WO2015008524A1 - Ｘ線撮影装置及びｘ線撮影方法 - Google Patents

Ｘ線撮影装置及びｘ線撮影方法 Download PDF

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WO2015008524A1
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WO
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ray
grating
subject
imaging
source
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PCT/JP2014/062436
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星野　嘉秀
西野　聡
北村　光晴
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コニカミノルタ株式会社
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    • A61B6/48—Diagnostic techniques
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    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
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    • G01N23/046—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material using tomography, e.g. computed tomography [CT]
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    • G21K1/00—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating
    • G21K1/10—Scattering devices; Absorbing devices; Ionising radiation filters
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    • G21K2207/00—Particular details of imaging devices or methods using ionizing electromagnetic radiation such as X-rays or gamma rays
    • G21K2207/005—Methods and devices obtaining contrast from non-absorbing interaction of the radiation with matter, e.g. phase contrast

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray imaging apparatus and an X-ray imaging method using a Talbot interferometer or a Talbot-Lau interferometer.
  • X-ray imaging provided with an X-ray detector (Flat Panel Detector: FPD) in which conversion elements that generate electrical signals in accordance with irradiated X-rays are arranged and the electrical signals generated by these conversion elements are read as image signals
  • FPD X-ray detector
  • an X-ray source that irradiates an X-ray detector with an X-ray
  • a Talbot interferometer or a Talbot-Lau interferometer equipped with a plurality of diffraction gratings, etc.
  • a line imaging apparatus is known (for example, see Patent Documents 1 and 2).
  • Talbot interferometers and Talbot-low interferometers when coherent light is transmitted through a first grating with slits at a fixed period, connects the grating image at a fixed period in the light traveling direction. Is to be used.
  • a second grating is arranged at a position connecting the grating images of the first grating, and the moire pattern is slightly tilted with respect to the direction of the first grating. A stripe is formed. When an object is placed in front of the second grating, the moire is disturbed.
  • the subject is placed in front of the first grating and irradiated with coherent X-rays, and the resulting moire fringe image (referred to as a moire image) is calculated.
  • a moire image the resulting moire fringe image
  • the Talbot interferometer and the Talbot-Lau interferometer are used for photographing a fine structure such as a cartilage of a joint portion. Therefore, it is preferable that the X-ray source has a small focal point in order to suppress blur as much as possible.
  • X-rays are attenuated because a plurality of gratings are arranged between the X-ray source and the X-ray detector. For this reason, it is preferable that the X-ray dose is larger than that of an imaging apparatus in which no grid is arranged.
  • the X-ray source in order to generate one reconstructed image, a plurality of moire images with a fixed period interval are taken by relatively moving the lattice while the subject is fixed. Therefore, it is preferable that the photographing time is short. Since the X-ray dose (mAs value) is proportional to the tube current (mA) and time (s), the X-ray source preferably has a larger maximum allowable tube current.
  • An object of the present invention is to shorten the imaging standby time in a Talbot interferometer or a Talbot-low interferometer using a rotating anode.
  • a plurality of moire images necessary for generating a reconstructed image of the subject are obtained by repeating X-ray irradiation, and the X-ray detector repeats imaging in which an image signal is read according to the irradiated X-ray.
  • An X-ray imaging apparatus using a Talbot-Lau interferometer The X-ray source has a rotating anode; Start rotation of the rotating anode of the X-ray source, and perform a series of imaging for acquiring a plurality of moire images necessary for generating a reconstructed image of the subject while continuing to rotate the rotating anode.
  • a control unit is provided.
  • a Talbot interferometer that acquires a plurality of moire images necessary for generating a reconstructed image of the subject by irradiating and repeating imaging in which the X-ray detector reads an image signal according to the irradiated X-rays
  • An X-ray imaging apparatus used The X-ray source has a rotating anode; Start rotation of the rotating anode of the X-ray source, and perform a series of imaging for acquiring a plurality of moire images necessary for generating a reconstructed image of the subject while continuing to rotate the rotating anode.
  • a control unit is provided.
  • An X-ray source having a rotating anode and irradiating the subject with X-rays;
  • An X-ray detector that two-dimensionally arranges a conversion element that generates an electric signal in accordance with X-rays emitted from the X-ray source, and reads the electric signal generated by the conversion element as an image signal;
  • a multi-slit having a plurality of slits, a first grating and a second grating, arranged on an X-ray irradiation path between the X-ray source and the X-ray detector;
  • a driving unit that moves at least one of the multi slit, the first grating, and the second grating; With Each time at least one of the multi-slit, the first grating, and the second grating is moved by the driving unit in a direction orthogonal to the X-ray irradiation direction at regular intervals, the X-ray
  • a plurality of moire images necessary for generating a reconstructed image of the subject are obtained by repeating X-ray irradiation, and the X-ray detector repeats imaging in which an image signal is read according to the irradiated X-ray.
  • An X-ray imaging method in an X-ray imaging apparatus using a Talbot-Lau interferometer The rotation of the rotary anode of the X-ray source is started, and a series of imaging for acquiring a plurality of moire images necessary for generating a reconstructed image of the subject is performed while the rotation of the rotary anode is continued.
  • An X-ray source having a rotating anode and irradiating the subject with X-rays;
  • An X-ray detector that two-dimensionally arranges a conversion element that generates an electric signal in accordance with X-rays emitted from the X-ray source, and reads the electric signal generated by the conversion element as an image signal;
  • a first grating and a second grating disposed on an X-ray irradiation path between the X-ray source and the X-ray detector and having a plurality of slits;
  • a driving unit that moves at least one of the first grating and the second grating; With Each time at least one of the first grating and the second grating is moved in a direction orthogonal to the X-ray irradiation direction by the driving unit at a constant cycle interval, X-rays are emitted to the subject by the X-ray source.
  • a Talbot interferometer that acquires a plurality of moire images necessary for generating a reconstructed image of the subject by irradiating and repeating imaging in which the X-ray detector reads an image signal according to the irradiated X-rays
  • An X-ray imaging method in the used X-ray imaging apparatus The rotation of the rotary anode of the X-ray source is started, and a series of imaging for acquiring a plurality of moire images necessary for generating a reconstructed image of the subject is performed while the rotation of the rotary anode is continued.
  • the present invention it is possible to shorten the imaging standby time in a Talbot interferometer or a Talbot low interferometer using a rotating anode.
  • FIG. 13 is an enlarged view of the vicinity of the radiation source of the Talbot low imaging apparatus of FIG. 12. It is a figure explaining the structure in the 2nd cover unit of the lower part of the Talbot low imaging device which concerns on 2nd Embodiment. It is a schematic diagram which shows typically the structure of the radiation source vicinity in the Talbot low imaging device which concerns on 2nd Embodiment. It is the figure which looked at the structure near the source grid of the state which removed the 1st cover unit from the lower side. It is a figure explaining the part by which the slit of the radiation source grating
  • FIG. 1 shows an X-ray imaging system according to the first embodiment of the present invention.
  • the X-ray imaging system includes an X-ray imaging apparatus 1 and a console 5.
  • the X-ray imaging apparatus 1 performs X-ray imaging with a Talbot-Lau interferometer, and the console 5 generates a reconstructed image of the subject using a plurality of moire images obtained by the X-ray imaging.
  • the X-ray imaging apparatus 1 includes an X-ray source 11, a multi-slit 12, a subject table 13, a first grating 14, a second grating 15, an X-ray detector 16, a holding part 17, and a body part 18. Etc.
  • the X-ray imaging apparatus 1 is a vertical type, and the X-ray tube 111 of the X-ray source 11, the multi-slit 12, the subject table 13, the first grating 14, the second grating 15, and the X-ray detector 16 are arranged in gravity in this order.
  • the z direction is the direction.
  • the distance between the focal point of the X-ray source 11 and the multi-slit 12 is d 1 (mm)
  • the distance between the focal point of the X-ray source 11 and the X-ray detector 16 is d 2 (mm)
  • the distance between the multi-slit 12 and the first grating 14 is represented by d3 (mm)
  • the distance between the first grating 14 and the second grating 15 is represented by d4 (mm).
  • the distance d1 is preferably 5 to 500 (mm), more preferably 5 to 300 (mm).
  • the distance d2 is generally at least 3000 (mm) or less because the height of the photographing room is generally about 3 (m) or less.
  • the distance d2 is preferably 400 to 3000 (mm), more preferably 500 to 2000 (mm).
  • the distance (d1 + d3) between the focal point of the X-ray source 11 and the first grating 14 is preferably 300 to 3000 (mm), more preferably 400 to 1800 (mm).
  • the distance (d1 + d3 + d4) between the focal point of the X-ray source 11 and the second grating 15 is preferably 400 to 3000 (mm), and more preferably 500 to 2000 (mm).
  • Each distance may be set by calculating an optimum distance at which the lattice image (self-image) by the first lattice 14 overlaps the second lattice 15 from the wavelength of the X-rays emitted from the X-ray source 11.
  • the X-ray tube 111 of the X-ray source 11, the multi-slit 12, the subject table 13, the first grating 14, the second grating 15, and the X-ray detector 16 are integrally held by the same holding unit 17 and are in the z direction.
  • the positional relationship is fixed.
  • the holding portion 17 is formed in an arm shape, and is attached to the main body portion 18 so as to be movable in the z direction by a driving portion 18 a provided in the main body portion 18.
  • the X-ray tube 111 of the X-ray source 11 is held via a buffer member 17a. Any material may be used for the buffer member 17a as long as it can absorb shocks and vibrations, and examples thereof include an elastomer. Since the X-ray tube 111 generates heat when irradiated with X-rays, it is preferable that the buffer member 17a on the X-ray tube 111 side is additionally a heat insulating material.
  • the X-ray source 11 includes an X-ray tube 111 having a rotating anode and a cathode filament, and X-ray control for supplying a high voltage for irradiating the X-ray tube 111 with an X-ray having a desired radiation quality and dose.
  • the X-ray control device 112 generates X-rays in the X-ray tube 111 and irradiates the X-rays in the gravitational direction (z direction).
  • the rotary anode of the X-ray tube 111 has a target made of tungsten, molybdenum, or the like, and is controlled by a drive motor (not shown) at a predetermined rotational speed for the purpose of preventing local overheating of the target surface in accordance with control from the X-ray control device 112. It is rotated by.
  • the filament of the X-ray tube 111 is heated by the current supplied from the X-ray control device 112 and emits thermoelectrons.
  • the emitted thermoelectrons are accelerated in the direction of the target by a high voltage of 20 to 100 kV applied between the anode and the cathode by the X-ray controller 112, collide with the target, and generate X-rays.
  • the X-ray controller 112 includes a high voltage generator 112a that applies a high voltage to the X-ray tube 111, and an X-ray controller 112b that controls the X-ray tube 111 and the high voltage generator 112a.
  • the high voltage generator 112a various types of circuits such as a single-phase full-wave rectifier circuit, a single-phase half-wave rectifier circuit, a self-rectifier circuit, a three-phase full-wave rectifier circuit, a constant voltage circuit, and a capacitor type can be applied. However, it is not particularly limited.
  • the X-ray control unit 112b controls the X-ray irradiation by the X-ray tube 111 by controlling the tube current supplied to the X-ray tube 111, the tube voltage, the time for supplying these, and the like.
  • the tube current is a current of an electron beam incident on the target of the X-ray tube 111.
  • the tube voltage is a voltage applied between the anode and the cathode of the X-ray tube 111.
  • the X-ray control unit 112b controls the drive motor connected to the rotating anode of the X-ray tube 111 to rotate the rotating anode.
  • the focal diameter of the X-ray is preferably 0.03 to 3 (mm), more preferably 0.1 to 1 (mm).
  • the X-ray source 11 in the present embodiment is an X-ray source having a small focus and a high output (a maximum allowable tube current is large) for an X-ray CT apparatus.
  • the multi slit 12 is a diffraction grating, and a plurality of slits S are provided at predetermined intervals in the x direction as shown in FIG.
  • the multi-slit 12 is formed on a substrate having a low X-ray absorption rate such as silicon or glass by using a material having a high X-ray shielding power such as tungsten, lead, or gold, that is, a high X-ray absorption rate.
  • the resist layer is masked into a slit shape by photolithography, and the pattern of the slit S is transferred to the resist layer by irradiation with UV.
  • a slit structure having the same shape as the pattern is obtained by exposure, and a metal is embedded between the slit structures by electroforming to form a multi-slit 12.
  • the slit period of the multi slit 12 is 1 to 60 ( ⁇ m). As shown in FIG. 2, the slit period is a period between adjacent slits S.
  • the width (length in the x direction) of the slit S is 1 to 60 (%) of the slit period, and more preferably 10 to 40 (%).
  • the height (length in the z direction) of the slit S is 1 to 500 ( ⁇ m), preferably 1 to 150 ( ⁇ m).
  • a drive unit 12 a that moves the multi slit 12 in the x direction orthogonal to the z direction is provided adjacent to the multi slit 12.
  • a relatively large reduction ratio type drive mechanism such as a worm reducer can be used alone or in combination.
  • the subject table 13 is a table for placing a subject.
  • the first grating 14 is a diffraction grating in which a plurality of slits S having a predetermined period are provided in the x direction in the same manner as the multi-slit 12 (see FIG. 2).
  • the first lattice 14 can be formed by photolithography using UV as in the case of the multi-slit 12, or a silicon substrate is deeply digged with a fine fine line by a so-called ICP method to form a lattice structure only with silicon It is good as well.
  • the slit period of the first grating 14 is 1 to 20 ( ⁇ m).
  • the width of the slit S is 20 to 70 (%) of the slit period, preferably 35 to 60 (%).
  • the height of the slit S is 1 to 100 ( ⁇ m).
  • the height of the slit S is such that the phase difference between the two materials forming the slit period, that is, the materials of the X-ray transmitting portion and the X-ray shielding portion is ⁇ / 8 to 15 ⁇ ⁇ .
  • the height is / 8.
  • the height is preferably ⁇ / 4 to 3 ⁇ ⁇ / 4.
  • the height of the slit S is set to a height at which X-rays are sufficiently absorbed by the X-ray shielding part.
  • the second grating 15 is a diffraction grating provided with a plurality of slits S having a predetermined period in the x direction, like the multi-slit 12 (see FIG. 2).
  • the second grating 15 can also be formed by photolithography.
  • the slit period of the second grating 15 is 1 to 20 ( ⁇ m).
  • the width of the slit S is 30 to 70 (%) of the slit period, and preferably 35 to 60 (%).
  • the height of the slit S is 1 to 100 ( ⁇ m).
  • each of the first grating 14 and the second grating 15 has a grating plane perpendicular to the z direction (parallel in the xy plane), and the direction of the slit S of the first grating 14 and the second grating
  • the direction of the 15 slits S is inclined at a predetermined angle (slightly) in the xy plane, but both may be arranged in parallel.
  • the multi-slit 12, the first grating 14, and the second grating 15 can be configured as follows, for example.
  • Focal diameter of X-ray tube 111 of X-ray source 11 300 ( ⁇ m), tube voltage: 40 (kVp), additional filter: aluminum 1.6 (mm)
  • Distance d1 from the focal point of the X-ray source 11 to the multi slit 12 240 (mm)
  • the X-ray detector 16 has two-dimensionally arranged conversion elements that generate electric signals in accordance with the irradiated X-rays, and reads the electric signals generated by the conversion elements as image signals.
  • the pixel size of the X-ray detector 16 is 10 to 300 ( ⁇ m), more preferably 50 to 200 ( ⁇ m).
  • the position of the X-ray detector 16 is fixed to the holding unit 17 so as to contact the second grating 15. This is because the moire image obtained by the X-ray detector 16 becomes blurred as the distance between the second grating 15 and the X-ray detector 16 increases.
  • an FPD Felat Panel Detector
  • FPD includes an indirect conversion type that converts detected X-rays into electrical signals via photoelectric conversion elements, and a direct conversion type that converts detected X-rays directly into electrical signals. Also good.
  • photoelectric conversion elements are two-dimensionally arranged with TFTs (thin film transistors) under a scintillator plate such as CsI or Gd 2 O 2 to constitute each pixel.
  • TFTs thin film transistors
  • the scintillator plate emits light. Charges are accumulated in each photoelectric conversion element by the emitted light, and the accumulated charges are read as an image signal.
  • an amorphous selenium film having a film pressure of 100 to 1000 ( ⁇ m) is formed on the glass by thermal evaporation of amorphous selenium, and the amorphous selenium film and the electrode are arranged on the two-dimensionally arranged TFT array. Vapor deposited.
  • the amorphous selenium film absorbs X-rays, a voltage is released in the material in the form of electron-hole pairs, and a voltage signal between the electrodes is read by the TFT.
  • imaging means such as a CCD (Charge Coupled Device) or an X-ray camera may be used as the X-ray detector 16.
  • the main body 18 includes a control unit 181, an operation unit 182, a display unit 183, a communication unit 184, a storage unit 185, a timer 186, and the like.
  • the control unit 181 includes a CPU (Central Processing Unit), a RAM (Random Access Memory), and the like, and executes various processes in cooperation with a program stored in the storage unit 185.
  • CPU Central Processing Unit
  • RAM Random Access Memory
  • the control unit 181 is connected to each unit such as the X-ray control device 112, the drive unit 12a, the drive unit 18a, the X-ray detector 16, and the like, for example, according to the setting information of the imaging conditions input from the console 5
  • the timing of the X-ray irradiation from the source 11, the X-ray irradiation conditions, the reading timing of the image signal by the X-ray detector 16, the movement of the multi-slit 12, etc. are controlled.
  • the operation unit 182 includes an exposure switch, a pre-exposure switch, and the like, generates an operation signal corresponding to these operations, and outputs the operation signal to the control unit 181.
  • the display unit 183 displays the operation screen, the operation status of the X-ray imaging apparatus 1 and the like on the display according to the display control of the control unit 181.
  • the communication unit 184 includes a communication interface and communicates with the console 5 on the network. For example, the communication unit 184 transmits the moire image read by the X-ray detector 16 and stored in the storage unit 185 to the console 5.
  • the storage unit 185 stores a program executed by the control unit 181 and data necessary for executing the program.
  • the storage unit 185 stores the moire image obtained by the X-ray detector 16.
  • the console 5 controls the imaging operation of the X-ray imaging apparatus 1 according to the operation by the operator. Further, the console 5 generates a reconstructed image for diagnosis (subject) using a plurality of moire images obtained by the X-ray imaging apparatus 1.
  • the console 5 includes a control unit 51, an operation unit 52, a display unit 53, a communication unit 54, and a storage unit 55.
  • the control unit 51 is configured by a CPU (Central Processing Unit), a RAM (Random Access Memory), and the like, and in cooperation with a program stored in the storage unit 55, various types including a reconstructed image generation process to be described later. Execute the process.
  • CPU Central Processing Unit
  • RAM Random Access Memory
  • the operation unit 52 includes a keyboard having cursor keys, numeric input keys, various function keys, and the like, and a pointing device such as a mouse, and includes a key pressing signal pressed by the keyboard and an operation signal by the mouse. Is output to the control unit 51 as an input signal. It is good also as a structure provided with the touchscreen comprised integrally with the display of the display part 53, and producing
  • the display unit 53 includes, for example, a monitor such as a CRT (Cathode Ray Tube) or an LCD (Liquid Crystal Display), and the operation screen and the operation status of the X-ray imaging apparatus 1 according to the display control of the control unit 51.
  • a monitor such as a CRT (Cathode Ray Tube) or an LCD (Liquid Crystal Display)
  • the generated reconstructed image for diagnosis is displayed.
  • the communication unit 54 includes a communication interface, and communicates with the X-ray imaging apparatus 1 and the X-ray detector 16 on the network by wire or wirelessly. For example, the communication unit 54 transmits imaging conditions and control signals to the X-ray imaging apparatus 1 and receives a moire image from the X-ray imaging apparatus 1 or the X-ray detector 16.
  • the storage unit 55 stores a program executed by the control unit 51 and data necessary for executing the program.
  • the storage unit 55 stores imaging order information that is imaging information reserved by a RIS (Radiology Information System), a HIS (Hospital Information System), or the like (not shown).
  • the imaging order information is information such as patient ID, patient name, imaging region (subject region), presence / absence of background imaging.
  • the background photographing is photographing for acquiring an image for image correction used for correcting the reconstructed image of the subject in the reconstructed image generation processing executed in the console 5. Specifically, a series of shootings of a plurality of steps described later are performed without placing a subject on the subject table 13, and a plurality of moire images without a subject are obtained.
  • the storage unit 55 stores the moire image acquired by the X-ray imaging apparatus 1 based on the imaging order information and the diagnostic reconstructed image generated based on the moire image in association with the imaging order information.
  • the storage unit 55 stores in advance gain correction data corresponding to the X-ray detector 16, a defective pixel map, and the like.
  • the defective pixel map is position information (coordinates) of defective pixels (including those without pixels) of the X-ray detector 16.
  • the shooting order information is read from the storage unit 55 by the control unit 51 and displayed on the display unit 53.
  • the control unit 51 associates the designated photographing order information with a status of “being photographed” and sets photographing conditions according to the designated photographing order information.
  • Information (including information on the subject part and whether or not background imaging is present) is transmitted to the X-ray imaging apparatus 1 by the communication unit 54.
  • the X-ray imaging apparatus 1 when setting information of imaging conditions is received from the console 5 by the communication unit 184, preparation for X-ray imaging is performed based on the setting information of imaging conditions.
  • the multi-slit 12 is disposed near the X-ray tube 111 between the X-ray tube 111 of the X-ray source 11 and the first grating 14, and X-ray imaging using a Talbot-Lau interferometer is performed. Is done.
  • the Talbot interferometer is based on the premise that the X-ray source 11 is an ideal point source. However, even when a focal point having a large focal diameter is used, the multi-slit 12 causes the X-ray to appear as a plurality of point sources. Use multiple light sources as if they were illuminated. This is an X-ray imaging method using a Talbot-Lau interferometer, and a Talbot effect similar to that of a Talbot interferometer can be obtained even when the focal diameter is somewhat large.
  • FIG. 6 is a flowchart showing an imaging control process executed by the control unit 181 of the X-ray imaging apparatus 1. The flow of the imaging control process will be described with reference to FIG.
  • step S1 If the operator operates the exposure switch of the operation unit 182 with the subject placed on the subject table 13 (step S1; YES), the control unit 181 drives the X-ray source 11, the X-ray detector 16, and the drive.
  • the unit 12a is controlled to perform photographing in a plurality of steps, and a plurality of moire images necessary for generating one reconstructed image are acquired (step S2).
  • FIG. 7A shows a timing chart of operations of the X-ray source 11, the X-ray detector 16, and the drive unit 12a in step S2.
  • the convex sections indicate periods in which each operation is performed.
  • step S2 when the rotation of the rotary anode of the X-ray tube 111 is stopped, the control unit 181 rotates the rotary anode of the X-ray tube 111 by the X-ray control device 112 of the X-ray source 11 (anode rotation). Then, X-ray irradiation by the X-ray source 11 is started with the multi slit 12 stopped (X-ray irradiation).
  • the charge is accumulated in accordance with the timing of X-ray irradiation and is synchronized with the timing of stopping the X-ray irradiation.
  • the charge accumulated in this manner is read as an image signal (image acquisition). This is one step of shooting.
  • the movement of the multi-slit 12 by the drive unit 12a is started at the timing when the imaging for one step is completed, and is stopped when the predetermined amount is moved (lattice movement), and the imaging of the next step is performed.
  • the movement and stop of the multi-slit 12 are repeated for a predetermined number of steps, and when the multi-slit 12 is stopped, X-ray irradiation and image signal reading are performed.
  • the multi-slit 12 is moved by one slit cycle and the shooting is completed, a series of shootings for acquiring a plurality of moire images necessary for generating one reconstructed image is completed.
  • the control unit 181 rotates the rotating anode of the X-ray tube 111 by the X-ray control device 112, sets a predetermined time in the timer 186, and starts counting (counting down).
  • the predetermined time set here is a time corresponding to a time limit when the rotating anode of the X-ray tube 111 is continuously rotated, and experimentally and empirically, the rotating anode is continuously rotated for more than the predetermined time. This is the time that will affect the life of the X-ray tube 111.
  • the number of steps in a series of photographing is 2 to 20, more preferably 3 to 10. From the viewpoint of obtaining a reconstructed image with high visibility in a short time, 5 steps are preferable (Reference 1: K. Hibino, BFOreb and DIFarrant, Phase shifting for nonsinusoidal wave forms with phase-shift errors, J. Opt. Soc. Am. A, Vol. 12, 761-768 (1995), Reference 2: A. Momose, W. Yashiro, Y. Takeda, Y. Suzuki and T. Hattori, Phase Tomography by X-ray Talbot Interferometetry for biological imaging, Jpn. J. Appl. Phys., Vol. 45, 5254-5262 (2006)).
  • the control unit 181 causes the communication unit 184 to transmit the moire image of each step to the console 5 (step S3).
  • the communication unit 184 may send the image to the console 5 one by one every time the shooting of each step is completed, or after all the moire images are obtained after the shooting of each step is completed. It is good also as transmitting.
  • the control unit 51 of the console 5 stores the moire image transmitted from the X-ray imaging apparatus 1 in the storage unit 55 in association with the imaging order information associated with the status of “under imaging”. Also, the status of the shooting order information is updated to “photographed”.
  • step S4 the control unit 181 executes anode rotation stop determination processing.
  • FIG. 9 shows a flowchart of anode rotation stop determination processing executed by the control unit 181.
  • the control unit 181 determines whether or not a predetermined time has elapsed since the rotating anode of the X-ray tube 111 started rotating based on the time measurement by the timer 186 (that is, the rotating anode continues rotating for a predetermined time). (Step S11).
  • step S11 When it is determined that a predetermined time has elapsed since the rotation anode of the X-ray tube 111 started rotating (step S11; YES), the control unit 181 uses the X-ray control device 112 to control the X-ray tube 111. The rotation of the rotating anode is stopped (step S16), and the anode rotation stop determining process is ended.
  • the control unit 181 determines a HU (Heat Unit) value in advance. It is determined whether or not the predetermined value has been reached (step S12). The control unit 181 obtains the HU value from the X-ray control device 112 and determines whether or not the HU value has reached a predetermined value.
  • the HU value is a value representing the input of the X-ray tube 111 calculated by the X-ray control device 112.
  • the HU value is as follows according to the circuit configuration of the high voltage generator 112a: (See “Medical X-ray tube device JIS Z4704: 200 * Guide” (Japan) Medical Imaging System Association SC0101). That is, the X-ray control device 112 functions as a calculation unit.
  • the symbols used in each formula are as follows.
  • C Capacitor capacity ( ⁇ F)
  • the load time is a time during which anode input is supplied to the X-ray tube 111.
  • the predetermined value serving as the determination criterion in step S12 is a value corresponding to the limit value of the HU value of the X-ray tube 111, and experimentally and empirically, when the HU value exceeds the predetermined value, the life of the X-ray tube 111 is reached. This is the value that will be affected.
  • the control unit 181 causes the X-ray control device 112 to stop the rotation anode of the X-ray tube 111 (step S16). Then, the anode rotation stop determination process is terminated.
  • step S12 determines whether there is continuous shooting in steps S13 to S15.
  • step S ⁇ b> 13 the control unit 181 determines whether or not background shooting is set in the shooting condition setting information transmitted from the console 5 (step S ⁇ b> 13). If it is determined that the background imaging is set (step S13; YES), the control unit 181 continues the rotation of the rotary anode of the X-ray tube 111 (step S17), and the anode rotation stop determination process is terminated. To do.
  • the control unit 181 determines whether imaging of another subject region for the imaged patient is registered in the console 5 (Ste S14).
  • the control unit 181 transmits, for example, the patient ID of the imaged patient, information on the subject region, and the like to the console 5 via the communication unit 184, and captures another imaged subject (not yet) for the imaged patient. (Specifically, in the storage unit 55 of the console 5, the imaging order information of other subject parts with respect to the imaged patient (excluding the status of the imaging during imaging)) Whether or not is stored). Then, in accordance with an answer from the console 5, it is determined whether or not imaging of another subject part for the imaged patient is registered.
  • step S14 When it is determined that imaging of another subject region for the imaged patient is registered (step S14; YES), the control unit 181 continues the rotation of the rotating anode of the X-ray tube 111 (step S17), and rotates the anode.
  • the stop determination process ends.
  • the control unit 181 determines whether the imaging for the other patient is registered in the console 5 (Ste S15). In step S15, the control unit 181 determines whether or not imaging for another patient is registered in the console 5 via the communication unit 184 (specifically, in the storage unit 55 of the console 5 for other patients). Inquires about the imaging order information (whether or not the status is being acquired, excluding those that have already been acquired), and whether or not imaging for other patients is registered according to the answer from the console 5 Judging.
  • step S15 If it is determined that imaging for another patient has been registered (step S15; YES), the control unit 181 continues the rotation of the rotating anode of the X-ray tube 111 (step S17), and the anode rotation stop determination process ends. To do. If it is determined that imaging for another patient is not registered (step S15; NO), the control unit 181 determines that there is no imaging to be performed continuously, and the X-ray controller 112 causes the rotating anode of the X-ray tube 111 to be rotated. Is stopped (step S16), and the anode rotation stop determination process is terminated.
  • the next (second) series of shootings is performed. Is waiting (when there is background imaging, imaging of another subject part is registered in the imaging patient, and imaging of another patient is registered), the timing chart of FIG. 10 shows. As described above, the rotation of the rotating anode of the X-ray tube 111 is continued, and the next (second) series of imaging is executed (the imaging control process of FIG. 6 is executed. Background imaging is performed on the subject table 13. Shooting without placing the subject).
  • the rotation of the rotary anode of the X-ray tube 111 is similarly performed unless the conditions such as the rotation of the rotary anode continuing for a predetermined time or reaching a predetermined HU value are met.
  • the next shooting is executed with the operation continued.
  • the background photographing may be performed before or after a series of photographing performed by placing the subject on the subject table 13.
  • the first time shown in FIG. 10 is background photographing
  • the second time is a series of photographing for obtaining one reconstructed image with a subject.
  • pre-imaging pre-imaging
  • the pre-photographing is executed by the control unit 181 when the pre-exposure button of the operation unit 182 is pressed.
  • the control unit 181 starts rotation of the anode if the anode of the X-ray tube 111 is not rotating, and performs X-ray irradiation and image acquisition. That is, in the pre-shooting, a plurality of steps of shooting is not performed, and one shooting without the movement of the multi-slit 12 is performed.
  • the control unit 181 continues without stopping the rotation of the rotating anode of the X-ray tube 111 after the completion of the pre-imaging, and executes the next pre-imaging or actual imaging (imaging control process in FIG. 6).
  • FIG. 11 shows an X-ray source 11 and an X-ray detector in which main imaging (a series of imaging for acquiring a plurality of moire images necessary for generating a reconstructed image) is performed after two pre-imaging operations.
  • 16 shows a timing chart of the operation of the drive unit 12a.
  • the communication unit 54 receives a multi-step moire image from the main body unit 18, the received moire image is associated with shooting order information whose status is “being photographed” and a storage unit After storing in 55, a reconstructed image generation process is performed on the received moire image.
  • a moiré image obtained by photographing performed by placing a subject on the subject table 13 is referred to as a moiré image with a subject.
  • a moire image obtained by background photographing performed without placing a subject on the subject table 13 is referred to as a moire image without a subject.
  • the control unit 51 first applies an offset correction process, a gain correction process, a defective pixel correction process, an X-ray intensity fluctuation correction, etc. to a series of moire images with and without a subject.
  • the correction process is performed. Note that when the shooting order information includes information without background shooting, a moiré image without a subject stored in advance in the storage unit 55 is used.
  • the control unit 51 generates three types of reconstructed images (an absorption image, a differential phase image, and a small angle scattered image) based on the corrected moire image with a subject and the moire image without a subject.
  • the three types of reconstructed images can be generated by a known method, for example, as described in International Publication No. 2012/029340.
  • three types of reconstructed images with a subject an absorption image, a differential phase image, and a small angle scattered image
  • three types of reconstructed images (absorption image, differential phase image, small angle scattered image) without a subject are generated based on the corrected moire image without the subject.
  • an absorption image is generated by adding moire fringes of a plurality of moire images.
  • the differential phase image is generated by calculating the phase of the moire fringes using the principle of the fringe scanning method.
  • a reconstructed image without a subject of the same kind is used (for example, a differential phase image without a subject is used for a differential phase image with a subject), and moire fringes are used.
  • Phase correction and correction processing for removing image unevenness are performed, and three types of reconstructed images (of the subject) for final diagnosis are generated.
  • the X-ray tube 111 of the X-ray source 11 has a rotating anode
  • the control unit 181 starts rotation of the rotating anode by the X-ray control apparatus 112. While the rotation of the rotating anode is continued, the X-ray source 11, the X-ray detector 16, and the drive unit 12a perform a series of imaging for acquiring a plurality of moire images necessary for generating a reconstructed image of the subject. Make it. Accordingly, since a series of imaging can be performed without stopping and restarting the rotating anode, the imaging standby time can be shortened.
  • control unit 181 continues to rotate the rotating anode when there is continuous shooting after a series of shootings for acquiring a plurality of moire images necessary for generating a reconstructed image of the subject.
  • the next imaging is performed by the X-ray source 11, the X-ray detector 16, and the drive unit 12a. Therefore, if there is a next shooting after a series of shootings, the next shooting can be performed without stopping and restarting the rotating anode, so that the shooting standby time can be shortened.
  • the console 5 when imaging order information of a plurality of object parts is stored for one patient, after a series of imaging for one object part, the rotation anode is kept rotating and other Since the process shifts to a series of photographing of the subject part, the waiting time until the photographing of another subject part can be shortened.
  • imaging order information for a plurality of patients is stored in the console 5, after a series of imaging for one patient, a series of imaging for other patients is performed while the rotation of the rotating anode is continued. Since it shifts, it is possible to shorten the waiting time until imaging of another patient.
  • the images for image correction and a series of images are taken while the rotation of the rotating anode is continued. It is possible to shorten the shooting standby time between the shooting and the series of shooting.
  • control unit 181 stops the rotation of the rotating anode when a predetermined time has elapsed after the rotating anode starts rotating, and therefore does not exceed the time limit, that is, the life of the X-ray tube.
  • the rotation of the rotating anode can be continued within a range that does not exist.
  • control unit 181 stops the rotation of the rotating anode when the HU value exceeds a predetermined value, the rotation of the rotating anode can be continued within a range that does not affect the life of the X-ray tube.
  • the description in 1st Embodiment mentioned above is a suitable example which concerns on this invention, and is not limited to this.
  • the X-ray imaging apparatus using the Talbot-Lau interferometer that moves the multi slit 12 with respect to the first grating 14 and the second grating 15 during imaging has been described as an example.
  • the present invention may be applied to an X-ray imaging apparatus using a Talbot-Lau interferometer that moves either or both of the first grating 14 and the second grating 15.
  • the present invention may also be applied to an X-ray imaging apparatus using a Talbot interferometer that moves either the first grating 14 or the second grating 15 relative to another grating.
  • the rotation of the rotating anode of the X-ray tube 111 is stopped when the HU value reaches a predetermined value.
  • the X-ray imaging apparatus 1 measures the temperature of the X-ray tube 111.
  • the control unit 181 determines that the temperature of the X-ray tube 111 measured by the measurement unit instead of the HU value has reached a predetermined value in step S12 of FIG. 9. In this case, the rotation of the rotating anode of the X-ray tube 111 may be stopped. Even if comprised in this way, rotation of a rotating anode can be continued in the range which does not affect the lifetime of an X-ray tube.
  • a source grid (first In many cases, a filtration filter, an irradiation field stop, or the like is disposed in the vicinity of the multi-slit in the embodiment.
  • the filtration filter is arranged in the vicinity of the source grid, and the radiation quality of the radiation before or after being transmitted from the radiation source and transmitted through the source grid in accordance with the imaging region of the subject to be imaged, etc. It functions to change quality.
  • the irradiation field stop is also arranged in the vicinity of the source grid and functions to narrow the irradiation field of the irradiated radiation so that the radiation is irradiated to an appropriate range of the subject.
  • a filtering filter, an irradiation field stop, etc. are arranged in the vicinity of the source grid, so that radiation with appropriate radiation quality is irradiated to an appropriate range of the subject.
  • Moire images should be captured appropriately, and absorption images and differential phase images should be accurately reconstructed based on them, but in reality, small-angle scattered images are reconstructed based on moire images. It has been found that the above Visibility in scattered images may be reduced.
  • the reason why the above phenomenon appears is that the radiation reflected near the radiation source (X-ray source) or scattered within the apparatus (stray X-ray etc.) It has also been found that one of the major causes is that the scattered radiation enters the source grating.
  • a radiographic imaging apparatus (Talbot low imaging apparatus) that can accurately prevent scattered rays reflected or scattered near the radiation source from entering the source grid. explain.
  • the radiographic image capturing apparatus is a radiographic image capturing apparatus using a Talbot-low interferometer, and is also abbreviated as a Talbot-low image capturing apparatus below.
  • FIG. 12 is a perspective view showing the whole image of the Talbot low imaging apparatus 61 according to the second embodiment
  • FIG. 13 is an enlarged view of the vicinity of the radiation source of the Talbot low imaging apparatus 61 in FIG.
  • the Talbot-low imaging apparatus 61 according to the second embodiment includes a radiation source 62, a later-described source grid 610 (see FIGS. 15 and 16, which will be described later), and the like.
  • the principle of the Talbot low imaging device 61 is the same as the principle of the Talbot low interferometer in which the source grating is arranged on the Talbot interferometer described with reference to FIG. 5 in the first embodiment. Based on this principle, also in the Talbot low photographing device 61 according to the present embodiment, as shown in FIG. 14, for example, in the second cover unit 66, the self image of the first grating 621 joins the image. A second grid 622 is arranged. In addition, since the moire image M (see FIG. 5) is blurred when the second grating 622 and the radiation detector 623 are separated from each other, the radiation detector 623 is arranged directly below the second grating 622 in this embodiment. ing.
  • the radiation source 62 of the second embodiment corresponds to the X-ray source 111 of FIGS. 1 and 5
  • the first grating 621 corresponds to the first grating 14 of FIGS. 1 and 5
  • the second grating 622 corresponds to the second grating 15 in FIGS. 1 and 5.
  • the configurations of the source grating 610, the first grating 621, and the second grating 622 are the same as those described in FIG.
  • the holding portion 17 corresponding to the support column 67 is provided in parallel with the extending direction (y direction) of the slit S shown in FIG.
  • a support 67 is provided in parallel with the arrangement direction (x direction) of the slits S.
  • the radiation detector 623 is configured so that conversion elements that generate electrical signals in accordance with the irradiated radiation are two-dimensionally arranged, and the electrical signals generated by the conversion elements are read as image signals.
  • the radiation detector 623 captures the moire image M, which is an image of radiation formed on the second grating 622, as an image signal for each conversion element.
  • the Talbot low imaging device 61 using the so-called fringe scanning method, the relative positions of the first grating 621 and the second grating 622 are set in the x direction in FIG. 2, FIG. 5, and FIG. A plurality of the moire images M are taken while shifting in the direction orthogonal to the y direction). In subsequent image processing, an absorption image, a differential phase image, and the like can be reconstructed based on the plurality of moire images M. Therefore, when the Talbot-low imaging device 61 is configured to capture a plurality of moire images M by the fringe scanning method, the Talbot-low imaging device 61 includes the first grating 621 or the second grating 622 (or its). A moving device (not shown) or the like for moving both) in the x-axis direction is provided.
  • the Talbot-Lo imaging device 61 shoots only one moire image M while fixing the relative positions of the first grating 621 and the second grating 622, and Fourier transforms the moire image M in subsequent image processing. It is also possible to reconstruct an absorption image, a differential phase image, or the like by analyzing using a method or the like. When this method is used, the Talbot-low imaging device 61 is not necessarily provided with the moving device described above. There is no need.
  • FIG. 15 is a schematic diagram schematically showing a configuration in the vicinity of the radiation source 62 in the Talbot low imaging apparatus 61 according to the present embodiment.
  • the first irradiation field stop 612 and the second irradiation are respectively provided on the radiation source 62 side of the source grating 610 and on the opposite side of the radiation source grid 610 from the radiation source 62 side.
  • a field stop 613 is arranged.
  • At least one filtration filter 611 and 614 is further arranged on the radiation source 62 side and the radiation source 62 side of the radiation source grid 610, respectively.
  • the filtration filter 611 on the radiation source 62 side is referred to as a first filtration filter 611
  • the filtration filter 614 on the side opposite to the radiation source 62 side is referred to as a second filtration filter 614.
  • the first filtration filter 611, the first irradiation field stop 612, the source grating 610, the second irradiation field stop 613, and the second irradiation field stop 614. are arranged in the order.
  • filtration filters on the radiation source 62 side and the radiation source 62 side of the radiation source grid 610, respectively, and the radiation source of the radiation source grid 610.
  • a plurality of filtration filters may be arranged on the 62 side.
  • the radiation source 62 for example, a cooling ridge X-ray source or a rotary anode X-ray source that is widely used in the medical field can be used.
  • the anode for example, tungsten (W), molybdenum (Mo), or the like can be used.
  • the radiation source 62 is disposed in a substantially cylindrical body frame 69 as shown in FIGS.
  • the first filtration filter 611 is formed of a metal plate or the like such as aluminum (Al), tungsten (W), cobalt (Co), molybdenum (Mo), or the like, like a normal filtration filter.
  • the first irradiation field stop 612 is formed of a metal plate such as lead (Pb) that does not transmit radiation, as in the case of a normal irradiation field stop.
  • FIG. 16 shows a state in which the first cover unit 63 is removed.
  • the source grid 610 is not attached to the main body frame 69, and is attached on the upper surface 64a of the support portion 64 via a fixing member 615 or a support member (not shown) as will be described later.
  • the radiation source 62 is provided with a so-called fixed filtration filter (also referred to as fixed filtration) which is not shown in the drawing, and the radiation quality of the radiation irradiated from the radiation source 62 is changed to an appropriate radiation quality by the fixed filtration filter.
  • fixed filtration filter also referred to as fixed filtration
  • components included in the radiation irradiated from the radiation source 62 that may have an adverse effect on the human body of the patient who is the subject H are cut.
  • the radiation quality of the radiation irradiated from the radiation source 62 and transmitted through the fixed filtration filter is further filtered. It is further changed by a filter 611 so as to be changed to a line quality suitable for the Talbot low photographing device 61.
  • the Talbot low imaging device 61 it is necessary to change the radiation quality of the radiation irradiated from the radiation source 62 more greatly than in the case of normal radiography. Therefore, in the present embodiment, the radiation quality of the radiation that has been changed to the radiation quality for normal radiography by the above-mentioned fixed filtration filter originally provided in the radiation source 62 is further changed by the first filtration filter 611. The quality is changed to that for the Talbot Law photographing device 61.
  • the second filtration filter 614 plays a role of finely adjusting the radiation quality of the radiation applied to the subject H.
  • the function and shape of the second filtration filter 614 will be described later.
  • the irradiation field stop provided in the vicinity of the radiation source 62 is normally an irradiation field of the irradiated radiation so that the radiation irradiated from the radiation source 62 is irradiated to an appropriate range of the subject.
  • this function is performed by a second irradiation field stop 613 described later. This point will be described later.
  • the first irradiation field stop 612 is arranged between the radiation source grid 610 and the radiation source 62, so that the main body frame that houses the radiation source 62 in the apparatus. 69 (refer to FIG. 13 and FIG. 16), the radiation reflected or scattered, that is, the scattered radiation, is prevented from entering the source grating 610.
  • the irradiation from the radiation source 62 is performed. Then, the radiation reflected or scattered in the main body frame 69 or the like, that is, scattered radiation enters the source grating 610.
  • the scattered radiation is incident on the source grating 610 in this manner, as described above, the scattered radiation is regenerated based on at least the moire image M (see FIG. 5) having moire fringes photographed in such a state. There has been a case where the above-described Visibility (clearness) in the formed small-angle scattered image is lowered.
  • the first irradiation field stop 61 is arranged on the radiation source 62 side of the source grating 610 so that the first irradiation field stop 612 causes the scattered radiation to the source grating 610. It is possible to accurately prevent the incidence, and the radiation from which the scattered radiation has been removed can be formed so as to be incident on the source grating 610.
  • the configuration is such that the radiation is incident on the source grating 610 in a state where the scattered radiation is removed by the first irradiation field stop 612. It is possible to accurately prevent the Visibility (sharpness) from being lowered in the small-angle scattered image reconstructed based on the moire image M.
  • the first irradiation field stop 612 (see FIG. 16) is directly attached below the main body frame 69 in which the radiation source 62 is housed, but the radiation source grid 610 is the main body. It is not attached to the frame 69. For this reason, when the main body frame 69 vibrates due to rotation of the rotating anode of the radiation source 62, the first irradiation field stop 612 vibrates accordingly, but the source grid 610 does not vibrate (or the amplitude of vibration is small).
  • the position of the opening 612a (see FIG. 16) of the first irradiation field stop 612 The phase of the portion (see 610a in FIG. 16) provided with the slits S (see FIG. 2 and the like) of the source grating 610 is shifted.
  • the portion 610a provided with the slits S of the source grid 610 refers to a portion where a plurality of slits S are arranged at a predetermined period in the central portion of the source grid 610.
  • the portion 610b around which the slit S is not formed is not included in the portion 610a.
  • FIG. 18 in which the first irradiation field stop 612 and the source grating 610 are viewed from the radiation source 62 side, even if the main body frame 69 vibrates due to rotation of the rotating anode of the radiation source 62, the vibration hardly occurs.
  • the position of the first irradiation field stop 612 (see the solid line and the alternate long and short dash line in the figure) that moves following the vibration of the main body frame 69 is shifted with respect to the radiation source grid 610 (see the broken line in the figure).
  • the first filtration filter 611 and the like are not shown.
  • the first irradiation field stop 612 is changed from the radiation source 62 to the source grating 610. It is configured to narrow the irradiation field of the irradiated radiation so that the irradiated radiation is surely irradiated to a wider range including the portion 610a provided with the slits S of the source grid 610.
  • the radiation source 62 emits the radiation from the first irradiation field stop 612.
  • the radiation source 62 emits the radiation from the first irradiation field stop 612.
  • the opening 612a of the first irradiation field stop 612 is made too large so that the first irradiation field stop 612 does not block the optical path of the radiation incident on the slits S of the source grating 610, as described above.
  • the radiation that is irradiated from the radiation source 62 and reflected or scattered in the main body frame 69 or the like, that is, scattered radiation, passes through the outside of the source grating 610 and goes downward. Therefore, the size of the opening 612a of the first irradiation field stop 612 is formed to an appropriate size so that the above-described function can be accurately exhibited.
  • the source grid 610 is not attached to the main body frame 69, and as shown in FIGS. 16 and 19, the fixing member 615 and the support omitted in FIGS. 16 and 19 are omitted. It is attached on the upper surface 64a of the support part 64 by the member.
  • the second irradiation field stop 613 is disposed below the source grid 610.
  • the second irradiation field stop 613 is formed of a metal plate such as lead (Pb) that does not transmit radiation, like the first irradiation field stop 612.
  • the second irradiation field stop 613 is mounted on the upper surface 64a of the support portion 64 by a fixing member 615 or a support member not shown in FIGS. ing.
  • the second irradiation field stop 613 may be disposed above the source grid 610, or may be configured so that the source grid 610 and the second irradiation field stop 613 are in direct contact with each other. It is. This point will be described later.
  • the first irradiation field stop 612 functions to prevent scattered rays from entering the radiation source grating 610
  • the second irradiation field stop 613 includes the radiation source. It has a normal irradiation field stop function for narrowing the irradiation field of the irradiated radiation so that the radiation irradiated from 62 is irradiated to a predetermined range of the subject.
  • the radiation field of the irradiated radiation is provided in the vicinity of the source grid 610, separately from the first irradiation field stop 612, so that the radiation is irradiated to a predetermined range of the subject.
  • a second irradiation field stop 613 is provided for narrowing down.
  • a second filtration filter 614 is disposed below the source grid 610 and the second irradiation field stop 613.
  • the second filtration filter 614 functions to finely adjust the radiation quality appropriately changed by the first filtration filter 611 as described above in accordance with the subject H. It is supposed to be.
  • the second filtration filter 614 has a plurality of types of filtration by rotating a plurality of types (four types in FIG. 16 and FIG. 19) about a rotation shaft 614a extending in a substantially vertical direction. Any one of the filters is provided with a so-called revolver type rotation mechanism that is arranged so that the radiation whose field is narrowed by the second field field stop 613 is transmitted.
  • a gear 614b is provided around the circular shape of the revolver-type second filtration filter 614, and a drive formed by, for example, a stepping motor or the like via another gear on the gear 614b.
  • a gear 614c By transmitting the rotational drive of the motor 614c, the circular second filtration filter 614 rotates about the rotation shaft 614a, and the filtration filter can be switched.
  • the second filtration filter 614 is formed of a metal such as lead (Pb) that does not transmit radiation and has circular plates 614 provided with openings 614A to 614D at four locations. Further, for example, a 3/4 circular filter 614q formed of a metal such as aluminum (Al), tungsten (W), cobalt (Co), molybdenum (Mo), etc., and a semicircular filter 614r, A quarter-circular filter 614s is overlaid.
  • Pb lead
  • a 3/4 circular filter 614q formed of a metal such as aluminum (Al), tungsten (W), cobalt (Co), molybdenum (Mo), etc.
  • a semicircular filter 614r A quarter-circular filter 614s is overlaid.
  • filtration filters 614q to 614s are formed in the opening 614A portion of the second filtration filter 614, two filtration filters 614q and 614r are formed in the opening 614B portion, and one sheet is formed in the opening 614C portion.
  • the filtration filters 614q are superposed on each other. Note that the filtration filters 614q to 614s may be formed of the same metal or the like, or may be formed of different metals or the like.
  • the line quality can be changed to the line quality according to the number and type of filtration filters present in the openings 614A to 614C.
  • the second filtration filter 614 When there is no need to change the radiation quality of the second filtration filter 614, the second filtration filter 614 is not formed with a filter so that the radiation passes through the so-called opening 614D. By rotating the 2 filtration filter 614, the radiation can be transmitted without changing the radiation quality.
  • the transparent opening 614D is on the radiation optical path.
  • the second filtration filter 614 is rotated and set so as to form.
  • one of the openings 614A to 614C is placed on the radiation optical path.
  • the second filtration filter 614 is rotated and set, and the filtration filter existing in the set opening appropriately changes the radiation quality.
  • the type and number of filtration filters to be arranged in the openings 614A to 614D of the second filtration filter 614 can be determined as appropriate.
  • the opening of the 2nd filtration filter 614 is not limited to four places, It is possible to provide an appropriate number.
  • a control unit (not shown) of the Talbot low imaging device 61 automatically switches the filtration filter of the second filtration filter 614 according to the set imaging region and the like.
  • the case where the control unit or the like automatically switches the filtration filter by rotating the drive motor 614c (see FIGS. 16 and 19) and rotating the second filtration filter 614 has been described. It is also possible to manually rotate the second filtration filter 614 and switch the filtration filter.
  • each filtration filter in the second filtration filter 614 can be configured to be switched depending on whether the patient is fat, for example, in addition to the imaging region.
  • the second filtration filter 614 is configured so as to be switchable with a plurality of types of filtration filters (including the case of passing through like the opening 614D described above). In combination with various tube voltages set to, it becomes possible to irradiate with an appropriate dose or radiation of radiation quality.
  • the radiation dose irradiated to the subject H is set to an appropriate dose, and the exposure dose of the patient who is the subject H is significantly reduced.
  • the second filtration filter 614 it is possible to make the radiation quality of the irradiated radiation optimal for the imaging region and the patient's physique.
  • the noise of the moire image M can be reduced, and the image quality of an absorption image, a differential phase image, a small angle scattered image, etc. reconstructed based on the moire image M can be improved. There is also an advantage that becomes possible.
  • the second filtration filter 614 may not be a revolver type as in the present embodiment, and can irradiate the subject H by changing the radiation quality of the irradiated radiation to an appropriate radiation quality. Any form may be used, and the present invention is not limited to the form of the second filtration filter 614.
  • the radiation transmitted through the second filtration filter 614 is an opening provided on the upper surface 64a of the support portion 64 that supports the source grid 610, the second irradiation field stop 613, the second filtration filter 614, and the like.
  • the object H (see FIG. 5) is irradiated through 64b (see FIG. 13 and FIG. 19), and enters the radiation detector 623 through the first grating 621 and the second grating 622. (See FIG. 14).
  • the area of the subject H irradiated with radiation that is, the portion corresponding to the irradiation field is white.
  • alignment is performed by irradiating visible light such as light to adjust the relative position between the radiation source 62 and the subject H.
  • a collimator unit in the present embodiment, the first cover unit 63 (FIG. 12) provided in the vicinity of the radiation source 62 as in the conventional Talbot-low imaging apparatus described in Reference Document 3 described above.
  • a lamp that irradiates visible light is provided at a position that does not block the optical path of the irradiated radiation, and reflected by a mirror that reflects visible light emitted from the lamp,
  • the irradiation field stop is configured to irradiate the subject H while narrowing the irradiation field of visible light.
  • the light emitting means 616 for irradiating visible light for alignment is provided below the upper surface 64 a of the support portion 64 of the Talbot low photographing device 61.
  • FIG. 21 is a view of the vicinity of the upper surface 64a of the support portion 64 of the Talbot low photographing device 61 as viewed from below.
  • a light emitting means 616 that emits visible light L which is formed of, for example, an LED (Light Emitting Diode) or the like is disposed at a position that does not block the optical path.
  • the visible light L emitted from the light emitting means 616 is reflected by a mirror 617 disposed at a position that does not block the optical path of the radiation below the upper surface 64 a of the support portion 64, similar to the light emitting means 616. . That is, in this embodiment, neither the light emitting means 616 nor the mirror 617 are present on the optical path of radiation.
  • the mirror 617 reflects the visible light L emitted from the light emitting means 616 to the subject H placed on the lower subject table 65 (see FIG. 12, FIG. 14, etc.) as described above.
  • the mirror 617 is arranged so that the visible light L is reflected in the same range as the range on the subject H to which the radiation transmitted through the second irradiation field stop 613 (see FIG. 19 and the like) is irradiated.
  • the shape and angle with respect to the vertical direction are set.
  • a frame body (not shown) of the mirror 617 in order to reflect the visible light L emitted from the light emitting means 616 in a rectangular range with respect to the subject H on the subject table 65 below, a frame body (not shown) of the mirror 617.
  • the mirror 617 is masked in a trapezoidal shape.
  • a concave mirror is used as the mirror 617.
  • the shape of the light source of the light emitting unit 616 is not projected onto the subject H. It becomes possible to irradiate the above rectangular range with uniform brightness without unevenness.
  • the light emitting means 616, the mirror 617, etc. are provided with adjusting means for adjusting the position, angle, etc. to an appropriate position, angle, etc.
  • the radiographic image capturing apparatus (Talbot low imaging apparatus) 61 As described above, according to the radiographic image capturing apparatus (Talbot low imaging apparatus) 61 according to the present embodiment, as illustrated in FIGS. 15 and 16, the radiation source 62 side of the source grid 610, and the line The first irradiation field stop 612 and the second irradiation field stop 613 are arranged on the opposite side of the source grating 610 from the radiation source 62 side, respectively.
  • the radiation reflected or scattered in the apparatus such as the main body frame 69, that is, scattered radiation. Can be accurately blocked by the first irradiation field stop 612 on the radiation source 62 side.
  • a radiation separate from the first irradiation field stop 612 in the vicinity of the source grid 610 and the radiation is a predetermined object.
  • the second irradiation field stop 613 for narrowing the irradiation field of the irradiated radiation is provided so as to irradiate the range.
  • the first irradiation field stop 612 is directly attached to the lower side of the main body frame 69 that houses the radiation source 62, and the first irradiation field stop 612 vibrates in accordance with the vibration of the main body frame 69. Even in such a case, the irradiation field of the radiation transmitted through the first irradiation field stop 612 and the source grating 610 is further narrowed down by the second irradiation field stop 613, and the radiation is accurately irradiated to a predetermined range of the subject. It becomes possible to do.
  • the source grid 610 is flat, when the radiation is irradiated from the radiation source 62 to the source grid 610, as shown in FIG. 22A, the radiation is emitted from the source grid at the optical axis portion of the irradiated radiation. Although it is perpendicularly incident on 610, the radiation is incident obliquely on the source grating 610 at a portion off the optical axis of the irradiated radiation.
  • the source grating 610 is curved to an appropriate curvature as shown in FIG. 22B. Is preferred. However, if the source grid 610 is manufactured by performing processing such as gold plating on a silicon wafer, the silicon wafer has a large stress to bend, and therefore it is necessary to bend the source grid 610 with a strong force.
  • FIG. 23A two holders 631 and 631 that have an opening 631a (that is, substantially rectangular) and are curved to a predetermined curvature in advance are used.
  • FIG. 23B the plate-like source grid 610 is sandwiched from above and below to hold the source grid 610 so that the source grid 610 is curved to a predetermined curvature and the source
  • the lattice 610 can be configured to maintain a curved state with a predetermined curvature.
  • the holder 631 is attached so as not to shield the slits S (see FIG. 17 and the like) of the source grid 610. Further, the holder 631 can be attached to the source grid 610 by welding, bonding, screwing, or the like, and the method of attaching the holder 631 is not particularly limited.
  • the first irradiation field stop 612 is disposed on the radiation source 62 side of the source grating 610, but the first irradiation field stop 612 vibrates in accordance with the vibration of the main body frame 69. Therefore, the radiation that has passed through the first irradiation field stop 612 may reach the holder 631. If the holder 631 is irradiated with radiation, the radiation may be reflected or scattered by the holder 631 to cause an adverse effect.
  • the holder 631 is made of a metal such as lead (Pb) that does not transmit radiation, or a metal layer such as lead is provided on the surface of the holder 631 where the radiation is likely to hit to absorb the radiation. In this way, it is possible to prevent the holder 631 from causing irregular reflection of radiation.
  • the heat capacity becomes larger than the case of using only the source grid 610, so the temperature fluctuation range of the source grid 610 can be reduced. (The above-mentioned countermeasure against temperature fluctuations of the source grating 610) is also possible. Since the radiation source lattice 610 is provided at a position close to the radiation source 62, the temperature is likely to rise due to the influence of the radiation source 62 that becomes high temperature.
  • the thickness of the holder 631 is increased, or the holder 631 is formed of a material having a large heat capacity (for example, a material having a heat capacity of several to several tens of times the heat capacity of the source grid 610).
  • the holder 631 is configured to take more heat from the source grid 610 by increasing the heat capacity of the grid 610 and the holder 631 as a whole, or providing the holder 631 with a structure for releasing heat such as a heat sink. Is possible. Further, a process such as applying a paste having high thermal conductivity between the source grid 610 and the holder 631 may be performed.
  • the temperature of the source grid 610 can be reduced even when the radiation source 62 that is at a high temperature exists nearby. It becomes possible to make the fluctuation range smaller. For this reason, it is possible to accurately prevent the occurrence of a situation in which the temperature of the source grating 610 rises more than necessary and the period of the slit S (see FIG. 2) changes and an appropriate moire image M is not captured. It becomes possible.
  • the second irradiation field stop 613 (see FIGS. 15 and 19 and the like) is formed of lead or the like and functions as the irradiation field stop, and at the same time, directly on the source grid 610. By attaching it, it can be used so that the heat capacity of the source grid 610, the second irradiation field stop 613, and the entire holder 631 can be increased.
  • the source grating 610 and the second irradiation field stop 613 are separated from the portion of the source grating 610 where the slits S are provided (see FIG. 17 and the like) and the second irradiation field stop 613.
  • the openings 613a are bonded in advance so as to be in an appropriate positional relationship, and are sandwiched from above and below by holders 631 and 631 curved to a predetermined curvature, so that the radiation source
  • the grating 610 and the second irradiation field stop 613 can be configured to be held in a curved state with a predetermined curvature.
  • the second irradiation field stop 613 is attached to one of the curved holders 631 in a curved state in advance, and the holders 631 and 631 and the second irradiation field stop 613 are in a flat plate shape. It is also possible to configure the source grid 610 to be curved to a predetermined curvature by sandwiching and holding the source grid 610 from above and below.
  • the heat capacity of the source grid 610, the second irradiation field stop 613, and the entire holder 631 can be further increased, and the fluctuation range of the temperature of the source grid 610 can be further decreased. Become. Therefore, it is possible to accurately prevent the above situation from occurring.
  • the second irradiation field stop 613 is often provided below the source grid 610, but as shown in FIGS. 24A and 24B, the second irradiation field stop 613 is provided.
  • the second irradiation field stop 613 may be provided above the source grating 610 if the arrangement is made so as to be in direct contact with the source grating 610.
  • the second irradiation field stop 613 can be provided below the source grating 610.
  • the above-described configuration and the like can be similarly applied to the case where the first grating 621 and the second grating 622 are bent, and to countermeasures for temperature fluctuation thereof.
  • the first grid 621 is based on the body temperature of the patient as the subject placed on the subject table 65, the heat exhausted from the radiation detector 623 below, and the like.
  • lattice can each rise in the 2nd grating
  • the radiation detector 623 is arranged at a close position immediately below the second grating 622 as shown in FIG. There are many cases. However, the second grating 622 is likely to be affected by the heat exhausted from the radiation detector 623, and the temperature of the second grating 622 is likely to increase.
  • a sponge or the like is interposed between the second grating 622 and the radiation detector 623. It is possible to arrange so as to dispose a heat shielding material. In this case, in order not to obstruct the capturing of the moire image M by the radiation detector 623, for example, an opening may be provided in the central portion of the shielding material, and the shielding material may be formed in a substantially square shape. It is. In this case as well, when it is necessary to prevent the temperature of the second grating 622 itself from rising, measures such as providing a structure for depriving the heat of the second grating 622 as described above are taken as appropriate.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiments and modifications, and can be appropriately changed without departing from the gist of the present invention.
  • It may be used in the field of radiographic imaging (especially in the medical field).

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Abstract

回転陽極を用いるタルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計において、撮影待機時間を短縮できるようにする。 Ｘ線撮影装置１によれば、Ｘ線源１１のＸ線管１１１は回転陽極を有し、制御部１８１は、回転陽極の回転を開始させ、当該回転陽極の回転を継続させたまま、Ｘ線源１１、Ｘ線検出器１６、駆動部１２ａにより被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影を行わせる。

Description

Ｘ線撮影装置及びＸ線撮影方法
　本発明は、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置及びＸ線撮影方法に関する。
　照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が配列され、これらの変換素子によって生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器（Flat Panel Detector：ＦＰＤ）を備えるＸ線撮影装置としては、例えば、Ｘ線検出器にＸ線を照射するＸ線源や、複数の回折格子等を備えたタルボ（Talbot）干渉計やタルボ・ロー（Talbot-Lau）干渉計を用いたＸ線撮影装置が知られている（例えば特許文献１、２参照）。
　タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計は、一定の周期でスリットが設けられた第１格子を可干渉性（コヒーレント）の光が透過すると光の進行方向に一定周期でその格子像を結ぶタルボ効果を利用するものである。タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計は、第１格子の格子像を結ぶ位置に第２格子を配置し、この第２格子の格子方向を第１格子の方向に対してわずかに傾けることでモアレ縞を形成させる。第２格子の前に物体を配置するとモアレが乱れることから、第１格子の前に被写体を配置して干渉性Ｘ線を照射し、得られたモアレ縞の画像（モアレ画像という）を演算することによって被写体の再構成画像を得ることが可能である。
　再構成画像としては、少なくともＸ線の吸収画像や微分位相画像、小角散乱画像の３種類の画像を生成することができることが知られている。このうち、微分位相画像は、関節部の軟骨の描写が行えることが確認されている（非特許文献１、２参照）。
国際公開第２０１１／０３３７９８号パンフレット 米国特許第５８１２６２９号明細書
永島雅文他７名「関節軟骨の抽出－微分干渉の原理を応用したＸ線撮像技術の可能性－」臨床解剖研究会記録No.11（2011）p.56-57 Junji Tanaka et al. ,Cadaveric and in vivo human joint imaging based on differential phase contrast by X-ray Talbot-Lau interferometry, Z MED PHYS.,(2012) DOI:10.1016
　ところで、上述のように、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計は関節部の軟骨等の微細な構造を撮影するのに用いられる。そのため、ぼけを極力抑えるためにＸ線源は小焦点であることが好ましい。
　また、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計では、Ｘ線源とＸ線検出器の間に複数枚の格子を配置するためにＸ線が減弱される。そのため、格子を配置しない撮影装置に比べてＸ線量は多いほうが好ましい。また、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計では、１枚の再構成画像を生成するために、被写体を固定したまま格子を相対移動させて一定周期間隔のモアレ画像を複数撮影する。そのため、撮影時間は短いほうが好ましい。Ｘ線量（ｍＡｓ値）は管電流（ｍＡ）と時間（ｓ）に比例することから、Ｘ線源は、最大許容管電流がより大きいものであることが好ましい。
　ここで、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）用の、回転陽極を使用したＸ線源をタルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計に適用すれば、従来から使用されている単純Ｘ線撮影用のＸ線源を用いるよりも小焦点でかつ大きな管電流で撮影を行うことができる。しかしながら、Ｘ線ＣＴ用のＸ線源では、一度陽極を回転させると停止及び再起動するまでに時間がかかる。そのため、次の撮影までの待機時間が長くなってしまうという問題がある。
　本発明の課題は、回転陽極を用いるタルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計において、撮影待機時間を短縮できるようにすることである。
　上記課題を解決するため、本発明の第１の側面によると、
　被写体を載置する被写体台と、
　前記被写体にＸ線を照射するＸ線源と、
　前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、
　前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器との間のＸ線照射経路上に配置され、複数のスリットを有するマルチスリット、第１格子及び第２格子と、
　前記マルチスリット、前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを移動させる駆動部と、
　を備え、
　前記駆動部により前記マルチスリット、前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に一定周期間隔で移動させる毎に、前記Ｘ線源により前記被写体にＸ線を照射して、照射されたＸ線に応じて前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る撮影を繰り返すことにより、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置であって、
　前記Ｘ線源は、回転陽極を有し、
　前記Ｘ線源の回転陽極の回転を開始させ、当該回転陽極の回転を継続させたまま、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影を行わせる制御部を備える。
　本発明の第２の側面によると、
　被写体を載置する被写体台と、
　前記被写体にＸ線を照射するＸ線源と、
　前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、
　前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器との間のＸ線照射経路上に配置され、複数のスリットを有する第１格子及び第２格子と、
　前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを移動させる駆動部と、
　を備え、
　前記駆動部により前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に一定周期間隔で移動させる毎に、前記Ｘ線源により前記被写体にＸ線を照射して、照射されたＸ線に応じて前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る撮影を繰り返すことにより、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するタルボ干渉計を用いたＸ線撮影装置であって、
　前記Ｘ線源は、回転陽極を有し、
　前記Ｘ線源の回転陽極の回転を開始させ、当該回転陽極の回転を継続させたまま、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影を行わせる制御部を備える。
　本発明の第３の側面によると、
　被写体を載置する被写体台と、
　回転陽極を有し、前記被写体にＸ線を照射するＸ線源と、
　前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、
　前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器との間のＸ線照射経路上に配置され、複数のスリットを有するマルチスリット、第１格子及び第２格子と、
　前記マルチスリット、前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを移動させる駆動部と、
　を備え、
　前記駆動部により前記マルチスリット、前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に一定周期間隔で移動させる毎に、前記Ｘ線源により前記被写体にＸ線を照射して、照射されたＸ線に応じて前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る撮影を繰り返すことにより、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置におけるＸ線撮影方法であって、
　前記Ｘ線源の回転陽極の回転を開始させ、当該回転陽極の回転を継続させたまま、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影を行う。
　本発明の第４の側面によると、
　被写体を載置する被写体台と、
　回転陽極を有し、前記被写体にＸ線を照射するＸ線源と、
　前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、
　前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器との間のＸ線照射経路上に配置され、複数のスリットを有する第１格子及び第２格子と、
　前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを移動させる駆動部と、
　を備え、
　前記駆動部により前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に一定周期間隔で移動させる毎に、前記Ｘ線源により前記被写体にＸ線を照射して、照射されたＸ線に応じて前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る撮影を繰り返すことにより、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するタルボ干渉計を用いたＸ線撮影装置におけるＸ線撮影方法であって、
　前記Ｘ線源の回転陽極の回転を開始させ、当該回転陽極の回転を継続させたまま、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影を行う。
　本発明によれば、回転陽極を用いるタルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計において、撮影待機時間を短縮することが可能となる。
本実施形態に係るＸ線撮影装置の側面図である。 マルチスリットの平面図である。 図１の本体部の機能的構成を示すブロック図である。 図１のコンソールの機能的構成を示すブロック図である。 タルボ干渉計の原理を説明する図である。 Ｘ線撮影装置による撮影制御処理を示すフローチャートである。 本実施形態におけるＸ線源、Ｘ線検出器、駆動部の動作のタイミングチャートである。 従来の撮影におけるＸ線源、Ｘ線検出器、駆動部の動作のタイミングチャートである。 ５ステップの撮影により得られるモアレ画像を示す図である。 図６のステップＳ４において実行される陽極回転停止判断処理を示すフローチャートである。 再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影を２回行った場合のＸ線源、Ｘ線検出器、駆動部の動作のタイミングチャートである。 プレ撮影を行ってから再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影（本撮影）を行った場合のＸ線源、Ｘ線検出器、駆動部の動作のタイミングチャートである。 第２の実施形態に係るタルボ・ロー撮影装置の全体像を表す斜視図である。 図１２のタルボ・ロー撮影装置の放射線源付近の拡大図である。 第２の実施形態に係るタルボ・ロー撮影装置の下部の第２のカバーユニット内の構成を説明する図である。 第２の実施形態に係るタルボ・ロー撮影装置における放射線源付近の構成を模式的に示す模式図である。 第１のカバーユニットを取り外した状態の線源格子付近の構成をやや下側から見た図である。 線源格子のスリットが設けられた部分を説明する図である。 線源格子に対して第１照射野絞りが振動する場合の第１照射野絞りの開口部と線源格子のスリットが設けられた部分との位置関係を射線源側から見た図である。 第１のカバーユニットを取り外した状態の線源格子付近の構成をやや上側から見た図である。 開口が設けられた円形板に種々の形状のろ過フィルターが重ね合わされて第２ろ過フィルターが形成されることを説明する図である。 支持部の上面の下方に設けられた発光手段やミラーを下側から見た図である。 放射線源から平板状の線源格子に放射線が照射される状態を示した図である。 放射線源から湾曲された線源格子に放射線が照射される状態を示した図である。 湾曲させたホルダーで平板状の線源格子を挟み付けることを説明する図である。 湾曲させたホルダーによって線源格子が湾曲された状態で維持されることを説明する図である。 線源格子と第２照射野絞りを湾曲させたホルダーで挟み付けることを説明する図である。 一方の湾曲したホルダーに取り付けた湾曲させた第２照射野絞りと湾曲させたホルダーとで線源格子を挟み付けることを説明する図である。
　以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。
［第１の実施形態］
＜Ｘ線撮影システムの構成＞
　図１に、本発明の第１の実施形態に係るＸ線撮影システムを示す。Ｘ線撮影システムは、Ｘ線撮影装置１とコンソール５を備える。Ｘ線撮影装置１はタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影を行い、コンソール５は当該Ｘ線撮影により得られた複数のモアレ画像を用いて被写体の再構成画像を生成する。
　Ｘ線撮影装置１は、図１に示すように、Ｘ線源１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６、保持部１７、本体部１８等を備える。
　Ｘ線撮影装置１は縦型であり、Ｘ線源１１のＸ線管１１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６は、この順序に重力方向であるｚ方向に配置される。Ｘ線源１１の焦点とマルチスリット１２間の距離をｄ１（ｍｍ）、Ｘ線源１１の焦点とＸ線検出器１６間の距離をｄ２（ｍｍ）、マルチスリット１２と第１格子１４間の距離をｄ３（ｍｍ）、第１格子１４と第２格子１５間の距離をｄ４（ｍｍ）で表す。
　距離ｄ１は好ましくは５～５００（ｍｍ）であり、さらに好ましくは５～３００（ｍｍ）である。
　距離ｄ２は、一般的に撮影室の高さは３（ｍ）程度又はそれ以下であることから、少なくとも３０００（ｍｍ）以下であることが好ましい。なかでも、距離ｄ２は４００～３０００（ｍｍ）が好ましく、さらに好ましくは５００～２０００（ｍｍ）である。
　Ｘ線源１１の焦点と第１格子１４間の距離（ｄ１＋ｄ３）は、好ましくは３００～３０００（ｍｍ）であり、さらに好ましくは４００～１８００（ｍｍ）である。
　Ｘ線源１１の焦点と第２格子１５間の距離（ｄ１＋ｄ３＋ｄ４）は、好ましくは４００～３０００（ｍｍ）であり、さらに好ましくは５００～２０００（ｍｍ）である。
　それぞれの距離は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線の波長から、第２格子１５上に第１格子１４による格子像（自己像）が重なる最適な距離を算出し、設定すればよい。
　Ｘ線源１１のＸ線管１１１、マルチスリット１２、被写体台１３、第１格子１４、第２格子１５、Ｘ線検出器１６は、同一の保持部１７に一体的に保持され、ｚ方向における位置関係が固定されている。保持部１７はアーム状に形成され、本体部１８に設けられた駆動部１８ａによりｚ方向に移動可能に本体部１８に取り付けられている。
　Ｘ線源１１のＸ線管１１１は、緩衝部材１７ａを介して保持されている。緩衝部材１７ａは、衝撃や振動を吸収できる材料であれば何れの材料を用いてもよいが、例えばエラストマー等が挙げられる。Ｘ線管１１１はＸ線の照射によって発熱するため、Ｘ線管１１１側の緩衝部材１７ａは加えて断熱素材であることが好ましい。
　Ｘ線源１１は、回転陽極及び陰極のフィラメントを有するＸ線管１１１と、Ｘ線管１１１から目的の線質、線量のＸ線を照射させるための高電圧供給等を行うためのＸ線制御装置１１２を備えて構成されており、Ｘ線制御装置１１２によりＸ線管１１１にＸ線を発生させて重力方向（ｚ方向）にＸ線を照射する。
　Ｘ線管１１１の回転陽極は、タングステンやモリブデン等からなるターゲットを有し、Ｘ線制御装置１１２からの制御に従って、ターゲット面の局部過熱を防ぐ目的で、不図示の駆動モーターにより所定の回転数で回転される。Ｘ線管１１１のフィラメントは、Ｘ線制御装置１１２から供給される電流により熱せられ、熱電子を放出する。放出された熱電子は、Ｘ線制御装置１１２により陽極と陰極との間に印加された２０ ～１００ ｋＶの高電圧によりターゲット方向に加速され、ターゲットに衝突し、Ｘ線を発生させる。
　Ｘ線制御装置１１２は、Ｘ線管１１１に高電圧を印加する高電圧発生装置１１２ａと、Ｘ線管１１１及び高電圧発生装置１１２ａを制御するＸ線制御部１１２ｂとを備えて構成されている。
　高電圧発生装置１１２ａとしては、単相全波整流回路、単相半波整流回路、自己整流回路、三相全波整流回路、定電圧回路、コンデンサ式等様々な種類の回路を適用可能であるが、特に限定されない。
　Ｘ線制御部１１２ｂは、Ｘ線管１１１に供給する管電流、管電圧、これらを供給する時間等を制御することにより、Ｘ線管１１１によるＸ線照射を制御する。管電流は、Ｘ線管１１１のターゲットに入射する電子ビームの電流である。管電圧は、Ｘ線管１１１の陽極と陰極との間に印加する電圧である。また、Ｘ線制御部１１２ｂは、Ｘ線管１１１の回転陽極に接続された駆動モーターを制御して、回転陽極を回転させる。
　Ｘ線の焦点径は、０．０３～３（mm）が好ましく、さらに好ましくは０．１～１（mm）である。
　本実施形態におけるＸ線源１１は、Ｘ線ＣＴ装置用の、小焦点かつ高出力（最大許容管電流の大きい）のＸ線源である。
　マルチスリット１２は回折格子であり、図２に示すようにｘ方向に複数のスリットＳが所定間隔で設けられている。マルチスリット１２はシリコンやガラスといったＸ線の吸収率が低い材質の基板上に、タングステン、鉛、金といったＸ線の遮蔽力が大きい、つまりＸ線の吸収率が高い材質により形成される。例えば、フォトリソグラフィーによりレジスト層がスリット状にマスクされ、ＵＶが照射されてスリットＳのパターンがレジスト層に転写される。露光によって当該パターンと同じ形状のスリット構造が得られ、電鋳法によりスリット構造間に金属が埋め込まれて、マルチスリット１２が形成される。
　マルチスリット１２のスリット周期は１～６０（μｍ）である。スリット周期は、図２に示すように隣接するスリットＳ間の距離を１周期とする。スリットＳの幅（ｘ方向の長さ）はスリット周期の１～６０（％）の長さであり、さらに好ましくは１０～４０（％）である。スリットＳの高さ（ｚ方向の長さ）は１～５００（μｍ）であり、好ましくは１～１５０（μｍ）である。
　マルチスリット１２のスリット周期をｗ０（μｍ）、第１格子１４のスリット周期をｗ１（μｍ）とすると、スリット周期ｗ０は下記式により求めることができる。
　ｗ０＝ｗ１・（ｄ３＋ｄ４）／ｄ４
　当該式を満たすように周期ｗ０を決定することにより、マルチスリット１２及び第１格子１４の各スリットＳを通過したＸ線により形成される自己像が、それぞれ第２格子１５上で重なり合い、いわばピントが合った状態とすることができる。
　図１に示すように、マルチスリット１２に隣接して、マルチスリット１２をｚ方向と直交するｘ方向に移動させる駆動部１２ａが設けられる。駆動部１２ａとしては、例えばウォーム減速機等の比較的大きな減速比系の駆動機構を単体で又は組合せて用いることができる。
　被写体台１３は、被写体を載置するための台である。
　第１格子１４は、マルチスリット１２と同様にｘ方向に所定の周期の複数のスリットＳが設けられた回折格子である（図２参照）。第１格子１４は、マルチスリット１２と同様にＵＶを用いたフォトリソグラフィーによって形成することもできるし、いわゆるＩＣＰ法によりシリコン基板に微細細線で深掘加工を行い、シリコンのみで格子構造を形成することとしてもよい。第１格子１４のスリット周期は１～２０（μｍ）である。スリットＳの幅はスリット周期の２０～７０（％）であり、好ましくは３５～６０（％）である。スリットＳの高さは１～１００（μｍ）である。
　第１格子１４として位相型を用いる場合、スリットＳの高さはスリット周期を形成する２種の素材、つまりＸ線透過部とＸ線遮蔽部の素材による位相差がπ／８～１５×π／８となる高さとする。好ましくは、π／４～３×π／４となる高さである。第１格子１４として吸収型を用いる場合、スリットＳの高さはＸ線遮蔽部によりＸ線が十分吸収される高さとする。
　第１格子１４が位相型である場合、第１格子１４と第２格子１５間の距離ｄ４は、次の条件をほぼ満たすことが必要である。
　ｄ４＝（ｍ＋１／２）・ｗ１ ２／λ
　なお、ｍは整数であり、λはＸ線の波長である。
　第２格子１５は、マルチスリット１２と同様にｘ方向に所定の周期の複数のスリットＳが設けられた回折格子である（図２参照）。第２格子１５もフォトリソグラフィーにより形成することができる。第２格子１５のスリット周期は１～２０（μｍ）である。スリットＳの幅はスリット周期の３０～７０（％）であり、好ましくは３５～６０（％）である。スリットＳの高さは１～１００（μｍ）である。
　本実施形態では第１格子１４及び第２格子１５は、それぞれの格子面がｚ方向に対し垂直（ｘ－ｙ平面内で平行）であり、第１格子１４のスリットＳの方向と第２格子１５のスリットＳの方向とは、ｘ－ｙ平面内で所定角度だけ（わずかに）傾けて配置されているが、両者を平行な配置としても良い。
　上記マルチスリット１２、第１格子１４、第２格子１５は、例えば下記のように構成することができる。
　Ｘ線源１１のＸ線管１１１の焦点径；３００（μｍ）、管電圧：４０（ｋＶｐ）、付加フィルター：アルミ１．６（ｍｍ）
　Ｘ線源１１の焦点からマルチスリット１２までの距離ｄ１　：　２４０（ｍｍ）
　マルチスリット１２から第１格子１４までの距離ｄ３　　　：１１１０（ｍｍ）
　マルチスリット１２から第２格子１５までの距離ｄ３＋ｄ４：１３７０（ｍｍ）
　マルチスリット１２のサイズ：１０（ｍｍ四方）、スリット周期：２２．８（μｍ）
　第１格子１４のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：４．３（μｍ）
　第２格子１５のサイズ：５０（ｍｍ四方）、スリット周期：５．３（μｍ）
　Ｘ線検出器１６は、照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取る。
　Ｘ線検出器１６の画素サイズは１０～３００（μｍ）であり、さらに好ましくは５０～２００（μｍ）である。
　Ｘ線検出器１６は第２格子１５に当接するように保持部１７に位置を固定することが好ましい。第２格子１５とＸ線検出器１６間の距離が大きくなるほど、Ｘ線検出器１６により得られるモアレ画像がボケるからである。
　Ｘ線検出器１６としては、ＦＰＤ（Flat Panel Detector）を用いることができる。ＦＰＤには、検出されたＸ線を光電変換素子を介して電気信号に変換する間接変換型、検出されたＸ線を直接的に電気信号に変換する直接変換型があるが、何れを用いてもよい。
　間接変換型は、ＣｓＩやＧｄ２Ｏ２等のシンチレータプレートの下に、光電変換素子がＴＦＴ（薄膜トランジスタ）とともに２次元状に配置されて各画素を構成する。Ｘ線検出器１６に入射したＸ線がシンチレータプレートに吸収されると、シンチレータプレートが発光する。この発光した光により、各光電変換素子に電荷が蓄積され、蓄積された電荷は画像信号として読み出される。
　直接変換型は、アモルファスセレンの熱蒸着により、１００～１０００（μm）の膜圧のアモルファスセレン膜がガラス上に形成され、２次元状に配置されたＴＦＴのアレイ上にアモルファスセレン膜と電極が蒸着される。アモルファスセレン膜がＸ線を吸収するとき、電子正孔対の形で物質内に電圧が遊離され、電極間の電圧信号がＴＦＴにより読み取られる。
　なお、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）、Ｘ線カメラ等の撮影手段をＸ線検出器１６として用いてもよい。
　本体部１８は、図３に示すように、制御部１８１、操作部１８２、表示部１８３、通信部１８４、記憶部１８５、タイマー１８６等を備えて構成されている。
　制御部１８１は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＡＭ（Random Access Memory）等から構成され、記憶部１８５に記憶されているプログラムとの協働により、各種処理を実行する。制御部１８１は、Ｘ線制御装置１１２、駆動部１２ａ、駆動部１８ａ、Ｘ線検出器１６等の各部に接続されており、例えば、コンソール５から入力される撮影条件の設定情報に従って、Ｘ線源１１からのＸ線照射のタイミングやＸ線照射条件、Ｘ線検出器１６による画像信号の読取タイミング、マルチスリット１２の移動等を制御する。
　操作部１８２は、曝射スイッチ、プレ曝射スイッチ等を備え、これらの操作に応じた操作信号を生成して制御部１８１に出力する。
　表示部１８３は制御部１８１の表示制御に従って、ディスプレイに操作画面やＸ線撮影装置１の動作状況等を表示する。
　通信部１８４は通信インターフェイスを備え、ネットワーク上のコンソール５と通信する。例えば、通信部１８４はＸ線検出器１６によって読み取られ、記憶部１８５に記憶されたモアレ画像をコンソール５に送信する。
　記憶部１８５は、制御部１８１により実行されるプログラム、プログラムの実行に必要なデータを記憶している。また、記憶部１８５はＸ線検出器１６によって得られたモアレ画像を記憶する。
　コンソール５は、オペレーターによる操作に従ってＸ線撮影装置１の撮影動作を制御する。また、コンソール５は、Ｘ線撮影装置１により得られた複数のモアレ画像を用いて診断用の（被写体の）再構成画像を生成する。
　コンソール５は、図４に示すように、制御部５１、操作部５２、表示部５３、通信部５４、記憶部５５を備えて構成されている。
　制御部５１は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＡＭ（Random Access Memory）等から構成され、記憶部５５に記憶されているプログラムとの協働により、後述する再構成画像生成処理をはじめとする各種処理を実行する。
　操作部５２は、カーソルキー、数字入力キー、及び各種機能キー等を備えたキーボードと、マウス等のポインティングデバイスを備えて構成され、キーボードで押下操作されたキーの押下信号とマウスによる操作信号とを、入力信号として制御部５１に出力する。表示部５３のディスプレイと一体に構成されたタッチパネルを備え、これらの操作に応じた操作信号を生成して制御部５１に出力する構成としてもよい。
　表示部５３は、例えば、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）やＬＣＤ（Liquid Crystal Display）等のモニターを備えて構成されており、制御部５１の表示制御に従って、操作画面、Ｘ線撮影装置１の動作状況、生成された診断用の再構成画像等を表示する。
　通信部５４は、通信インターフェイスを備え、ネットワーク上のＸ線撮影装置１やＸ線検出器１６と有線又は無線により通信する。例えば、通信部５４は、Ｘ線撮影装置１に撮影条件や制御信号を送信したり、Ｘ線撮影装置１又はＸ線検出器１６からモアレ画像を受信したりする。
　記憶部５５は、制御部５１により実行されるプログラム、プログラムの実行に必要なデータを記憶している。例えば、記憶部５５は、図示しないＲＩＳ（Radiology Information System）やＨＩＳ（Hospital Information System）等により予約された撮影の情報である撮影オーダー情報を記憶している。撮影オーダー情報は、患者ＩＤ、患者名、撮影部位（被写体部位）、バックグラウンド撮影の有無等の情報である。
　ここで、バックグラウンド撮影とは、コンソール５において実行される再構成画像生成処理において被写体の再構成画像に対し補正を行うために用いられる画像補正用の画像を取得するための撮影である。具体的には、被写体台１３に被写体を載置することなく後述の複数ステップの一連の撮影を行い、被写体なしのモアレ画像を複数得るものである。
　また、記憶部５５は、撮影オーダー情報に基づいてＸ線撮影装置１で取得されたモアレ画像、モアレ画像に基づき生成された診断用の再構成画像を当該撮影オーダー情報に対応付けて記憶する。
　また、記憶部５５は、Ｘ線検出器１６に対応するゲイン補正データ、欠陥画素マップ等を予め記憶する。欠陥画素マップは、Ｘ線検出器１６の欠陥画素（画素がないものも含む）の位置情報（座標）である。
　コンソール５においては、操作部５２の操作により撮影オーダー情報の一覧表示が指示されると、制御部５１により、記憶部５５から撮影オーダー情報が読み出されて表示部５３に表示される。操作部５２により撮影オーダー情報が指定されると、制御部５１により、指定された撮影オーダー情報に「撮影中」のステータスが対応付けられるとともに、指定された撮影オーダー情報に応じた撮影条件の設定情報（被写体部位、バックグラウンド撮影の有無の情報を含む）が通信部５４によりＸ線撮影装置１に送信される。
　Ｘ線撮影装置１においては、通信部１８４によりコンソール５から撮影条件の設定情報等が受信されると、撮影条件の設定情報に基づいてＸ線撮影準備が実行される。
＜Ｘ線撮影システムの動作＞
　ここで、上記Ｘ線撮影装置１のタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影方法を説明する。
　図５に示すように、Ｘ線源１１のＸ線管１１１から照射されたＸ線が第１格子１４を透過すると、透過したＸ線がｚ方向に一定の間隔で像を結ぶ。この像を自己像といい、自己像が形成される現象をタルボ効果という。自己像を結ぶ位置に第２格子１５が自己像と概ね平行に配置され、第２格子１５を透過したＸ線によりモアレ画像（図５においてＭで示す）が得られる。Ｘ線源１１のＸ線管１１１と第１格子１４間に被写体（図５においてＨで示す）が存在すると、被写体によってＸ線の位相がずれるため、図５に示すようにモアレ画像上のモアレ縞は被写体の辺縁を境界に乱れる。このモアレ縞の乱れを、モアレ画像を処理することによって検出し、被写体像を画像化することができる。これがタルボ干渉計の原理である。
　Ｘ線撮影装置１では、Ｘ線源１１のＸ線管１１１と第１格子１４との間のＸ線管１１１に近い位置に、マルチスリット１２が配置され、タルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影が行われる。タルボ干渉計はＸ線源１１が理想的な点線源であることを前提としているが、ある程度焦点径が大きい焦点が用いられた場合でも、マルチスリット１２によってあたかも点線源が複数連なってＸ線が照射されているかのように多光源化する。これがタルボ・ロー干渉計によるＸ線撮影法であり、焦点径がある程度大きい場合にも、タルボ干渉計と同様のタルボ効果を得ることができる。
　図６は、Ｘ線撮影装置１の制御部１８１により実行される撮影制御処理を示すフローチャートである。図６を参照して撮影制御処理の流れについて説明する。
　被写体台１３に被写体を載置した状態で、オペレーターにより操作部１８２の曝射スイッチが操作されると（ステップＳ１；ＹＥＳ）、制御部１８１は、Ｘ線源１１、Ｘ線検出器１６、駆動部１２ａを制御して複数ステップの撮影を実行し、１枚の再構成画像を生成するのに必要な複数のモアレ画像を取得する（ステップＳ２）。
　図７Ａに、ステップＳ２におけるＸ線源１１、Ｘ線検出器１６、駆動部１２ａの動作のタイミングチャートを示す。なお、図７Ａ、図７Ｂ、図１０、図１１のタイミングチャートにおいて、凸の区間が各動作が実施されている期間を示す。
　ステップＳ２において、制御部１８１は、Ｘ線管１１１の回転陽極の回転が停止している場合、Ｘ線源１１のＸ線制御装置１１２によりＸ線管１１１の回転陽極を回転させ（陽極回転）、マルチスリット１２が停止した状態でＸ線源１１によるＸ線の照射を開始させる（Ｘ線照射）。また、Ｘ線検出器１６に前回の撮影により残存する不要な電荷を取り除くリセットを行わせた後、Ｘ線照射のタイミングに合わせて電荷の蓄積を行わせ、Ｘ線の照射停止のタイミングに合わせて蓄積された電荷を画像信号として読み取らせる（画像取得）。これが１ステップ分の撮影である。１ステップ分の撮影が終了するタイミングで駆動部１２ａによるマルチスリット１２の移動を開始させ、所定量移動すると停止させ（格子移動）、次のステップの撮影を行わせる。このようにして、マルチスリット１２の移動と停止が所定のステップ数分だけ繰り返され、マルチスリット１２が停止したときにＸ線の照射と画像信号の読み取りが行われる。マルチスリット１２がスリット周期１周期分移動した撮影が終了したときに、１枚の再構成画像を生成するのに必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影が終了する。
　ここで、従来より単純Ｘ線撮影等に用いられるＸ線源を用いたタルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計においては、図７Ｂに示すように、１ステップ分の撮影毎に回転陽極の回転と停止が繰り返されていた。しかし、本実施形態のＸ線撮影装置１のように、画質向上のためにＸ線源としてＣＴ用の小焦点かつ高出力の回転陽極Ｘ線管を用いた場合、回転陽極を一旦回転させると、停止及び再起動に時間がかかる（約３分程度時間がかかる）。この間、患者は、被写体部位を固定させておかなければならないが、この間に動かないでいることはほとんど不可能である。
　そこで、Ｘ線撮影装置１では、図７Ａに示すように、少なくとも１枚の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影（１スリット周期分の撮影）が終了するまでは、Ｘ線管１１１の回転陽極の回転を継続することとしている。なお、制御部１８１は、Ｘ線制御装置１１２によりＸ線管１１１の回転陽極を回転させた後、タイマー１８６に予め定められた所定時間をセットし、計時（カウントダウン）を開始させる。ここでセットされる所定時間は、Ｘ線管１１１の回転陽極を継続して回転させる場合の制限時間に相当する時間であり、実験的経験的に、この所定時間以上継続して回転陽極を回転させるとＸ線管１１１の寿命に影響がでるとされる時間である。
　なお、一連の撮影におけるステップ数は２～２０、さらに好ましくは３～１０である。視認性の高い再構成画像を短時間で得るという観点からすれば、５ステップが好ましい（参照文献１：K.Hibino, B.F.Oreb and D.I.Farrant, Phase shifting for nonsinusoidal wave forms with phase-shift errors, J.Opt.Soc.Am.A, Vol.12, 761-768(1995)、参照文献２：A.Momose, W.Yashiro, Y. Takeda, Y.Suzuki and T.Hattori, Phase Tomography by X-ray Talbot Interferometetry for biological imaging, Jpn. J. Appl. Phys., Vol.45, 5254-5262(2006)）。ここでは、５ステップの撮影を行うこととして説明する。
　例えば、マルチスリット１２のスリット周期を２２．８（μｍ）とし、５ステップの撮影を１０秒で行うとする。マルチスリット１２がそのスリット周期の１／５に該当する４．５６（μｍ）移動し停止する毎に撮影が行われる。撮影時間でいえば曝射スイッチＯＮ後、２、４、６、８、１０秒後にそれぞれ撮影が行われる。理想的な送り精度によりマルチスリット１２を一定の送り量で移動できた場合、図８に示すように、５ステップの撮影でマルチスリット１２のスリット周期１周期分のモアレ画像５枚が得られる。
　一連の各ステップの撮影が終了すると、制御部１８１は、通信部１８４によりコンソール５に、各ステップのモアレ画像を送信させる（ステップＳ３）。通信部１８４からコンソール５に対しては各ステップの撮影が終了する毎に１枚ずつ送信することとしてもよいし、各ステップの撮影が終了し、全てのモアレ画像が得られた後、まとめて送信することとしてもよい。
　コンソール５の制御部５１は、Ｘ線撮影装置１から送信されたモアレ画像を「撮影中」のステータスが対応付けられた撮影オーダー情報に対応付けて記憶部５５に記憶する。また、その撮影オーダー情報のステータスを「撮影済み」に更新する。
　また、一連の撮影が終了後、制御部１８１は、陽極回転停止判断処理を実行する（ステップＳ４）。
　図９に、制御部１８１により実行される陽極回転停止判断処理のフローチャートを示す。
　まず、制御部１８１は、タイマー１８６による時間計測に基づいてＸ線管１１１の回転陽極が回転を開始してから予め定められた所定時間が経過したか（即ち、回転陽極が所定時間回転を続けているか否か）を判断する（ステップＳ１１）。Ｘ線管１１１の回転陽極が回転を開始してから予め定められた所定時間が経過したと判断した場合（ステップＳ１１；ＹＥＳ）、制御部１８１は、Ｘ線制御装置１１２によりＸ線管１１１の回転陽極の回転を停止させ（ステップＳ１６）、陽極回転停止判断処理を終了する。
　Ｘ線管１１１の回転陽極が回転を開始してから予め定められた所定時間が経過していないと判断した場合（ステップＳ１１；ＮＯ）、制御部１８１は、ＨＵ（Heat Unit）値が予め定められた所定値に到達したか否かを判断する（ステップＳ１２）。
　制御部１８１は、Ｘ線制御装置１１２からＨＵ値を取得して、ＨＵ値が所定値に到達したか否かを判断する。
　ＨＵ値は、Ｘ線制御装置１１２において算出される、Ｘ線管１１１の入力を表す値であり、ＪＩＳ Ｚ４７０４において、高電圧発生装置１１２ａの回路構成に応じて以下の（１）～（４）の式によって定義されている（「医用Ｘ線管装置　ＪＩＳ Ｚ４７０４：２００＊ガイド」（社）日本画像医療システム工業会　ＳＣ０１０１参照）。即ち、Ｘ線制御装置１１２は、算出部として機能する。なお、各式で用いられる記号は、以下のとおりである。
　　Ｕ：管電圧（ｋＶ）
　　Ｉ：管電流（ｍＡ）
　　Ｔ：負荷時間（ｓ）
　　Ｃ：コンデンサ容量（μＦ）
　ここで、負荷時間は、陽極入力をＸ線管１１１に供給している時間である。
（１）高電圧発生装置１１２ａの回路が単相全波整流回路、単相半波整流回路又は自己整流回路の場合
　　ＨＵ値＝Ｕ×Ｉ×Ｔ
（２）高電圧発生装置１１２ａの回路が三相全波整流回路又はこれと同等のリプル百分率をもつ回路の場合
　　ＨＵ値＝Ｕ×Ｉ×Ｔ×１．３５
（３）定電圧回路の場合
　　ＨＵ値＝Ｕ×Ｉ×Ｔ×１．４１
（４）コンデンサ式の場合
　　ＨＵ値＝０．７１×Ｃ×（Ｕ１２－Ｕ２２）
　ただし、Ｕ１は放電開始時、Ｕ２は放電終了時の管電圧を表す。
　ステップＳ１２の判断基準となる所定値は、Ｘ線管１１１のＨＵ値の制限値に相当する値であり、実験的経験的に、ＨＵ値がこの所定値以上になるとＸ線管１１１の寿命に影響がでるとされる値である。
　ＨＵ値が予め定められた所定値に到達したと判断した場合（ステップＳ１２；ＹＥＳ）、制御部１８１は、Ｘ線制御装置１１２によりＸ線管１１１の回転陽極の回転を停止させ（ステップＳ１６）、陽極回転停止判断処理を終了する。
　ＨＵ値が予め定められた所定値に到達していないと判断した場合（ステップＳ１２；ＮＯ）、制御部１８１は、ステップＳ１３～Ｓ１５により、継続して行う撮影があるか否かを判断する。
　ステップＳ１３において、制御部１８１は、コンソール５から送信された撮影条件の設定情報に、バックグラウンド撮影をする設定がされているか否かを判断する（ステップＳ１３）。バックグラウンド撮影をする設定がされていると判断した場合（ステップＳ１３；ＹＥＳ）、制御部１８１は、Ｘ線管１１１の回転陽極の回転を継続させ（ステップＳ１７）、陽極回転停止判断処理を終了する。
　バックグラウンド撮影をする設定がされていないと判断した場合（ステップＳ１３；ＮＯ）、制御部１８１は、撮影した患者に対する他の被写体部位の撮影がコンソール５に登録されているか否かを判断する（ステップＳ１４）。ステップＳ１４において、制御部１８１は、例えば、撮影した患者に対する患者ＩＤ、被写体部位の情報等を通信部１８４を介してコンソール５に送信し、撮影した患者に対して他の被写体部位の撮影（未撮影のもの）が登録されているか否か（具体的には、コンソール５の記憶部５５に、撮影した患者に対する他の被写体部位の撮影オーダー情報（ステータスが撮影中、撮影済みのものを除く）が記憶されているか否か）の問い合わせを行う。そして、コンソール５からの回答に応じて、撮影した患者に対する他の被写体部位の撮影が登録されているか否かを判断する。
　撮影した患者に対する他の被写体部位の撮影が登録されていると判断した場合（ステップＳ１４；ＹＥＳ）、制御部１８１は、Ｘ線管１１１の回転陽極の回転を継続させ（ステップＳ１７）、陽極回転停止判断処理を終了する。
　撮影した患者に対する他の被写体部位の撮影が登録されていないと判断した場合（ステップＳ１４；ＮＯ）、制御部１８１は、他の患者に対する撮影がコンソール５に登録されているか否かを判断する（ステップＳ１５）。ステップＳ１５において、制御部１８１は、例えば、通信部１８４を介してコンソール５に他の患者に対する撮影が登録されているか否か（具体的には、コンソール５の記憶部５５に、他の患者に対する撮影オーダー情報（ステータスが撮影中、撮影済みのものを除く）が記憶されているか否か）の問い合わせを行い、コンソール５からの回答に応じて、他の患者に対する撮影が登録されているか否かを判断する。
　他の患者に対する撮影が登録されていると判断した場合（ステップＳ１５；ＹＥＳ）、制御部１８１は、Ｘ線管１１１の回転陽極の回転を継続させ（ステップＳ１７）、陽極回転停止判断処理を終了する。
　他の患者に対する撮影が登録されていないと判断した場合（ステップＳ１５；ＮＯ）、制御部１８１は、継続して行う撮影がないと判断し、Ｘ線制御装置１１２によりＸ線管１１１の回転陽極の回転を停止させ（ステップＳ１６）、陽極回転停止判断処理を終了する。
　上記の陽極回転停止判断処理により、１枚の再構成画像を生成するのに必要な複数のモアレ画像を得るための一連の撮影が１回終了した後、次の（２回目の）一連の撮影が待機している場合（バックグラウンド撮影がある、撮影した患者に他の被写体部位の撮影が登録されている、他の患者の撮影が登録されている場合）は、図１０のタイミングチャートに示すように、Ｘ線管１１１の回転陽極の回転が継続され、次の（２回目の）一連の撮影が実行される（図６の撮影制御処理が実行される。バックグラウンド撮影は被写体台１３に被写体を載置しないで撮影を行われる。）。その後も次の撮影が待機している場合は、回転陽極の回転が所定時間以上継続した、所定のＨＵ値に到達した等の条件に該当しない限り、同様にＸ線管１１１の回転陽極の回転が継続されたまま、次の撮影が実行される。
　このように、バックグラウンド撮影がある、撮影した患者に他の被写体部位の撮影が登録されている、他の患者の撮影が登録されている等、継続して行うべき次の撮影が待機している場合は、Ｘ線管１１１の陽極の回転を停止させずに、回転を継続したまま次の撮影に移行するので、陽極の停止、再起動を待たずに次の撮影を行うことができ、撮影待機時間を短縮することが可能となる。
　なお、バックグラウンド撮影は、被写体台１３に被写体を載置して行う一連の撮影の前後の何れに実施しても良い。撮影前に行う場合、図１０に示す１回目がバックグラウンド撮影となり、２回目が被写体ありの１枚の再構成画像を得るための一連の撮影となる。
　また、Ｘ線撮影装置１においては、被写体のポジショニングの確認のため、本番の撮影前に、被写体台１３に被写体を載置して、プレ撮影（事前撮影）を行うことができる。プレ撮影は、操作部１８２のプレ曝射ボタンが押下された際に、制御部１８１により実行される。プレ撮影において、制御部１８１は、Ｘ線管１１１の陽極が回転していなければ陽極の回転を開始させ、Ｘ線照射、画像取得を行わせる。即ち、プレ撮影では、複数ステップの撮影は行われず、マルチスリット１２の移動を伴わない１回の撮影が行われる。制御部１８１は、プレ撮影終了後はＸ線管１１１の回転陽極の回転を停止させずに継続し、次のプレ撮影又は本番の撮影（図６の撮影制御処理）を実行する。
　図１１に、２回のプレ撮影後に本撮影（再構成画像を生成するのに必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影）を行った場合のＸ線源１１、Ｘ線検出器１６、駆動部１２ａの動作のタイミングチャートを示す。図１１に示すように、プレ撮影から本撮影まで陽極の回転が継続されるので、プレ撮影後、陽極の回転停止及び再起動を待たずに次の撮影を行うことができ、患者が姿勢を固定したままで長時間待機することなく、撮影を行うことが可能となる。
　コンソール５の制御部５１においては、通信部５４により本体部１８からの複数ステップのモアレ画像が受信されると、受信したモアレ画像をステータスが「撮影中」の撮影オーダー情報に対応付けて記憶部５５に記憶した後、受信したモアレ画像に対し、再構成画像生成処理を実行する。なお、被写体台１３に被写体を載置して行った撮影により得られたモアレ画像を被写体有りのモアレ画像と呼ぶ。被写体台１３に被写体を載置せずに行ったバックグラウンド撮影により得られたモアレ画像を被写体無しのモアレ画像と呼ぶ。
　再構成画像生成処理において、制御部５１は、まず、被写体有りの一連のモアレ画像と被写体無しの一連のモアレ画像に、オフセット補正処理、ゲイン補正処理、欠陥画素補正処理、Ｘ線強度変動補正等の補正処理を施す。なお、撮影オーダー情報にバックグラウンド撮影無しの情報が含まれている場合は、予め記憶部５５に記憶されている被写体無しのモアレ画像を使用する。
　次いで、制御部５１は、補正後の被写体有りのモアレ画像と被写体無しのモアレ画像に基づいて、３種類の再構成画像（吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像）を生成する。３種類の再構成画像は、例えば、国際公開第２０１２／０２９３４０号公報に記載のように、公知の手法により生成することができる。
　まず、補正後の被写体有りのモアレ画像に基づいて、被写体有りの３種類の再構成画像（吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像）を生成する。また、補正後の被写体無しのモアレ画像に基づいて、被写体無しの３種類の再構成画像（吸収画像、微分位相画像、小角散乱画像）を生成する。
　具体的には、複数のモアレ画像のモアレ縞を加算することにより吸収画像を生成する。また、縞走査法の原理を用いてモアレ縞の位相を計算することにより、微分位相画像を生成する。また、縞走査法の原理を用いてモアレ縞のVisibilityを計算し（Visibility＝振幅÷平均値）、小角散乱画像を生成する。
　そして、生成された被写体有りの再構成画像に対し、同種の被写体無しの再構成画像を用いて（例えば、被写体有りの微分位相画像に対し、被写体無しの微分位相画像を用いて）、モアレ縞の位相の除去と、画像ムラを除去するための補正処理を行い、最終的な診断用の（被写体の）３種類の再構成画像が生成される。
　以上説明したように、Ｘ線撮影装置１によれば、Ｘ線源１１のＸ線管１１１は回転陽極を有し、制御部１８１は、Ｘ線制御装置１１２により回転陽極の回転を開始させ、当該回転陽極の回転を継続させたまま、Ｘ線源１１、Ｘ線検出器１６、駆動部１２ａにより被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影を行わせる。
　従って、回転陽極の停止、再起動を行わずに一連の撮影を行うことができるので、撮影待機時間を短縮することが可能となる。
　また、制御部１８１は、被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影後、継続して行う撮影がある場合は、回転陽極の回転を継続させたまま、Ｘ線源１１、Ｘ線検出器１６、駆動部１２ａにより次の撮影を行わせる。
　従って、一連の撮影後、次の撮影がある場合は、回転陽極の停止、再起動を行わずに次の撮影を行うことができるので、撮影待機時間を短縮することが可能となる。
　例えば、コンソール５において、一の患者に対し複数の被写体部位の撮影オーダー情報が記憶されている場合は、一の被写体部位についての一連の撮影後、回転陽極の回転を継続させたまま、他の被写体部位の一連の撮影に移行するので、他の被写体部位の撮影までの待機時間を短縮することができる。また、コンソール５において、複数の患者に対する撮影オーダー情報が記憶されている場合は、一の患者についての一連の撮影後、回転陽極の回転を継続させたまま、他の患者についての一連の撮影に移行するので、他の患者の撮影までの待機時間を短縮することができる。
　また、一連の撮影の前後に画像補正用の画像の撮影を行う場合は、回転陽極の回転を継続させたまま、画像補正用の画像の撮影及び一連の撮影を行うので、画像補正用の画像の撮影及び一連の撮影の間の撮影待機時間を短縮することができる。
　また、一連の撮影の前に被写体のポジショニングの確認を行うための事前撮影を行う場合は、回転陽極を回転させて事前撮影を行った後、回転陽極の回転を継続させたまま、一連の撮影に移行するので、事前撮影と本番の撮影の間の撮影待機時間を短縮することができる。患者の負担も低減することができる。
　また、制御部１８１は、回転陽極が回転を開始してから所定時間が経過した場合は、回転陽極の回転を停止させるので、制限時間を超えない範囲、即ち、Ｘ線管の寿命に影響のない範囲で回転陽極の回転を継続させることができる。
　また、制御部１８１は、ＨＵ値が所定値以上となった場合は、回転陽極の回転を停止させるので、Ｘ線管の寿命に影響のない範囲で回転陽極の回転を継続させることができる。
　なお、上述した第１の実施形態における記述は、本発明に係る好適な一例であり、これに限定されるものではない。
　例えば、上記第１の実施形態では、撮影時にマルチスリット１２を第１格子１４及び第２格子１５に対して移動させる方式のタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置を例にとり説明したが、本発明は、第１格子１４又は第２格子１５の何れか又は双方を移動させる方式のタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置に適用してもよい。また、本発明は、第１格子１４又は第２格子１５の何れかを他の格子に対して移動させる方式のタルボ干渉計を用いたＸ線撮影装置に適用してもよい。
　また、上記実施形態においては、ＨＵ値が所定値に到達した場合に、Ｘ線管１１１の回転陽極の回転を停止させることとしたが、Ｘ線撮影装置１はＸ線管１１１の温度を測定する温度計（測定部）を有する構成とし、制御部１８１は、図９のステップＳ１２において、ＨＵ値の代わりに測定部により測定されたＸ線管１１１の温度が所定値に達したと判断した場合に、Ｘ線管１１１の回転陽極の回転を停止させることとしてもよい。このように構成しても、Ｘ線管の寿命に影響のない範囲で回転陽極の回転を継続させることができる。
　その他、Ｘ線撮影システムを構成する各装置の細部構成及び細部動作に関しても、発明の趣旨を逸脱することのない範囲で適宜変更可能である。
［第２の実施形態］
　第１の実施形態で説明したＸ線撮影装置１のようなタルボ・ロー撮影装置では、参照文献３（特開２０１２－２４３３９号公報）に記載されているように、線源格子（第１の実施形態でいうマルチスリット）の近傍には、ろ過フィルターや照射野絞り等が配置される場合が多い。
　ろ過フィルターは、線源格子の近傍に配置され、撮影される被写体の撮影部位等にあわせて、放射線源から照射され線源格子を透過する前或いは透過した後の放射線の線質を適切な線質に変えるように機能するものである。また、照射野絞りも、線源格子の近傍に配置され、被写体の適切な範囲に放射線が照射されるように、照射される放射線の照射野を絞るように機能するものである。
　しかしながら、従来のタルボ・ロー撮影装置では、上記のように線源格子の近傍にろ過フィルターや照射野絞り等が配置されているため、被写体の適切な範囲に適切な線質の放射線が照射されてモアレ画像が適切に撮影され、それに基づいて吸収画像や微分位相画像等が的確に再構成されるはずであるが、実際には、モアレ画像に基づいて小角散乱画像を再構成した場合に小角散乱画像における上記のVisibilityが低下してしまう場合があることが分かってきた。
　そして、本発明者らが研究を重ねた結果、上記のような現象が現れる原因として、放射線源（Ｘ線源）付近で生じる、装置内で反射したり散乱したりした放射線（迷Ｘ線等とも呼ばれる。以下、簡単に散乱線という。）が線源格子に入り込むことが大きな原因の１つであることが分かってきた。
　そこで、第２の実施形態では、放射線源付近で反射したり散乱したりした散乱線が線源格子に入り込むことを的確に防止することが可能な放射線画像撮影装置（タルボ・ロー撮影装置）について説明する。
　以下、第２の実施形態について、図面を参照して説明する。なお、第２の実施形態に係る放射線画像撮影装置は、前述したように、タルボ・ロー干渉計を用いた放射線画像撮影装置であり、以下においてもタルボ・ロー撮影装置と略称する。
　図１２は、第２の実施形態に係るタルボ・ロー撮影装置６１の全体像を表す斜視図であり、図１３は、図１２のタルボ・ロー撮影装置６１の放射線源付近の拡大図である。第２の実施形態に係るタルボ・ロー撮影装置６１は、図１２や図１３に示すように、放射線源６２と、後述する線源格子６１０（後述する図１５や図１６等参照）等を含む第１のカバーユニット６３と、第１のカバーユニット６３等を支持する支持部６４と、被写体台６５と、後述する第１格子６２１や第２格子６２２、放射線検出器６２３（後述する図１４参照）等を含む第２のカバーユニット６６と、支柱６７と、基台部６８等を備えて構成されている。
　タルボ・ロー撮影装置６１の原理は、第１の実施形態において図５を用いて説明したタルボ干渉計に線源格子を配置したタルボ・ロー干渉計の原理と同様である。この原理に基づいて、本実施形態に係るタルボ・ロー撮影装置６１においても、例えば図１４に示すように、第２のカバーユニット６６内で、第１格子６２１の自己像が像を結ぶ位置に第２格子６２２が配置されるようになっている。また、第２格子６２２と放射線検出器６２３とを離すとモアレ画像Ｍ（図５参照）がぼやけるため、本実施形態では、放射線検出器６２３は第２格子６２２の直下に配置されるようになっている。
　なお、第２の実施形態の放射線源６２は、図１及び図５のＸ線源１１１に対応し、第１格子６２１は、図１及び図５の第１格子１４に対応し、第２格子６２２は、図１及び図５の第２格子１５に対応している。また、線源格子６１０、第１格子６２１、第２格子６２２の構成は、図２で説明したものと同様である。ただし、図１に示すＸ線撮影装置１においては、図２に示すスリットＳの延在方向（ｙ方向）と平行に支柱６７に対応する保持部１７が設けられていることとしたが、タルボ・ロー撮影装置６１においては、スリットＳの配列方向（ｘ方向）と平行に支柱６７が設けられている例を示している。
　図示を省略するが、放射線検出器６２３は、照射された放射線に応じて電気信号を生成する変換素子が二次元状に配置され、変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るように構成されている。そして、本実施形態では、放射線検出器６２３は、第２格子６２２上に形成される放射線の像である上記のモアレ画像Ｍを変換素子ごとの画像信号として撮影するようになっている。
　そして、いわゆる縞走査法を用いるタルボ・ロー撮影装置６１では、第１格子６２１と第２格子６２２との相対位置を図２、図５、図１４におけるｘ方向（すなわちスリットＳの延在方向（ｙ方向）に直交する方向）にずらしながら上記のモアレ画像Ｍを複数枚撮影する。そして、後の画像処理において、複数枚のモアレ画像Ｍに基づいて吸収画像や微分位相画像等を再構成することができる。そのため、タルボ・ロー撮影装置６１で、縞走査法によりモアレ画像Ｍを複数枚撮影するように構成する場合には、タルボ・ロー撮影装置６１に、第１格子６２１または第２格子６２２（或いはその両方）をｘ軸方向に移動させるための図示しない移動装置等が設けられる。
　また、タルボ・ロー撮影装置６１で、第１格子６２１と第２格子６２２との相対位置を固定したままモアレ画像Ｍを１枚だけ撮影し、後の画像処理で、このモアレ画像Ｍをフーリエ変換法等を用いて解析する等して吸収画像や微分位相画像等を再構成することも可能であり、この方法を用いる場合には、タルボ・ロー撮影装置６１に必ずしも上記の移動装置等を設ける必要はない。
　次に、本実施形態に係るタルボ・ロー撮影装置６１における放射線源６２付近の詳しい構成等について説明する。また、本実施形態に係るタルボ・ロー撮影装置６１（放射線画像撮影装置６１）の作用についてもあわせて説明する。
　図１５は、本実施形態に係るタルボ・ロー撮影装置６１における放射線源６２付近の構成を模式的に示す模式図である。本実施形態では、図１５に示すように、線源格子６１０の放射線源６２側と、線源格子６１０の放射線源６２側とは反対側とに、それぞれ第１照射野絞り６１２および第２照射野絞り６１３が配置されるようになっている。
　そして、本実施形態では、さらに、線源格子６１０の放射線源６２側および放射線源６２側とは反対側に、それぞれ少なくとも１枚ずつろ過フィルター６１１、６１４が配置されている。なお、以下、放射線源６２側のろ過フィルター６１１を第１ろ過フィルター６１１といい、放射線源６２側とは反対側のろ過フィルター６１４を第２ろ過フィルター６１４という。
　すなわち、図１５に示した例では、放射線源６２側から見た場合、第１ろ過フィルター６１１、第１照射野絞り６１２、線源格子６１０、第２照射野絞り６１３、第２照射野絞り６１４の順に配置されている。
　なお、ろ過フィルターを、線源格子６１０の放射線源６２側および放射線源６２側とは反対側にそれぞれ１枚以上配置するように構成することも可能であり、また、線源格子６１０の放射線源６２側に複数のろ過フィルターを配置するように構成することも可能である。
　本実施形態では、放射線源６２としては、例えば医療現場で広く一般に用いられているクーリッジＸ線源や回転陽極Ｘ線源等を用いることが可能である。陽極としては、例えばタングステン（Ｗ）やモリブデン（Ｍｏ）等を用いることができる。そして、本実施形態では、放射線源６２は、図１２や図１３に示すように、略円筒形の本体フレーム６９内に配置されている。
　第１ろ過フィルター６１１は、通常のろ過フィルターと同様にアルミニウム（Ａｌ）やタングステン（Ｗ）、コバルト（Ｃｏ）、モリブデン（Ｍｏ）等の金属板等で形成されている。また、第１照射野絞り６１２は、通常の照射野絞りと同様に放射線を透過しない鉛（Ｐｂ）等の金属板等で形成されている。
　そして、本実施形態では、図１６に示すように、第１ろ過フィルター６１１と第１照射野絞り６１２とは、放射線源６２が収納されている略円筒形の本体フレーム６９の下側に直接取り付けられている。なお、図１６では、第１のカバーユニット６３が取り外された状態が示されている。また、線源格子６１０は本体フレーム６９には取り付けられておらず、後述するように、固定部材６１５や図示しない支持部材を介して支持部６４の上面６４ａ上に取り付けられている。
　放射線源６２にはもともと図示しないいわゆる固定ろ過フィルター（固定ろ過ともいう。）が設けられており、この固定ろ過フィルターで放射線源６２から照射された放射線の線質が適切な線質に変えられて、放射線源６２から照射される放射線に含まれる、被写体Ｈである患者の人体に必ずしも良くない影響を及ぼし得る成分がカットされるようになっている。
　そして、本実施形態では、上記の固定ろ過フィルターとは別に、第１ろ過フィルター６１１を設けることで、放射線源６２から照射され上記の固定ろ過フィルターを透過した放射線の線質を、さらに第１ろ過フィルター６１１でさらに変化させてタルボ・ロー撮影装置６１に向く線質に変えるようになっている。
　すなわち、タルボ・ロー撮影装置６１では、放射線源６２から照射される放射線の線質を、通常の放射線撮影の場合以上に大きく変えることが必要になる。そのため、本実施形態では、放射線源６２にもともと設けられている上記の固定ろ過フィルターで通常の放射線撮影用の線質に変えられた放射線の線質を、第１ろ過フィルター６１１でさらに変化させてタルボ・ロー撮影装置６１用の線質に変えるようになっている。
　なお、後述するように、第２ろ過フィルター６１４は、被写体Ｈに照射される放射線の線質をいわば微調整する役割を担っている。なお、第２ろ過フィルター６１４の機能や形状等については後で説明する。
　一方、放射線源６２の近傍に設けられる照射野絞りは、前述したように、通常、放射線源６２から照射される放射線が被写体の適切な範囲に照射されるように、照射される放射線の照射野を絞るためのものであるが、本実施形態では、この機能は、後述する第２照射野絞り６１３がこの機能を担っている。なお、この点については後で説明する。
　本実施形態では、上記のように、線源格子６１０と放射線源６２との間に第１照射野絞り６１２を配置するように構成することにより、装置内、特に放射線源６２を収納する本体フレーム６９（図１３や図１６参照）内で反射されたり散乱されたりした放射線すなわち散乱線が線源格子６１０に入り込むことを防止するようになっている。
　すなわち、従来の放射線画像撮影装置のように、放射線源６２から照射された放射線が第１照射野絞り６１２を通過せずにそのまま線源格子６１０に照射するように構成すると、放射線源６２から照射され本体フレーム６９内等で反射されたり散乱されたりした放射線すなわち散乱線が、線源格子６１０に入射してしまう状態になる。
　そして、このように散乱線が線源格子６１０に入射してしまうと、前述したように、少なくとも、そのような状態で撮影されたモアレ縞を有するモアレ画像Ｍ（図５参照）に基づいて再構成された小角散乱画像における上記のVisibility（鮮明度）が低下してしまうという問題が生じる場合があった。
　しかし、本実施形態のように、線源格子６１０の放射線源６２側に第１照射野絞り６１を配置するように構成することで、第１照射野絞り６１２によって散乱線が線源格子６１０に入射してしまうことを的確に防止することが可能となり、散乱線が除去された放射線が線源格子６１０に入射する状態に形成することが可能となる。
　そして、本実施形態のように、第１照射野絞り６１２により散乱線が除去された状態で放射線が線源格子６１０に入射するように構成することで、少なくとも、そのような状態で撮影されたモアレ画像Ｍに基づいて再構成された小角散乱画像においてVisibility（鮮明度）が低下してしまうことを的確に防止することが可能となる。
　なお、前述したように、本実施形態では、第１照射野絞り６１２（図１６参照）は放射線源６２が収納された本体フレーム６９の下方に直接取り付けられているが、線源格子６１０は本体フレーム６９には取り付けられていない。そのため、放射線源６２の回転陽極が回転する等して本体フレーム６９が振動すると第１照射野絞り６１２もそれにあわせて振動するが、線源格子６１０は振動しない（或いは振動の振幅が小さい）。
　そのため、例えば、放射線源６２側から第１照射野絞り６１２と線源格子６１０を見た場合、本体フレーム６９が振動すると、第１照射野絞り６１２の開口部６１２ａ（図１６参照）の位置と、線源格子６１０のスリットＳ（図２等参照）が設けられた部分（図１６における６１０ａ参照）の位相がずれる。
　なお、線源格子６１０のスリットＳが設けられた部分６１０ａとは、図１７に示すように、線源格子６１０の中央部分にスリットＳが所定の周期で複数配列されて設けられた部分をいい、その周囲の、スリットＳが形成されていない部分６１０ｂは上記部分６１０ａには含まれない。
　すなわち、放射線源６２側から第１照射野絞り６１２と線源格子６１０を見た図１８に示すように、放射線源６２の回転陽極が回転する等して本体フレーム６９が振動してもほとんど振動しない線源格子６１０（図中の破線参照）に対して、本体フレーム６９の振動に追随して移動する第１照射野絞り６１２（図中の実線や一点鎖線参照）の位置がずれる状態になる。なお、図１８では、第１ろ過フィルター６１１等の図示が省略されている。
　そして、本実施形態では、上記のように第１照射野絞り６１２と線源格子６１０とが相対的に位置がずれても、第１照射野絞り６１２は、放射線源６２から線源格子６１０に照射される放射線が、線源格子６１０のスリットＳが設けられた部分６１０ａを含むより広い範囲に確実に照射されるように、照射される放射線の照射野を絞るように構成されている。
　このように構成することで、本体フレーム６９の振動で第１照射野絞り６１２と線源格子６１０とが相対的に位置がずれても、第１照射野絞り６１２によって、放射線源６２から照射されて線源格子６１０のスリットＳに入射する放射線の光路が遮られてしまうことを的確に防止することが可能となる。
　なお、第１照射野絞り６１２で線源格子６１０のスリットＳに入射する放射線の光路を遮らないようにするために第１照射野絞り６１２の開口部６１２ａを大きくし過ぎると、上記のように、放射線源６２から照射され本体フレーム６９内等で反射されたり散乱されたりした放射線すなわち散乱線が、線源格子６１０の外側を通って下方に抜けてしまう。そのため、第１照射野絞り６１２の開口部６１２ａの大きさは、上記の機能が的確に発揮されるように、適宜の大きさに形成される。
　一方、前述したように、線源格子６１０は、本体フレーム６９には取り付けられておらず、図１６や図１９に示すように、固定部材６１５や、図１６や図１９では図示を省略する支持部材により支持部６４の上面６４ａ上に取り付けられている。
　そして、線源格子６１０の下方には、第２照射野絞り６１３が配置されている。本実施形態では、第２照射野絞り６１３は、第１照射野絞り６１２と同様、放射線を透過しない鉛（Ｐｂ）等の金属板等で形成されている。また、本実施形態では、第２照射野絞り６１３は、線源格子６１０と同じく、固定部材６１５や、図１６や図１９では図示を省略する支持部材により支持部６４の上面６４ａ上に取り付けられている。
　なお、第２照射野絞り６１３を線源格子６１０の上方に配置してもよく、また、線源格子６１０と第２照射野絞り６１３とが直接接する状態に配置するように構成することも可能である。この点については後で説明する。
　前述したように、本実施形態では、第１照射野絞り６１２が、散乱線が線源格子６１０に入射することを防止するように機能するのに対し、第２照射野絞り６１３が、放射線源６２から照射される放射線が被写体の所定の範囲に照射されるように、照射される放射線の照射野を絞るための通常の照射野絞りの機能を担っている。
　すなわち、本実施形態では、線源格子６１０の近傍に、上記の第１照射野絞り６１２とは別体で、放射線が被写体の所定の範囲に照射されるように、照射される放射線の照射野を絞るための第２照射野絞り６１３が設けられている。
　図１６や図１９に示すように、線源格子６１０や第２照射野絞り６１３の下方には、第２ろ過フィルター６１４が配置されている。本実施形態では、前述したように、第２ろ過フィルター６１４は、上記のように第１ろ過フィルター６１１により適切に変えられた放射線の線質を、被写体Ｈにあわせてさらに微調整するように機能するようになっている。
　本実施形態では、第２ろ過フィルター６１４は、複数種類（図１６や図１９では４種類）のろ過フィルターが略鉛直方向に延在する回転軸６１４ａを中心として回転することで、複数種類のろ過フィルターのうちのいずれかを、第２照射野絞り６１３で照射野が絞られた放射線が透過するように配置される、いわゆるリボルバー方式の回転機構を備えて構成されている。
　そして、本実施形態では、リボルバー方式の第２ろ過フィルター６１４の円形状の周囲には歯車６１４ｂが設けられており、この歯車６１４ｂに、他の歯車を介して例えばステッピングモーター等で形成された駆動モーター６１４ｃの回転駆動が伝達されることで、円形状の第２ろ過フィルター６１４が回転軸６１４ａを中心として回転して、ろ過フィルターを切り替えることができるようになっている。
　なお、本実施形態では、第２ろ過フィルター６１４は、図２０に示すように、放射線を透過しない鉛（Ｐｂ）等の金属等で形成され４カ所に開口６１４Ａ～６１４Ｄが設けられた円形板６１４に、例えばアルミニウム（Ａｌ）やタングステン（Ｗ）、コバルト（Ｃｏ）、モリブデン（Ｍｏ）等の金属等で形成された３／４円状のろ過フィルター６１４ｑと、半円状のろ過フィルター６１４ｒと、１／４円状のろ過フィルター６１４ｓとを重ね合わせて形成されている。
　このように構成すると、第２ろ過フィルター６１４の開口６１４Ａの部分では３枚のろ過フィルター６１４ｑ～６１４ｓが、開口６１４Ｂの部分では２枚のろ過フィルター６１４ｑ、６１４ｒが、開口６１４Ｃの部分では１枚のろ過フィルター６１４ｑがそれぞれ重ね合わされた状態になる。なお、各ろ過フィルター６１４ｑ～６１４ｓを同じ金属等で形成してもよく、また、異なる金属等で形成してもよい。
　そして、回転軸６１４ａを中心に第２ろ過フィルター６１４を回転させて、第２ろ過フィルター６１４の各ろ過フィルター（すなわち各開口６１４Ａ～６１４Ｄ）を切り替えることで、各開口６１４Ａ～６１４Ｃでは、透過する放射線の線質を、各開口６１４Ａ～６１４Ｃに存在するろ過フィルターの枚数や種類に応じた線質に変えることが可能となる。
　また、第２ろ過フィルター６１４で放射線の線質を変える必要がない場合には、第２ろ過フィルター６１４のフィルターが形成されていない、いわば素通しの開口６１４Ｄを放射線が通過するようになるように第２ろ過フィルター６１４を回転させることで、放射線の線質を変えずに放射線を透過させることができるようになっている。
　そして、例えば被写体Ｈが標準的な体型である場合のように、第１ろ過フィルター６１１を透過した後の放射線の線質を変える必要がない場合には、素通しの開口６１４Ｄが放射線の光路上にくるように第２ろ過フィルター６１４を回転させてセットする。また、撮影部位等に応じて、第１ろ過フィルター６１１を透過した後の放射線の線質をさらに変えることが必要な場合には、開口６１４Ａ～６１４Ｃのいずれかが放射線の光路上にくるように第２ろ過フィルター６１４を回転させてセットし、セットされた開口に存在するろ過フィルターが放射線の線質を適切に変えるようになっている。
　なお、第２ろ過フィルター６１４の開口６１４Ａ～６１４Ｄにどのような種類や枚数のろ過フィルターを配置するかは適宜決められる。また、第２ろ過フィルター６１４の開口は、４カ所に限定されず、適宜の数だけ設けることが可能である。
　また、本実施形態では、設定された撮影部位等に応じて、タルボ・ロー撮影装置６１の図示しない制御部等が第２ろ過フィルター６１４のろ過フィルターを自動的に切り替えることが想定されているため、制御部等が駆動モーター６１４ｃ（図１６や図１９参照）を回転駆動させて第２ろ過フィルター６１４を回転させることで自動的にろ過フィルターを切り替える場合について説明したが、例えば、放射線技師等が手動で第２ろ過フィルター６１４を回転させてろ過フィルターを切り替えるように構成することも可能である。
　さらに、第２ろ過フィルター６１４における各ろ過フィルターを、撮影部位だけでなく、例えば患者が太っているか否かによって切り替えるように構成することも可能である。そして、このように、第２ろ過フィルター６１４が複数種類のろ過フィルター（上記の開口６１４Ｄのように素通しの場合を含む。）を切り替え可能に備えるように構成することで、これらと、放射線源６２に設定する種々の管電圧との組み合わせで、的確な線量や線質の放射線を照射することが可能となる。
　そのため、放射線源６２に適切な管電圧が設定されることで、被写体Ｈに照射される放射線の線量が適切な線量とされ、被写体Ｈである患者の被曝線量が大幅に低減される。また、上記のように、第２ろ過フィルター６１４を入れることで、照射される放射線の線質を撮影部位や患者の体格にあった最適な線質にすることが可能となる。また、それとともに、モアレ画像Ｍ（図５参照）のノイズを低減させることが可能となり、モアレ画像Ｍに基づいて再構成される吸収画像や微分位相画像、小角散乱画像等の画質を向上させることが可能となるといった利点もある。
　さらにまた、第２ろ過フィルター６１４は、本実施形態のようにリボルバー方式でなくてもよく、照射された放射線の線質を適切な線質に変えて被写体Ｈに照射することができるものであれば、どのような形態であってもよく、本発明は、第２ろ過フィルター６１４の形態に限定されない。
　そして、本実施形態では、第２ろ過フィルター６１４を透過した放射線は、線源格子６１０や第２照射野絞り６１３、第２ろ過フィルター６１４等を支持する支持部６４の上面６４ａに設けられた開口６４ｂ（図１３や図１９参照）を通って、下方の被写体Ｈ（図５参照）に照射され、第１格子６２１や第２格子６２２を通って放射線検出器６２３に入射するようになっている（図１４参照）。
　なお、タルボ・ロー撮影装置６１等の放射線画像撮影装置では、実際に放射線源６２から被写体Ｈに放射線を照射する前に、被写体Ｈの放射線が照射される範囲すなわち照射野に相当する部分に白色光等の可視光を照射して、放射線源６２と被写体Ｈとの相対的な位置を調整する位置合わせが行われるように構成されている場合が多い。
　その際、例えば前述した参照文献３に記載されている従来のタルボ・ロー撮影装置のように、放射線源６２近傍に設けられたコリメーターユニット（本実施形態では第１のカバーユニット６３（図１２や図１３参照）に相当する。）内の、照射される放射線の光路を遮らない位置に、可視光を照射するランプを設け、ランプから照射された可視光を反射するミラーで反射して、照射野絞りで可視光の照射野を絞って被写体Ｈに照射するように構成される場合がある。
　しかし、このように構成すると、放射線源６２から照射された放射線の光路上にミラーが存在するため、撮影されたモアレ画像に基づいて小角散乱画像を再構成した場合に小角散乱画像における上記のVisibility（鮮明度）が低下してしまうことになる。
　本実施形態では、このように放射線源６２と被写体Ｈとの相対的な位置合わせのために可視光を照射するための手段が、照射される放射線の光路上に存在しないようにするために、図２１に示すように、位置合わせのために可視光を照射する発光手段６１６を、タルボ・ロー撮影装置６１の支持部６４の上面６４ａの下方に設けるように構成されている。なお、図２１は、タルボ・ロー撮影装置６１の支持部６４の上面６４ａ付近を下側から見た図である。
　すなわち、本実施形態では、図２１に示すように、支持部６４の上面６４ａの下方の、上記のように支持部６４の上面６４ａに設けられた開口６４ｂを通って下方に照射される放射線の光路を遮らない位置に、例えばＬＥＤ（Light Emitting Diode）等で形成され可視光Ｌを発光する発光手段６１６が配置されている。
　そして、発光手段６１６から照射された可視光Ｌを、発光手段６１６と同様に支持部６４の上面６４ａの下方の放射線の光路を遮らない位置に配置されたミラー６１７で反射するようになっている。すなわち、本実施形態では、発光手段６１６もミラー６１７も、いずれも放射線の光路上には存在しない。
　そして、ミラー６１７は、発光手段６１６から照射された可視光Ｌを、下方の被写体台６５（図１２や図１４等参照）上に載置された被写体Ｈに反射する際、上記のようにして第２照射野絞り６１３（図１９等参照）等を透過した放射線が照射される被写体Ｈ上の範囲（すなわち放射線の照射野）と同じ範囲に可視光Ｌが反射されるように、ミラー６１７の形状や鉛直方向に対する角度等が設定されている。
　本実施形態では、発光手段６１６から照射された可視光Ｌが、下方の被写体台６５上の被写体Ｈに対して矩形状の範囲に反射されるようにするために、ミラー６１７の図示しない枠体でミラー６１７を台形状にマスクするように形成されている。また、本実施形態では、ミラー６１７として、凹面ミラーが用いられている。
　このように構成する場合、発光手段６１６を、ミラー６１７から、ミラー６１７の凹面形状の焦点距離だけ離れた位置に配置すると、被写体Ｈ上に発光手段６１６の発光源（ＬＥＤ等）の形状が投影されてしまい、上記の矩形状の範囲をムラなく均等の明るさで照射することができない。
　しかし、発光手段６１６を、ミラー６１７から、例えばミラー６１７の凹面形状の焦点距離の半分の距離だけ離れた位置に配置すると、被写体Ｈ上に発光手段６１６の発光源の形状が投影されることなく、上記の矩形状の範囲をムラなく均等の明るさで照射することが可能となる。
　なお、図示を省略するが、発光手段６１６やミラー６１７等には、その位置や角度等を適切な位置や角度等に調整するための調整手段が設けられている。
　以上のように、本実施形態に係る放射線画像撮影装置（タルボ・ロー撮影装置）６１によれば、図１５や図１６等に示したように、線源格子６１０の放射線源６２側と、線源格子６１０の放射線源６２側とは反対側とに、それぞれ第１照射野絞り６１２および第２照射野絞り６１３を配置するように構成した。
　このように、線源格子６１０の放射線源６２側に第１照射野絞り６１２を少なくとも１枚配置するように構成したため、本体フレーム６９等の装置内で反射されたり散乱されたりした放射線すなわち散乱線を放射線源６２側の第１照射野絞り６１２で的確に遮断することが可能となる。
　そのため、散乱線が線源格子６１０に入射することを的確に防止することが可能となり、撮影されたモアレ画像に基づいて小角散乱画像を再構成した場合に、小角散乱画像におけるVisibility（鮮明度）が低下してしまうことを的確に防止することが可能となる。
　また、本実施形態に係る放射線画像撮影装置（タルボ・ロー撮影装置）６１によれば、線源格子６１０の近傍に、上記の第１照射野絞り６１２とは別体で、放射線が被写体の所定の範囲に照射されるように、照射される放射線の照射野を絞るための第２照射野絞り６１３を備えるように構成した。
　そのため、本実施形態のように、放射線源６２を収納する本体フレーム６９の下側に第１照射野絞り６１２を直接取り付けて、本体フレーム６９の振動にあわせて第１照射野絞り６１２が振動するような場合であっても、第２照射野絞り６１３によって、第１照射野絞り６１２や線源格子６１０を透過した放射線の照射野をさらに絞って、放射線を被写体の所定の範囲に的確に照射することが可能となる。
　なお、上記の実施形態では、第１ろ過フィルター６１１や第１照射野絞り６１２を本体フレーム６９の下側に直接取り付ける場合について説明したが（図１６参照）、必ずしもこのように構成する必要はない。
＜変形例＞
　また、以下、線源格子（Ｇ０格子）６１０を湾曲させる場合について説明する。なお、以下の説明において、線源格子６１０の後述する温度変動対策に関する構成等については、線源格子６１０を湾曲させず平板状のまま用いる場合にも適用することができる。また、以下の説明は、第１格子６２１や第２格子６２２を湾曲させる場合や、その温度変動対策等においても同様に適用することが可能である。さらに、図２２Ａ以下の各図では、前述した第１ろ過フィルター６１１や第１照射野絞り６１２、第２ろ過フィルター６１４等の図示が省略されている。
　上記の実施形態では、図１５や図１６等に示したように、線源格子６１０が平板状に形成されていることを前提に説明した。しかし、線源格子６１０が平板状であると、放射線を放射線源６２から線源格子６１０に照射した場合、図２２Ａに示すように、照射される放射線の光軸部分では、放射線が線源格子６１０に垂直に入射するが、照射される放射線の光軸から外れた部分では、放射線が線源格子６１０に斜めに入射する状態になる。
　そのため、放射線源６２から照射される放射線が線源格子６１０に対してすべて垂直に入射するように構成するためには、図２２Ｂに示すように、線源格子６１０を適切な曲率に湾曲させることが好ましい。しかし、線源格子６１０をシリコンウェハーに金メッキ等の加工を施す等して作製すると、シリコンウェハーは曲げに対する応力が大きいため、線源格子６１０に強い力で押さえて湾曲させることが必要になる。
　そこで、例えば、図２３Ａに示すように、開口６３１ａを有し（すなわち略ロ字状の）予め所定の曲率に湾曲させた２個のホルダー６３１、６３１を用い、湾曲させたホルダー６３１、６３１で平板状の線源格子６１０を上下から挟み付けて線源格子６１０を保持するように構成することで、図２３Ｂに示すように、線源格子６１０を所定の曲率に湾曲させ、かつ、線源格子６１０が所定の曲率で湾曲した状態を維持するように構成することが可能となる。
　なお、ホルダー６３１が線源格子６１０のスリットＳ（図１７等参照）を遮蔽しないように取り付けられることは言うまでもない。また、ホルダー６３１を、線源格子６１０に溶接や接着、ネジ止め等により取り付けることが可能であり、ホルダー６３１の取り付け方は特に限定されない。
　また、本実施形態では、上記のように、線源格子６１０の放射線源６２側に第１照射野絞り６１２が配置されるが、第１照射野絞り６１２が本体フレーム６９の振動にあわせて振動するため、第１照射野絞り６１２を通過した放射線がホルダー６３１に到達する可能性がある。そして、放射線がホルダー６３１に照射されると、放射線がホルダー６３１によって反射されたり散乱されたりして悪影響が生じる虞れがある。
　そこで、ホルダー６３１を放射線を透過しない鉛（Ｐｂ）等の金属で形成したり、或いは、放射線が当たりそうなホルダー６３１の表面部分等に鉛等の金属層を設ける等して、放射線を吸収させるように構成して、ホルダー６３１による放射線の乱反射が生じることを防止するように構成することが可能である。
　また、上記のように、線源格子６１０にホルダー６３１を固定するように構成すると、線源格子６１０のみの場合よりも熱容量が大きくなるため、線源格子６１０の温度の変動幅を小さくすることが可能となる（前述した線源格子６１０の温度変動対策）といった効果もある。線源格子６１０は、放射線源６２に近い位置に設けられているため、高温になる放射線源６２の影響で温度が上昇し易い。
　そこで、例えば、ホルダー６３１の厚さをより厚くしたり、ホルダー６３１を熱容量が大きな材料（例えば熱容量が線源格子６１０の熱容量の数倍から数十倍等の材料）で形成することで線源格子６１０とホルダー６３１全体の熱容量を大きくしたり、或いは、ホルダー６３１にヒートシンク等の熱を逃がす構造を設ける等して、ホルダー６３１が線源格子６１０からより多くの熱を奪うように構成することが可能である。また、線源格子６１０とホルダー６３１の間に熱伝導性が高いペーストを塗布する等の処理を行ってもよい。
　このように構成すれば、線源格子６１０の熱を効率良く線源格子６１０から奪うことが可能となるため、高温になる放射線源６２が近くに存在しても、線源格子６１０の温度の変動幅をより小さくすることが可能となる。そのため、線源格子６１０の温度が必要以上に上昇してスリットＳの周期（図２参照）が変化してしまい適切なモアレ画像Ｍが撮影されなくなる等の事態が発生することを的確に防止することが可能となる。
　また、上記のように、本実施形態では、第２照射野絞り６１３（図１５や図１９等参照）は鉛等で形成されており、照射野絞りとして機能すると同時に、線源格子６１０に直接取り付けることで線源格子６１０や第２照射野絞り６１３、ホルダー６３１全体の熱容量をより大きくするように利用することができる。
　そこで、例えば図２４Ａに示すように、線源格子６１０と第２照射野絞り６１３とを、線源格子６１０のスリットＳが設けられた部分（図１７等参照）と第２照射野絞り６１３の開口部６１３ａ（図１９等参照）とが適切な位置関係になるように予め貼り合わせる等しておき、それらを、所定の曲率に湾曲させたホルダー６３１、６３１で上下から挟み付けて、線源格子６１０と第２照射野絞り６１３とを所定の曲率に湾曲させた状態に保持するように構成することが可能である。
　また、図２４Ｂに示すように、第２照射野絞り６１３を湾曲させた状態で予め一方の湾曲したホルダー６３１に取り付けておき、その状態のホルダー６３１、６３１と第２照射野絞り６１３で平板状の線源格子６１０を上下から挟み付けて保持することで、線源格子６１０を所定の曲率に湾曲させた状態にするように構成することも可能である。
　このように構成すれば、線源格子６１０や第２照射野絞り６１３、ホルダー６３１全体の熱容量をより大きくすることが可能となり、線源格子６１０の温度の変動幅をより小さくすることが可能となる。そのため、上記のような事態が生じることを的確に防止することが可能となる。
　なお、図１５等に示したように、第２照射野絞り６１３は線源格子６１０の下方に設けられる場合が多いが、図２４Ａ、図２４Ｂに示したように、第２照射野絞り６１３を線源格子６１０に直接接する状態に配置するように構成するのであれば、第２照射野絞り６１３を線源格子６１０の上方に設けることも可能である。また、図２４Ａ、図２４Ｂに示した場合において、第２照射野絞り６１３を線源格子６１０の下方に設けるように構成することが可能であることは言うまでもない。
　前述したように、以上の構成等は、第１格子６２１や第２格子６２２を湾曲させる場合や、その温度変動対策等においても同様に適用することが可能である。例えば図１４に示した構成からも分かるように、第１格子６２１は、被写体台６５上に載置された被写体である患者の体温や、下方の放射線検出器６２３から排気される熱等により、また、第２格子６２２は、下方の放射線検出器６２３から排気された熱等によって、それぞれ格子の温度が上昇し得る。
　一方、前述したように、第２格子６２２と放射線検出器６２３との距離を離すとモアレ画像Ｍ（図５参照）がぼやけてしまう。そこで、第２格子６２２上に形成されたモアレ画像Ｍがぼやけて撮影されないようにするため、図１４に示したように、第２格子６２２の直下の近接した位置に放射線検出器６２３が配置される場合が多い。しかし、そのため、第２格子６２２が放射線検出器６２３から排気された熱の影響等を受け易くなり、第２格子６２２の温度が上昇し易くなってしまう。
　そこで、第２格子６２２の熱が放射線検出器６２３に移って放射線検出器６２３の温度が上昇しないようにするために、例えば、第２格子６２２と放射線検出器６２３との間に、スポンジ等の熱遮断性の遮断材を配置するように構成することが可能である。なお、この場合、放射線検出器６２３によるモアレ画像Ｍの撮影の邪魔にならないようにするために、例えば、遮断材の中央部に開口を設け、遮断材を略ロ字状に形成することが可能である。そして、この場合も、第２格子６２２自体の温度が上昇しないようにする必要がある場合には、上記のような第２格子６２２の熱を奪う構造を設ける等の措置が適宜とられる。
　なお、本発明が上記の実施形態や変形例に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない限り、適宜変更可能であることは言うまでもない。
　なお、明細書、請求の範囲、図面及び要約を含む２０１３年７月１６日に出願された日本特許出願Ｎｏ．２０１３－１４７６０９号及び２０１３年９月３日に出願された日本特許出願Ｎｏ．２０１３－１８１７６６号及びの全ての開示は、そのまま本出願の一部に組み込まれる。
　放射線画像撮影を行う分野（特に、医療の分野）において利用可能性がある。
１　Ｘ線撮影装置
１１　Ｘ線源
１１１　Ｘ線管
１１２　Ｘ線制御装置
１１２ａ　高電圧発生装置
１１２ｂ　Ｘ線制御部
１２　マルチスリット
１２ａ　駆動部
１３　被写体台
１４　第１格子
１５　第２格子
１６　Ｘ線検出器
１７　保持部
１７ａ　緩衝部材
１８　本体部
１８１　制御部
１８２　操作部
１８３　表示部
１８４　通信部
１８５　記憶部
１８６　タイマー
１８ａ　駆動部
５　コンソール
５１　制御部
５２　操作部
５３　表示部
５４　通信部
５５　記憶部
６１　タルボ・ロー撮影装置（放射線画像撮影装置）
６２　放射線源
６１０　線源格子
６１０ａ　スリットが設けられた部分
６１１　第１ろ過フィルター（ろ過フィルター）
６１２　第１照射野絞り
６１２ａ　開口部
６１３　第２照射野絞り
６１３ａ　開口部
６１４　第２ろ過フィルター（ろ過フィルター）
６２３　放射線検出器
Ｈ　被写体
Ｓ　スリット

Claims (12)

  1. 　被写体を載置する被写体台と、
    　前記被写体にＸ線を照射するＸ線源と、
    　前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、
    　前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器との間のＸ線照射経路上に配置され、複数のスリットを有するマルチスリット、第１格子及び第２格子と、
    　前記マルチスリット、前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを移動させる駆動部と、
    　を備え、
    　前記駆動部により前記マルチスリット、前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に一定周期間隔で移動させる毎に、前記Ｘ線源により前記被写体にＸ線を照射して、照射されたＸ線に応じて前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る撮影を繰り返すことにより、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置であって、
    　前記Ｘ線源は、回転陽極を有し、
    　前記Ｘ線源の回転陽極の回転を開始させ、当該回転陽極の回転を継続させたまま、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影を行わせる制御部を備えるＸ線撮影装置。
  2. 　被写体を載置する被写体台と、
    　前記被写体にＸ線を照射するＸ線源と、
    　前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、
    　前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器との間のＸ線照射経路上に配置され、複数のスリットを有する第１格子及び第２格子と、
    　前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを移動させる駆動部と、
    　を備え、
    　前記駆動部により前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に一定周期間隔で移動させる毎に、前記Ｘ線源により前記被写体にＸ線を照射して、照射されたＸ線に応じて前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る撮影を繰り返すことにより、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するタルボ干渉計を用いたＸ線撮影装置であって、
    　前記Ｘ線源は、回転陽極を有し、
    　前記Ｘ線源の回転陽極の回転を開始させ、当該回転陽極の回転を継続させたまま、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影を行わせる制御部を備えるＸ線撮影装置。
  3. 　前記制御部は、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影後、継続して行う撮影がある場合は、前記回転陽極の回転を継続させたまま、次の撮影を行わせる請求項１又は２に記載のＸ線撮影装置。
  4. 　撮影オーダー情報を記憶するコンソールと接続され、
    　前記制御部は、前記コンソールにおいて、一の患者に対し複数の被写体部位の撮影オーダー情報が記憶されている場合は、一の被写体部位についての前記一連の撮影後、前記回転陽極の回転を継続させたまま、他の被写体部位についての前記一連の撮影を行わせる請求項３に記載のＸ線撮影装置。
  5. 　撮影オーダー情報を記憶するコンソールと接続され、
    　前記制御部は、前記コンソールにおいて、複数の患者に対する撮影オーダー情報が記憶されている場合は、一の患者についての前記一連の撮影後、前記回転陽極の回転を継続させたまま、他の患者についての前記一連の撮影を行わせる請求項３に記載のＸ線撮影装置。
  6. 　前記制御部は、前記一連の撮影の前後に画像補正用の画像の撮影を行う場合は、前記回転陽極の回転を継続させたまま、前記画像補正用の画像の撮影及び前記一連の撮影を行わせる請求項１～５の何れか一項に記載のＸ線撮影装置。
  7. 　前記制御部は、前記一連の撮影の前に前記被写体のポジショニングの確認を行うための事前撮影を行う場合は、前記回転陽極を回転させて前記事前撮影を行った後、前記回転陽極の回転を継続させたまま、前記一連の撮影を行わせる請求項１～６の何れか一項に記載のＸ線撮影装置。
  8. 　タイマーを有し、
    　前記制御部は、前記回転陽極が回転を開始してから所定時間が経過した場合に、前記回転陽極の回転を停止させる請求項１～７の何れか一項に記載のＸ線撮影装置。
  9. 　前記Ｘ線源のＨＵ値を算出する算出部を備え、
    　前記制御部は、前記ＨＵ値が所定値以上となった場合に、前記回転陽極の回転を停止させる請求項１～８の何れか一項に記載のＸ線撮影装置。
  10. 　前記Ｘ線源のＸ線管の温度を測定する測定部を備え、
    　前記制御部は、前記Ｘ線源のＸ線管の温度が所定値以上となった場合に、前記回転陽極の回転を停止させる請求項１～８の何れか一項に記載のＸ線撮影装置。
  11. 　被写体を載置する被写体台と、
    　回転陽極を有し、前記被写体にＸ線を照射するＸ線源と、
    　前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、
    　前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器との間のＸ線照射経路上に配置され、複数のスリットを有するマルチスリット、第１格子及び第２格子と、
    　前記マルチスリット、前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを移動させる駆動部と、
    　を備え、
    　前記駆動部により前記マルチスリット、前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に一定周期間隔で移動させる毎に、前記Ｘ線源により前記被写体にＸ線を照射して、照射されたＸ線に応じて前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る撮影を繰り返すことにより、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線撮影装置におけるＸ線撮影方法であって、
    　前記Ｘ線源の回転陽極の回転を開始させ、当該回転陽極の回転を継続させたまま、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影を行うＸ線撮影方法。
  12. 　被写体を載置する被写体台と、
    　回転陽極を有し、前記被写体にＸ線を照射するＸ線源と、　前記Ｘ線源により照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が２次元状に配置され、当該変換素子により生成された電気信号を画像信号として読み取るＸ線検出器と、
    　前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器との間のＸ線照射経路上に配置され、複数のスリットを有する第１格子及び第２格子と、
    　前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを移動させる駆動部と、
    　を備え、
    　前記駆動部により前記第１格子、前記第２格子のうち少なくとも一つを前記Ｘ線の照射方向と直交する方向に一定周期間隔で移動させる毎に、前記Ｘ線源により前記被写体にＸ線を照射して、照射されたＸ線に応じて前記Ｘ線検出器が画像信号を読み取る撮影を繰り返すことにより、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するタルボ干渉計を用いたＸ線撮影装置におけるＸ線撮影方法であって、
    　前記Ｘ線源の回転陽極の回転を開始させ、当該回転陽極の回転を継続させたまま、前記被写体の再構成画像の生成に必要な複数のモアレ画像を取得するための一連の撮影を行うＸ線撮影方法。
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