量を検出するための複数の画素（光電変換素子）４７と、これら画素４７がスイッチングなしに接続される読み出し回路４８とを備えている。各画素４７から読み出される電荷は、読み出し回路４８において素子毎に加算され、それにより、各画素４７に入射するＸ線量が検出される。そして、これらの画素４７の一対の電極間に印加されるバイアス電圧を素子毎に制御する制御器（図示せず）を更に設け、一部の画素４７を選択的に機能させることができるよう構成する。

　図１７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、上記第１実施形態の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方向に所定のピッチで配列した多数の小焦点光源（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ｐ_３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Ｌ_３として、次式（１８）を満たすように設定する必要がある。

　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ｐ_２は、次式（１９）の関係を満たすように決定される。

　このように、本Ｘ線撮影システムでは、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１８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Ｘ線撮影システム１０は、ベッド６１の天板６２上に設けられた指標に関心領域をあわせるものとして説明したが、指標に関心領域をあわせることが困難な場合がある。例えば、膝関節を関心領域とする場合に、脊椎のような正中線（正面からみて体の中央を通る線）上の部位に比較して膝関節は正中線から離れているため、肢位変更が難しい被検者にあっては天板中央の指標に膝関節を配置することは困難である。また、脊椎を関心領域とする場合に、指標は幅の広い胸腹部で覆われて確認しづらく、よって、指標に脊椎をあわせることは困難である。

　そこで、本Ｘ線撮影システム８０は、被写体種別に応じて選択される線量検出素子３６の群と重なる指標を可視光によって被写体上に投影する。具体的には、コリメータユニット１９に可視光源８１が設けられており、コリメータ１９ａによってＸ線照射野と略一致する可視光の照射野が形成される。そして、コリメータユニット１９の出射口に、指標を形成する遮光体（図示せず）が設けられており、この遮光体の投影像が指標となる。また、撮影部１２が、ベッド６１の天板６２とは分離して支持されており、天板６２が、ｘ方向、及びｙ方向に並進移動可能に構成されている。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。

　図１９は、図１８の放射線撮影システムにおいて、被写体上に投影される指標の一例を示す。

　図１９に示す例では、膝関節部を被写体として、被写体上に、指標としてのｘ方向に延びるライン６４ｘ及びｙ方向に延びるライン６４ｙが投影されている。ライン６４ｘは、膝関節部に応じて選択された線量検出素子３６の群（図５において二点鎖線Ａで囲まれる線量検出素子３６の群）に重なり、ライン６４ｙは、選択された線量検出素子３６の群の並びの中央を通ってｙ方向に延びる仮想の中央線に重なる。これらのライン６４ｘ，６４ｙは、例えば、遮光体としてのワイヤをコリメータユニット１９の出射口に設け、コリメータユニット１９内の可視光源８１からの光でこれを投影することによって形成することができる。

　そして、被写体の関心領域（大腿骨及び脛骨並びにそれらの間に介在する膝関節）がライン６４ｘに沿い、かつ膝関節がライン６４ｘとライン６４ｙの交点に位置するように、手動操作若しくは適宜な駆動手段によって天板６２がｘ方向及びｙ方向に適宜並進移動される。それにより、選択された線量検出素子３６の群に対する関心領域の位置あわせがなされる。

　本Ｘ線撮影システム８０によれば、被検者に肢位変更の負担をかけずに、選択された線量検出素子３６の群に対する関心領域の位置あわせを容易に行うことができる。

　なお、遮光体の投影像によって指標を形成するものとして説明したが、コリメータユニット１９にレーザー光源及びポリゴンミラーを設け、ポリゴンミラーを回転させてレーザー光を走査しながらレーザー光を被写体上に投射し、それによって指標を形成するようにしてもよい。また、天板６２をｘ方向、及びｙ方向に並進移動させるのに替えて、Ｘ線源１１及び撮影部１２を連動して並進移動させることによって、関心領域をＸ線照射野内に収め、関心領域と指標との位置あわせを行うようにすることもできる。

　図２０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Ｘ線撮影システム１０において、縞走査により得られる位相コントラスト画像は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部の周期配列方向（ｘ方向）のＸ線の屈折成分に基づくものであり、Ｘ線遮蔽部の延伸方向（ｙ方向）の屈折成分は含まれていない。このため、被検体Ｈの形状と向きによっては描出できない部位が存在する。例えば、関節軟骨の荷重面の方向をｙ方向に合わせると、荷重面に垂直な形状を有する軟骨周辺組織（腱や靭帯など）は描出が不十分になると考えられる。被写体Ｈを動かすことにより、描出が不十分な部位を再度撮影することは可能ではあるが、被検体Ｈ及び術者の負担が増えることに加え、再度撮影した画像との位置再現性を担保することが難しいといった問題がある。

　そこで、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の格子面の中心に直交する仮想線（Ｘ線の光軸Ａ）を中心として、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を、第１の向きから一体的に回転させて、第２の向きとする格子回転機構１０５を設け、第１の向きと第２の向きとのそれぞれにおいて位相コントラスト画像を生成するように構成することも好適である。

　なお、図示の例では、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を９０°回転させており、第１の向きと第２の向きとが直交しているが、第１の向きと第２の向きとが交差する限りにおいて第１及び第２の吸収型格子３１，３２の回転角度は９０°に限られるものではない。また、この格子回転機構１０５は、ＦＰＤ３０とは別に第１及び第２の吸収型格子３１，３２のみを一体的に回転させるものであってもよいし、第１及び第２の吸収型格子３１，３２とともにＦＰＤ３０を一体的に回転させるものであってもよい。更に、マルチスリット１０３を備える場合は、第１及び第２の吸収型格子３１,３２と回転が一致するように、マルチスリット１０３及びコリメータ１０９、若しくはこれらが一体で形成された放射線源を回転させる。なお、格子回転機構１０５を用いた第１及び第２の向きにおける位相コントラスト画像の生成は、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２１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、その演算部の構成を示す。

　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。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Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）を、図２２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Ｉ_ｋ（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Ｉ_ｋ（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Ｉ_ｋ（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。

　なお、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から、吸収像を作成するようにしてもよい。この吸収像は、検出系の透過率ムラを反映している（グリッドの透過率ムラ、線量検出器の吸収の影響等の情報が含まれている）。そこで、この画像から、検出系の透過率ムラを補正するための補正係数マップを作成することが出来る。被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から、吸収像を作成し、前述の補正係数を各画素にかけることで、検出系の透過率ムラを補正した、被写体の吸収像を得ることが出来る。

　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Ｉ_ｋ（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Ｉ_ｋ（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Ｉ_ｋ（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。

　なお、前述した各Ｘ線撮影システムでは、放射線として一般的なＸ線を用いる場合について説明したが、本発明に用いられる放射線はＸ線に限られるものではなく、α線、γ線等のＸ線以外の放射線を用いることも可能である。

　以上、説明したように、本明細書には、放射線高吸収部及び放射線低吸収部を関心領域に含む被写体の放射線位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システムであって、前記被写体に向けて照射される放射線の進行方向に前記被写体より下流に配置される放射線画像検出器、及び前記被写体より下流にあって前記放射線画像検出器の受像面と平行な面内に分散して配置され、各々が入射する放射線の線量を検出する複数の放射線検出素子を含む撮影部と、前記低吸収部を透過した放射線が入射する少なくとも一つの線量検出素子を抽出する素子抽出部と、前記素子抽出部によって抽出された線量検出素子により検出される検出線量に基づいて露光制御する制御部と、を備える放射線撮影システムが開示されている。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記素子抽出部が、前記各線量検出素子の検出線量に基づいて、前記放射線低吸収部を透過した放射線が入射する線量検出素子を抽出する。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記関心領域を透過した放射線が入射する線量検出素子群を予め選択する選択部を更に備え、前記素子抽出部は、前記線量検出素子群うちから前記放射線低吸収部を透過した放射線が入射する線量検出素子を抽出する

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記選択部が、前記線量検出素子群のパターンを被写体種別毎に記憶しており、前記被写体に対応するパターンに基づいて前記線量検出素子群を予め選択する。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記被写体を支持する支持台を備え、前記支持台は、放射線焦点を視点として前記線量検出素子群と重なる指標を被写体種別毎に有する。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、放射線焦点を視点として前記線量検出素子群に重なる指標を、可視光によって前記被写体に投影する投影部を更に備える。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記指標が前記関心領域に投影されるように、放射線照射野及び前記投影部並びに前記撮影部と、前記被写体とが相対移動する。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記素子抽出部が、前記複数の線量検出素子のうち、検出線量が最大の線量検出素子を抽出する。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記素子抽出部が、前記複数の線量検出素子のうち、検出線量が予め設定される閾値より大きい線量検出素子を抽出する。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記放射線低吸収部が、相対する二つの前記放射線高吸収部の間に介在しており、前記素子抽出部が、前記複数の線量検出素子のうち、検出線量が予め設定される閾値より小さい線量検出素子の並びにあって、かつ前記閾値より大きい線量検出素子を抽出する。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記制御部が、前記素子抽出部によって抽出された線量検出素子が複数ある場合に、それらの線量検出素子の検出線量の最大値に基づいて露光制御する。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記撮影部が、前記被写体の上流又は下流に配置される第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放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有し、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格子パターンと、を更に含み、前記放射線画像検出器は、前記被写体によって変調され、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。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記格子パターンが、第２の格子であって、前記撮影部は、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含む。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、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。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記複数の線量検出素子が、前記格子パターンの上流に配置されており、前記制御部は、前記格子パターンが互いに異なる前記相対位置に置かれる各撮影ステップにおいて、前記素子抽出部によって抽出された前記線量検出素子の検出線量が予め設定された閾値に達するまで露光を継続する。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記複数の線量検出素子が、前記格子パターンの下流に配置されており、前記制御部は、前記格子パターンが互いに異なる前記相対位置に置かれる各撮影ステップにおいて、１回目の撮影ステップでは、前記素子抽出部によって抽出された前記線量検出素子の検出線量が予め設定された閾値に達するまで露光を継続し、２回目以降の撮影では、前記１回目の撮影ステップにおいて要した露光時間が経過するまで露光を継続する。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記撮影部が、放射線照射野の軸を中心として、少なくとも前記第１の格子及び前記格子パターンを一体に回転させる回転機構を更に含む。

　また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記放射線画像検出器で取得される放射線画像から、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、前記被写体の放射線位相コントラスト画像を生成する演算部を更に備える。

　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２８日出願の日本特許出願（特願２０１０－２４２７８０）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
２０　　　制御装置（制御部）
３０　　　ＦＰＤ（放射線画像検出器）
３１　　　第１の吸収型格子
３２　　　第２の吸収型格子
３３　　　走査機構
３５　　　線量検出部
３６　　　線量検出素子
３７　　　読み出し回路（素子抽出部）
４０　　　画素
６１　　　ベッド（支持台）

Claims

　放射線高吸収部及び放射線低吸収部を関心領域に含む被写体の放射線位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システムであって、
　前記被写体に向けて照射される放射線の進行方向に前記被写体より下流に配置される放射線画像検出器、及び前記被写体より下流にあって前記放射線画像検出器の受像面と平行な面内に分散して配置され、各々が入射する放射線の線量を検出する複数の線量検出素子を含む撮影部と、
　前記放射線低吸収部を透過した放射線が入射する少なくとも一つの線量検出素子を抽出する素子抽出部と、
　前記素子抽出部によって抽出された線量検出素子により検出される検出線量に基づいて露光制御を行う制御部と、
　を備える放射線撮影システム。
　請求項１に記載の放射線撮影システムであって、
　前記素子抽出部は、前記各線量検出素子の検出線量に基づいて、前記放射線低吸収部を透過した放射線が入射する線量検出素子を抽出する放射線撮影システム。
　請求項２に記載の放射線撮影システムであって、
　前記関心領域を透過した放射線が入射する線量検出素子群を予め選択する選択部を更に備え、
　前記素子抽出部は、前記線量検出素子群うちから前記放射線低吸収部を透過した放射線が入射する線量検出素子を抽出する放射線撮影システム。
　請求項３に記載の放射線撮影システムであって、
　前記選択部は、前記線量検出素子群のパターンを被写体種別毎に記憶しており、前記被写体に対応するパターンに基づいて前記線量検出素子群を予め選択する放射線撮影システム。
　請求項４に記載の放射線撮影システムであって、
　前記被写体を支持する支持台を備え、
　前記支持台は、放射線焦点を視点として前記線量検出素子群に重なる指標を被写体種別毎に有する放射線撮影システム。
　請求項４に記載の放射線撮影システムであって、
　放射線焦点を視点として前記線量検出素子群に重なる指標を、可視光によって前記被写体に投影する投影部をさらに備える放射線撮影システム。
　請求項６に記載の放射線撮影システムであって、
　前記指標が前記関心領域に投影されるように、放射線照射野及び前記投影部並びに前記撮影部と、前記被写体とが相対移動する放射線撮影システム。
　請求項２から７のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
　前記素子抽出部は、前記複数の線量検出素子のうち、検出線量が最大の線量検出素子を抽出する放射線撮影システム。
　請求項２から７のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
　前記素子抽出部は、前記複数の線量検出素子のうち、検出線量が予め設定される閾値より大きい線量検出素子を抽出する放射線撮影システム。
　請求項２に記載の放射線撮影システムであって、
　前記放射線低吸収部は、相対する二つの前記放射線高吸収部の間に介在しており、
　前記素子抽出部は、前記複数の線量検出素子のうち、検出線量が予め設定される閾値より小さい線量検出素子の並びにあって、かつ前記閾値より大きい線量検出素子を抽出する放射線撮影システム。
　請求項９又は請求項１０に記載の放射線撮影システムであって、
　前記制御部は、前記素子抽出部によって抽出された線量検出素子が複数ある場合に、それらの線量検出素子の検出線量の最大値に基づいて露光制御する放射線撮影システム。
　請求項１から１１のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
　前記撮影部は、前記被写体の上流又は下流に配置される第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放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する格子パターンと、を更に含み、
　前記放射線画像検出器は、前記被写体によって変調され、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撮影システム。
　請求項１２に記載の放射線撮影システムであって、
　前記格子パターンは、第２の格子であって、
　前記撮影部は、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含む放射線撮影システム。
　請求項１２に記載の放射線撮影システムであって、
　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撮影システム。
　請求項１３又は請求項１４に記載の放射線撮影システムであって、
　前記複数の線量検出素子は、前記格子パターンの上流に配置されており、
　前記制御部は、前記格子パターンが互いに異なる前記相対位置に置かれる各撮影ステップにおいて、前記素子抽出部によって抽出された前記線量検出素子の検出線量が予め設定された閾値に達するまで露光を継続する放射線撮影システム。
　請求項１３に記載の放射線撮影システムであって、
　前記複数の線量検出素子は、前記格子パターンの下流に配置されており、
　前記制御部は、前記格子パターンが互いに異なる前記相対位置に置かれる各撮影ステップにおいて、１回目の撮影ステップでは、前記素子抽出部によって抽出された前記線量検出素子の検出線量が予め設定された閾値に達するまで露光を継続し、２回目以降の撮影では、前記１回目の撮影ステップにおいて要した露光時間が経過するまで露光を継続する放射線撮影システム。
　請求項１２から請求項１６のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
　前記撮影部は、放射線照射野の軸を中心として、少なくとも前記第１の格子及び前記格子パターンを一体に回転させる回転機構をさらに含む放射線撮影システム。
　請求項１から１７のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
　前記放射線画像検出器で取得される放射線画像から、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、前記被写体の放射線位相コントラスト画像を生成する演算処理部を更に備える放射線撮影システム。