WO2017168844A1 - Ｘ線タルボ撮影装置 - Google Patents

Ｘ線タルボ撮影装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2017168844A1
WO2017168844A1 PCT/JP2016/086097 JP2016086097W WO2017168844A1 WO 2017168844 A1 WO2017168844 A1 WO 2017168844A1 JP 2016086097 W JP2016086097 W JP 2016086097W WO 2017168844 A1 WO2017168844 A1 WO 2017168844A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
grating
small
ray
interval
absorption
Prior art date
Application number
PCT/JP2016/086097
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
篤史 ▲高▼橋
Original Assignee
コニカミノルタ株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by コニカミノルタ株式会社 filed Critical コニカミノルタ株式会社
Priority to JP2018508377A priority Critical patent/JPWO2017168844A1/ja
Publication of WO2017168844A1 publication Critical patent/WO2017168844A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/06—Diaphragms

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray Talbot imaging apparatus using a Talbot-Lau interferometer.
  • X-rays using a Talbot-Lau interferometer and an X-ray detector that capture and image the X-ray phase shift that occurs when X-rays pass through an object 2.
  • FPD X-ray detector
  • Description of the Related Art Image photographing apparatuses are known (see, for example, Patent Documents 1 and 2 and Non-Patent Document 1).
  • an X-ray imaging apparatus using such a Talbot-Lau interferometer is referred to as an X-ray Talbot imaging apparatus.
  • such an X-ray Talbot imaging apparatus includes an X-ray generator, a source grating (G0 grating), a phase grating (G1 grating), an absorption grating (G2 grating), an X-ray detector, and the like.
  • the moiré image formed on the absorption grating is captured by an X-ray detector. Then, each time any one of the source grating, the phase grating, and the absorption grating is moved (scanned) relative to the other gratings, a moire image is taken, thereby taking a plurality of moire images.
  • a conventional X-ray image capturing apparatus can capture images of differential phase images reconstructed based on each moire image captured using such an X-ray Talbot image capturing apparatus.
  • the cartilage of the joint portion such as the finger of the patient who has not been present (more precisely, the interface between the end of the cartilage and the surrounding joint fluid, see the arrow in the figure) can be taken.
  • cartilage for example, tendons and tumors may be photographed.
  • the phase grating or the like of the X-ray Talbot imaging apparatus is often formed of a silicon wafer.
  • the silicon wafer cannot be manufactured with a large diameter.
  • it is difficult to photograph a larger joint portion such as a patient's shoulder, knee, or hip joint.
  • Patent Document 1 describes that a phase grating or the like is configured so as to connect (or abut) the ends of small gratings.
  • a plurality of small lattices g1 small lattices g1a, g1b in which a plurality of slits S and non-slit portions Sn are formed alternately and in parallel are arranged in parallel.
  • the edge portions Ed of the adjacent small lattices g1 small lattices g1a and g1b
  • the lattice period of the slits S is small even at the end portions Ed.
  • phase grating G1 and the like it is desirable to configure the phase grating G1 and the like by arranging the small gratings g1 in parallel so as to be the same as the grating period d of the slits S formed in the gratings g1a and g1b (that is, the grating period of the phase grating G1 and the like).
  • the non-slit portion Sn is hatched so that the slit S and the non-slit portion Sn can be easily distinguished.
  • the slit S refers to a portion that transmits X-rays or a portion that is relatively easy to transmit X-rays
  • the non-slit portion Sn refers to a portion that does not transmit X-rays or a portion that is relatively difficult to transmit X-rays.
  • the grating period d is on the order of several ⁇ m, and the variation of the grating period d is required to be on the order of less than 1 ⁇ m. Then, after cutting the end portions Ed of each small lattice g1 with such accuracy, the end portions Ed are brought into contact with each other, and the lattice period of the slits S is also formed in each small lattice g1 at the end portion Ed. It is difficult to configure the slit S to have the same grating period d.
  • Patent Document 2 for example, as described in FIG. 40 of the same document, in the phase grating G1 and the absorption grating G2, there is a non-slit portion Sn between end portions Ed of the small gratings g1 arranged side by side.
  • any of the source grating, phase grating, and absorption grating is moved relative to other gratings as described above.
  • the first group of plural moire images are taken while changing the relative positional relationship of each grating, and the potential source grating, phase grating, or absorption grating is again relative to the other gratings.
  • the second group of a plurality of moire images are photographed while moving the target.
  • An image generation method is described in which reconstruction processing is performed based on each moire image in the first group and each moire image in the second group to generate a reconstructed image such as a differential phase image.
  • a reconstructed image is generated based only on a plurality of moire images in the first group, artifacts due to lattice defects may appear in the reconstructed image, which may not be suitable as a diagnostic image.
  • a high-quality reconstructed image suitable for diagnosis can be generated.
  • the lattice is scanned (moved) twice, which has been once, and the patient as the subject is irradiated with X-rays accordingly.
  • the number of times increases, and the total amount of X-ray dose irradiated to the patient, that is, the patient's exposure dose may increase compared to the conventional case.
  • the present inventor in the phase grating G1 formed by arranging the small gratings g1 in parallel, the grating period d of the phase grating G1 is such that the grating period of the slit S is at the end portion Ed between the small gratings g1 as described above.
  • the present invention has been made in view of the above points, and is an X-ray Talbot imaging apparatus using a phase grating and an absorption grating configured by arranging small gratings side by side, and a plurality of captured moire images.
  • An object of the present invention is to provide an X-ray Talbot imaging apparatus capable of appropriately generating a reconstructed image based on the above.
  • an X-ray Talbot imaging apparatus reflecting one aspect of the present invention includes the following.
  • An X-ray detector comprising a plurality of conversion elements arranged in a two-dimensional shape and capturing a moire image formed on the absorption grating;
  • At least the phase grating is configured in a state in which a plurality of small gratings in which a plurality of slits and non-slit portions are alternately and in parallel are arranged in parallel, Among the plurality of small gratings constituting the phase grating, of the non-slit parts formed at positions closest to the other small grating among the non-slit parts of the two adjacent small gratings
  • the distance is x1
  • the distance between the source grating and the phase grating is z1, the distance between the source grating and the ab
  • the plurality of small lattices constituting the phase grating have the interval x1 represented by the following formula (1): X-ray Talbot radiographing apparatus arranged side by side so as to satisfy an interval that satisfies the conditions represented. Ds ⁇ (zd ⁇ z1) / zd ⁇ x1 ⁇ P ⁇ z1 / zd + Ds ⁇ (zd ⁇ z1) / zd ... (1)
  • an X-ray Talbot imaging apparatus reflecting another aspect of the present invention includes the following.
  • An X-ray detector comprising a plurality of conversion elements arranged in a two-dimensional shape and capturing a moire image formed on the absorption grating;
  • At least the absorption grating is configured in a state in which a plurality of small gratings in which a plurality of slits and non-slit portions are formed alternately and in parallel are arranged in parallel, Of the plurality of small lattices constituting the absorption lattice, the non-slit portions formed between the non-slit portions of the two adjacent small lattices closest to the other small lattice.
  • An interval is x2
  • a distance between the source grating and the absorption grating is z2
  • a distance between the source grating and the conversion element of the X-ray detector is zd, and among the slits formed in the source grating
  • the plurality of small lattices constituting the absorption lattice have the following interval x2: X-ray Talbot imaging apparatus arranged side by side so as to satisfy an interval that satisfies the condition represented by the expression (2).
  • a reconstructed image based on a plurality of captured moire images in an X-ray Talbot imaging apparatus using a phase grating configured by arranging small gratings in parallel. Can be generated appropriately.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating an overall configuration of an X-ray Talbot imaging apparatus according to a first embodiment. It is a schematic plan view of a source grating, a phase grating, and an absorption grating. It is an enlarged view of the conversion elements etc. which were arranged two-dimensionally by the X-ray detector. It is a figure explaining the principle of a Talbot low interferometer. It is a figure showing that the phase grating is comprised in the state which arranged the some small grating in parallel. It is a figure showing the example comprised so that each non-slit part of two small grating
  • FIG. 8 is a graph showing a change in intensity of X-rays incident on a position ⁇ in FIG. 7 through paths ⁇ 1 to ⁇ 3 while the grating is scanned.
  • FIG. 8 is a graph showing a change in intensity of X-rays incident on a position ⁇ in FIG. 7 through paths ⁇ 1 to ⁇ 3 while the grating is scanned. It is a graph showing the intensity
  • FIG. 8 is a graph showing a change in intensity of X-rays incident on the position of ⁇ in FIG. 7 through paths ⁇ 1 to ⁇ 3 while the grating is scanned.
  • FIG. 8 is a diagram showing positions A to G where a conversion element may be arranged in the arrangement of FIG. It is a figure showing the state which two line defects generate
  • lattice which comprises a phase grating. It is a figure showing the example comprised so that each non-slit part of two adjacent small grating
  • FIG. 6 is an enlarged view showing a state in which the grating period is also maintained in the end part of the small grating when the phase grating is formed by arranging the small gratings in parallel.
  • the X-ray Talbot imaging apparatus 1 is configured to irradiate X-rays toward an object H below from an X-ray generator 11 provided on the upper side.
  • the present invention is not limited to this, and it is also possible to irradiate X-rays in an arbitrary direction such as irradiation in the horizontal direction (so-called horizontal type).
  • FIG. 1 is a diagram illustrating an overall configuration of an X-ray Talbot imaging apparatus 1 according to the present embodiment.
  • the X-ray Talbot imaging apparatus 1 includes an X-ray generator 11, a source grating (also referred to as a G0 grating, a multi-slit) G0, a subject table 13, and a phase grating (G1 grating, first G1; absorption grating (also referred to as G2 grating, second grating, etc.) G2, X-ray detector 14 and controller 16;
  • the X-ray generator 11 can use a general X-ray source including, for example, a rotating anode.
  • a source grid G0 is disposed below the X-ray generator 11.
  • the source grid G0 is not attached to the support column 15 via the mounting arm 12, but the X-ray generator 11. It is attached.
  • a plurality of slits S and non-slit portions Sn extend in the y direction in the drawing in the source grating G0, the phase grating G1, and the absorption grating G2, which will be described later.
  • the width of the slit S and the grating period d are expressed very large with respect to the overall size of the grating. Further, T in FIG. 2 will be described later.
  • the mounting arm 12 has a filtration filter (also referred to as an additional filter) for changing the quality of X-rays transmitted through the source grating G0. 112), an irradiation field stop 113 for narrowing the X-ray irradiation field, an irradiation field lamp 114 for performing alignment by irradiating the subject H with visible light before X-ray irradiation, and the like are attached.
  • a first cover unit 120 is provided around the radiation source grid G0 and the like to protect them.
  • a subject table 13 for placing a patient's body (imaging region such as a finger joint) as the subject H is disposed.
  • a fixing device (not shown) that fixes the subject H may be disposed on the subject table 13 in order to prevent body movement of the subject H.
  • the phase grating G1 it is also possible to configure so as to be disposed between the absorption grating G2.
  • the phase grating G1 and the absorption grating G2 are arranged below the subject table 13, and the X-ray detector 14 is arranged immediately below the absorption grating G2.
  • the X-ray detector 14 includes a plurality of conversion elements 4 arranged two-dimensionally, and is formed on the absorption grating G2 as will be described later. Moire images are taken.
  • a plurality of scanning lines 2 and a plurality of signal lines 3 are arranged in the X-ray detector 14 so as to cross each other.
  • a conversion element 4 is provided in each small area partitioned by the line 3.
  • Each conversion element 4 is connected to a signal line 3 through a TFT (Thin FilmTransistor) 5, and each conversion element 4 is connected to a bias line 6 for applying a reverse bias voltage. ing.
  • the X-ray detector 14 outputs image data of the captured moire image to the controller 16 (see FIG. 1).
  • a second cover unit 130 is disposed around the phase grating G1, the absorption grating G2, and the X-ray detector 14 to protect them from the patient's legs and the like.
  • the X-ray Talbot imaging apparatus 1 is configured to capture a plurality of moire images by a so-called fringe scanning method, and the source grating G0, the phase grating G1, and the absorption grating G2 are relatively positioned. Imaging is performed by irradiating X-rays while moving (scanning) in the x direction in the figure. At that time, any of the source grating G0, the phase grating G1, and the absorption grating G2 may be moved. At that time, for example, when shooting n moire images, shooting is performed while moving the grating by a distance obtained by dividing the above-described grating period d (see FIG. 2 and FIG. 29) by n by a moving mechanism (not shown). Configured to do.
  • the controller 16 is configured by a computer (not shown) having a CPU (Central Processing Unit), ROM (Read Only Memory), RAM (Random Access Memory), an input / output interface, and the like connected to a bus. It is also possible to configure as a dedicated device instead of such a general-purpose computer.
  • a computer not shown having a CPU (Central Processing Unit), ROM (Read Only Memory), RAM (Random Access Memory), an input / output interface, and the like connected to a bus. It is also possible to configure as a dedicated device instead of such a general-purpose computer.
  • the controller 16 reconstructs them and absorbs the image, the differential phase image, the small angle scattered image, etc. as described above.
  • the reconstructed image is generated.
  • the image data of the moire image is transferred from the controller 16 to the external image processing apparatus, and the external image processing apparatus is configured to generate a reconstructed image such as an absorption image, a differential phase image, or a small angle scattered image. It is also possible.
  • phase grating G1 and the absorption grating G2 are formed as a single grating instead of a plurality of small gratings arranged side by side.
  • description of the X-ray generator 11, the X-ray detector 14 (refer FIG. 1), etc. is abbreviate
  • the relative sizes of the grating periods d (see FIG. 2) in the source grating G0, the phase grating G1, and the absorption grating G2 do not necessarily reflect reality.
  • FIG. 4 and the like show a case where only three slits S are formed in the source grid G0, but more slits S are actually provided. Further, in FIG. 4 and the like, only X-ray paths that pass through the slits S of the source grating G0 and enter the three non-slit parts Sn of the absorption grating G2 are shown, and the other non-slit parts Sn. The description of the path of the X-rays incident on is omitted.
  • a plurality of slits S and non-slit portions Sn are formed alternately and in parallel in the source grating G0, the phase grating G1, and the absorption grating G2 so as to extend in the y direction in the figure.
  • the non-slit portions Sn are arranged in the x direction in the drawing at a predetermined grating period d (see FIG. 2) in the source grating G0, the phase grating G1, and the absorption grating G2.
  • the X-rays pass through the source grid G0.
  • the slits S are used as multiple light sources, and the X-rays are irradiated from the slits S to the phase grating G1.
  • the transmitted X-rays form an image at a position away from the phase grating G1 by a predetermined distance in the z direction in the figure. This image is called a self-image, and the phenomenon in which a self-image is formed at a constant period in the z direction in the figure is called a Talbot effect.
  • the absorption grating G2 in which the slits S and the non-slit portions Sn are formed with the same grating period d as the self-image of the phase grating G1 is disposed at a position where the self-image of the phase grating G1 joins the image, the illustration is omitted.
  • a moire image having moire fringes appears on the absorption grating G2.
  • the subject H when the subject H exists between the source grating G0 and the phase grating G1 (or between the phase grating G1 and the absorption grating G2), the subject H causes a phase difference in the X-rays. Therefore, the moire fringes on the moire image are disturbed by the subject H.
  • a plurality of moiré images are taken while moving (scanning) the phase grating G1, and the moiré fringes are detected by performing image processing to reconstruct the subject image.
  • imaging that is, generation of a reconstructed image such as an absorption image, a differential phase image, or a small angle scattered image
  • This is the principle of the Talbot interferometer.
  • the absorption grating G2 in which the slit S and the non-slit portion Sn are formed with the same grating period d as the self-image of the phase grating G1 is disposed at a position where the self-image of the phase grating G1 joins the images.
  • the grating period d of the absorption grating G2 does not have to be exactly the same as the period of the self-image of the phase grating G1.
  • the position where the absorption grating G2 is arranged is not necessarily the position where the self-image of the phase grating G1 connects the images, and the moire fringes that appear between the self-image of the phase grating G1 and the self-image of the absorption grating G2. Any position where Visibility is sufficiently maintained is acceptable.
  • phase grating G1 of the X-ray Talbot imaging apparatus 1 includes a plurality of slits S and non-slit portions Sn formed alternately and in parallel as shown in FIG.
  • the small lattice g1 is arranged in parallel.
  • phase grating G1 in which a plurality of small gratings are arranged in parallel is configured to be a flat plate shape is described, for example, as described in Patent Document 1 and Patent Document 2 described above.
  • the non-slit portions Sn (or slits S) of two adjacent small gratings g1a and g1b constituting the phase grating G1 are arranged in parallel with the same grating period.
  • the non-slit portion Sn (or slit S) of the absorption grating G2 is arranged with the same period as the self-image of the phase grating G1 (small gratings g1a and g1b). Therefore, in this case, a moire image can be taken without any problem as in the case of the single phase grating G1 shown in FIG.
  • each non-slit portion Sn of the small grating g1b is separated from the small grating g1a.
  • the non-slit portion Sn is arranged at a position deviated from the lattice period (indicated by a two-dot chain line in the figure).
  • any one of the source grating G0, the phase grating G1, and the absorption grating G2 is moved relative to the x direction in the drawing by the distance obtained by dividing the grating period d by n (scanning). ), The X-ray passing through the path ⁇ 1 is transmitted through the non-slit portion Sn of the small lattice g1a or the slit S by the above scanning.
  • the intensity of the X-ray incident on the position ⁇ of the absorption grating G2 through the paths ⁇ 2 and ⁇ 3 is also the intensity of the X-ray incident on the position ⁇ of the absorption grating G2 through the path ⁇ 1 shown in FIG. 8A. It changes with the same period and the same phase as the change. Therefore, in this case, since the X-rays incident on the position ⁇ of the absorption grating G2 through the paths ⁇ 1 to ⁇ 3 reinforce each other, the intensity I of the X-rays incident on the position ⁇ of the absorption grating G2 is shown in FIG. 8B. As shown, the amplitude increases.
  • the intensity I of the X-ray that enters the position of ⁇ of the absorption grating G2 through the paths ⁇ 1 to ⁇ 3 enters the position of ⁇ through the paths ⁇ 1 and ⁇ 2, as shown in FIG. 9B.
  • the X-rays intensify each other, and the graph is such that the X-rays incident through the path ⁇ 3 are shifted upward as much as the X-rays having a constant intensity Icon. Note that the intensity I shown in FIG. 9B changes in the same cycle and the same phase as the intensity I shown in FIG. 8B.
  • the X-ray incident on the position of ⁇ through the path ⁇ 2 does not pass through the non-slit portion Sn of any of the small lattices g1 of the small lattices g1a and g1b.
  • the intensity of the X-ray incident on the position of ⁇ through the path ⁇ 2 becomes a constant value while the grating is scanned as described above.
  • the intensity I3 is the intensity of the X-ray incident on the position of ⁇ of the absorption grating G2 through the path ⁇ 1 shown in FIG. 8A (see the dashed line in FIG. 10A).
  • Change and the period are the same (because the grating period d is the same in one small grating g1a and the other small grating g1b), but each non-slit portion Sn of the other small grating g1b as shown in FIG.
  • the phase is accordingly shifted.
  • X-rays whose intensity I is out of phase are incident on the ⁇ position (see FIG. 7) of the absorption grating G2 and are added together, so that the grating is scanned as described above as shown in FIG. 10B.
  • the X-ray intensity I observed at the position ⁇ of the absorption grating G2 during this period is the phase of the X-ray intensity I3 transmitted through one small grating g1a (see the solid line in FIG. 10A) and the other small grating. It changes so as to draw a sine curve having a phase different from any of the phases of the intensity I3 of the X-ray transmitted through g1b (see the two-dot chain line in FIG. 10A). Note that since the X-rays that have passed through the path ⁇ 2 also enter the position of ⁇ of the absorption grating G2, the graph is entirely shifted upward by that amount.
  • the intensity of the X-rays is as described above. While being scanned, it changes in the same way as the graph shown by the solid line in FIG. 10A.
  • the intensity I of X-rays incident on the position ⁇ of the absorption grating G2 through the paths ⁇ 1 to ⁇ 3 is the same as in the case of [Phenomenon 2]. That is, although illustration is omitted, the X-rays incident on the position ⁇ through the paths ⁇ 2 and ⁇ 3 reinforce each other, and the X-rays having a certain intensity of the X-rays incident through the path ⁇ 1 as a whole. It looks like a graph shifted upward. In this case, the intensity I changes with the same period and the same phase as the intensity I3 indicated by the solid line in FIG. 10A.
  • the amplitude of the X-ray intensity change is increased, as in FIG. 8B showing the case of the non-slit portion Sn at the position ⁇ of the absorption grating G2 shown in FIG.
  • the phase of the intensity change of the X-rays is not the one-dot chain line in FIG. 10A in the same phase as FIG. 8B, but the same phase as the graph shown by the solid line in FIG. 10A, and the amplitude increases.
  • the intensity I of the X-rays added together is the phase of the intensity I3 of the X-rays transmitted through one small lattice g1a (see the solid line in FIG. 10A).
  • the X-ray intensity I3 transmitted through the other small lattice g1b changes so as to draw a sine curve having a phase different from any of the phases of the intensity I3 (see the two-dot chain line in FIG. 10A).
  • the grating period d (see FIG. 2 and the like) of the absorption grating G2 is on the order of several ⁇ m, while the size of each conversion element 4 (see FIG. 3) of the X-ray detector 14 (that is, so-called pixel). Size) is about several tens of ⁇ m to 100 ⁇ m. Therefore, X-rays having various intensities I corresponding to several to several tens of non-slit portions of the absorption grating G2 are incident on one conversion element 4 of the X-ray detector 14.
  • the conversion element 4 can normally shoot a moire image (that is, can read a normal signal value).
  • the conversion element 4 capable of normally capturing a moire image is referred to as a normal pixel.
  • the conversion element 4 Is treated as a normal pixel that is a pixel that can normally shoot a moire image (that is, can read a normal signal value).
  • the X-ray incident on the conversion element 4 via the non-slit portion Sn at the position of ⁇ includes the above-described plain X-ray.
  • the intensity I of the incident X-ray shifts slightly upward (see FIG. 9B), the changes in the intensity I of each X-ray incident on the conversion element 4 are all in the same period and in the same phase.
  • the respective X-rays incident on the conversion element 4 do not cancel each other at least, and normally change so as to draw a sine curve while the grating is scanned as described above. Therefore, the conversion element 4 can normally shoot a moire image (that is, can read a normal signal value).
  • the X-rays that are incident on the conversion element 4 include the X-rays that pass through the X-rays that are incident on the conversion element 4.
  • the intensity I of the shift slightly upwards.
  • the average intensity of the X-rays incident on the conversion element 4 is increased by that amount and Visibility is lowered. Therefore, in the differential phase image and the small-angle scattering image generated by reconstruction as described above, in FIG. S / N ratio of the pixel corresponding to the conversion element 4 arranged at the position indicated by B in FIG. 11 is based on the S / N ratio of the pixel corresponding to the conversion element 4 arranged at the position indicated by A in FIG. Also gets worse.
  • the conversion element 4 that can normally capture a moire image but has reduced visibility is referred to as a normal pixel with reduced visibility.
  • a normal pixel with reduced visibility is treated in the same manner as the normal pixel in the image correction processing performed by the controller 16 or the like, but the signal value read from the conversion element 4 that is a normal pixel with reduced visibility. For this, processing such as noise removal is performed as necessary.
  • the X-rays incident on the conversion element 4 are X-rays whose intensity I changes as shown by the one-dot chain line in FIG. 10A (that is, the non-slit at the position of ⁇ ) while the grating is scanned as described above.
  • X-rays incident through the part Sn and transmitted through the small grating g1a) and X-rays whose intensity I changes as shown by a solid line in FIG. 10A (that is, the non-slit part Sn at the position of ⁇ ) X-rays incident through the X-rays and transmitted through the small lattice g1b) are simultaneously incident.
  • the conversion element 4 When the X-ray intensity I changes in a phase different from the change in the X-ray intensity I detected by the other conversion element 4 as described above, the conversion element 4 appropriately captures a moire image. In the differential phase image and the small angle scattered image reconstructed based on the moire image, it is impossible to appropriately form an image at the pixel portion. In other words, the image is lost at that pixel.
  • each X-ray transmitted through the two small gratings g1a and g1b is incident, and the change in the intensity I of the X-ray is changed in the phase at the other conversion element 4 (that is, X transmitted through one small grating g1a).
  • the phase of the intensity I of the line or the phase of the intensity I of the X-ray transmitted through the other small lattice g1b), and the image is lost in the moire image, differential phase image, small angle scattering image, etc.
  • the conversion element 4 that may end up is referred to as a defective pixel.
  • image correction is performed, for example, by interpolating using signal values of surrounding pixels.
  • the conversion element 4 is arranged at a position of D to G
  • the conversion element 4 is arrange
  • the conversion element 4 is arranged at the position indicated by F in FIG. 11, since the transparent X-ray and the X-ray transmitted through the small lattice g1b are incident on the conversion element 4, in this case Therefore, the conversion element 4 is a normal pixel with reduced visibility.
  • the above-described defective pixel may occur linearly (that is, a so-called line defect occurs) along the gap between the ends of the small gratings g1a and g1b constituting the phase grating G1, in which case
  • the image correction is performed by performing interpolation using the signal value of the pixel of the line defect or the like during the image correction processing by the controller 16 or the like.
  • line defects are continuously generated as shown in FIG. 12 (see lines Ln and Ln + 1)
  • the signal values of the pixels on the surrounding lines Ln-1 and Ln + 2 are used.
  • the signal value of the defective pixel on the lines Ln and Ln + 1 where the line defect is generated is corrected by linear interpolation.
  • the cartilage (see the arrow in FIG. 28) of the joint part such as the above-mentioned patient's finger is photographed at the missing pixel part on the lines Ln, Ln + 1, and the line Ln-1, If cartilage is not photographed at each pixel on the line Ln + 2, if interpolation processing is performed as described above, it should have been photographed at the missing pixel portion on the line Ln, Ln + 1.
  • Cartilage disappears when it is interpolated using the signal values of each pixel on the lines Ln-1 and Ln + 2 where the cartilage is not photographed, and the cartilage is not photographed in the differential phase image. End up.
  • the defective pixel continues for three lines or more, the possibility becomes higher.
  • a defective pixel that is, a line defect
  • it must be considered as a premise that it is limited to one line at most. If the line defect is for one line, cartilage is not lost at least from the differential phase image even if the interpolation process is performed as described above.
  • a defective pixel is generated when each X-ray transmitted through two adjacent small gratings g1a and g1b constituting the phase grating G1 enters one conversion element 4.
  • the non-slit portions Sn of the two small lattices g1a and g1b may not be arranged in parallel with the same lattice period.
  • the small lattice g1a and the small lattice g1b are too far apart, and only the above-described plain X-ray (that is, the X-ray that does not transmit through the small lattices g1a and g1b) is incident on the conversion element 4. It is possible that Also in this case, since the conversion element 4 cannot capture a moire image, such a conversion element 4 is also treated as a defective pixel.
  • this interval is closest to the other small grating among the non-slit portions Sn of the two adjacent small gratings g1a and g1b among the plurality of small gratings g1 constituting the phase grating G1.
  • This is an interval between the non-slit portions Sn formed at the position (hereinafter, this interval is referred to as x1). That is, this interval x1 is the interval between the rightmost non-slit portion Sn in the drawing of the small lattice g1a and the leftmost non-slit portion Sn in the drawing of the small lattice g1b in FIGS.
  • it is simply referred to as an interval x1 between the small lattices g1a and g1b.
  • the range R on the X-ray detector 14 is narrowed as shown in FIG. 14, but the portion of the range R is shown in FIG.
  • the image is taken by the two conversion elements 4A and 4B of the X-ray detector 14, and there are two conversion elements 4A and 4B (in reality, two rows of conversion elements 4 extending in a direction perpendicular to the paper surface). ) May become defective pixels.
  • the lower limit value x1min of the interval x1 is such that the distance between the source grating G0 and the phase grating G1 is z1, and the distance between the source grating G0 and the conversion element 4 of the X-ray detector 14 is zd.
  • each X-ray transmitted through the two small lattices g1a and g1b passes through the conversion element 4D in the range R (width is 0) on the X-ray detector 14 described above. Is incident, the conversion element 4D becomes a defective pixel.
  • the X-rays that have passed through the two small gratings g1a and g1b do not enter the conversion element 4C adjacent to the conversion element 4D and the conversion element 4E adjacent to the conversion element 4D at the same time. 4E is not at least a defective pixel. Therefore, in this case, only one line defect (that is, one pixel) occurs.
  • the boundary portion between the two conversion elements 4F and 4G is a range R (width is 0. That is, in this case, the range R is a line representing the X-ray boundary. ),
  • the X-rays respectively transmitted through the two small gratings g1a and g1b are not simultaneously incident on the conversion element 4F or the conversion element 4G.
  • the conversion elements 4F and 4G do not become at least defective pixels (the conversion elements 4F and 4G become normal pixels with reduced visibility). Therefore, in this case, no defective pixel occurs and no line defect occurs.
  • the upper limit value x1max of the interval x1 between the small lattices g1a and g1b will be described.
  • the space x1 between the small lattices g1a and g1b is further opened from the state shown in FIG. 15, the state shown in FIG. 17 is obtained.
  • R * in the drawing X-rays are irradiated in a transparent state without passing through either of the small lattices g1a and g1b.
  • the conversion element 4D * has two small lattices g1a and g1b. Since each X-ray that has passed through each of the X-rays enters, the conversion element 4D * becomes a defective pixel. However, the X-rays respectively transmitted through the two small gratings g1a and g1b do not enter the conversion element 4C * and the conversion element 4E * adjacent to the conversion element 4D * at the same time. For this reason, the conversion elements 4C * and 4E * are not at least defective pixels (the conversion elements 4C * and 4E * are normal pixels with reduced visibility). Therefore, in this case, only one line defect occurs.
  • the conversion element 4F * and 4G * are not at least defective pixels. Therefore, in this case, no defective pixel occurs and no line defect occurs.
  • the distance x1 between the small lattices g1a and g1b is further increased from the state shown in FIG. 17, and to what extent the interval x1 between the small lattices g1a and g1b can be expanded, that is, the upper limit value x1max of the distance x1 is Considering the state, the interval x1 is further expanded from the state shown in FIG. 18B, and as shown in FIG. 19, the X-rays that are transparent to any of the two adjacent conversion elements 4F * and 4G * are used.
  • the interval x1 when only incident light is present is the upper limit value x1max.
  • the interval x1 between the small lattices g1a and g1b reaches the upper limit value x1max, only the plain X-rays are incident on either of the two conversion elements 4F * and 4G * , resulting in a defective pixel. Since two line defects may occur continuously, the interval x1 between the small lattices g1a and g1b can only take a range less than the upper limit value x1max.
  • the upper limit value x1max of the interval x1 is such that the distance between the source grating G0 and the phase grating G1 is z1, and the distance between the source grating G0 and the conversion element 4 of the X-ray detector 14 is zd.
  • the phase grating G1 includes a plurality of small gratings in which a plurality of slits S and non-slit portions Sn are formed alternately and in parallel.
  • the plurality of small gratings g1 constituting the phase grating G1 has an interval x1 between adjacent small gratings g1a and g1b.
  • the phase grating G1 includes the plurality of small gratings g1 in which the plurality of slits S and the non-slit portions Sn are formed alternately and in parallel.
  • the plurality of small gratings g1 constituting the phase grating G1 are arranged in parallel with each other so that the interval x1 between the adjacent small gratings g1a and g1b satisfies the condition represented by the above expression (6). It is arranged side by side.
  • a line defect (see FIG. 12) occurs in a reconstructed image such as a moire image or a differential phase image by forming a phase grating G1 by arranging a plurality of small gratings g1 in parallel, there are two or more line defects. It is not possible to produce a continuous state, and it is possible to suppress the number of generated line defects to one or less. For this reason, even if the line defect is image-corrected, for example, the cartilage (see the arrow in FIG. 28) of the joint portion of the patient's finger or the like captured in the differential phase image disappears from the image by the image correction processing. Can be prevented accurately.
  • a plurality of small gratings g1 are arranged in parallel to form the phase grating G1, thereby forming a line on a reconstructed image such as a moire image or a differential phase image. Even if a defect (see FIG. 12) occurs, a reconstructed image can be appropriately generated based on a plurality of photographed moire images. That is, for example, when cartilage of a joint portion such as a finger of a patient is imaged as described above, cartilage can be appropriately imaged in a differential phase image as shown in FIG. 28, for example.
  • the X-ray detector 14 is arranged so that the boundary (see R in FIG. 16B) with the X-ray transmitted through g1b corresponds to the boundary between the two conversion elements 4F and 4G in the X-ray detector 14. Then, since the two conversion elements 4F and 4G are both normal pixels with reduced visibility, no defective pixels are generated and no line defects are generated.
  • the X-ray detector 14 thus sets the boundary x1 between the adjacent two conversion elements 4F and 4G among the plurality of conversion elements 4 arranged two-dimensionally and the above-described interval x1 to the lower limit value x1min ( In other words, when Ds ⁇ (zd ⁇ z1) / zd (see the above equation (6))) (see FIG. 15), the X-ray boundary R transmitted through the two small lattices g1a and g1b adjacent to each other corresponds. It is preferable to arrange (see FIG. 16B).
  • the conversion element 4 of the X-ray detector 14 has two small elements as shown in the conversion element 4D * shown in FIG. 18A. If the X-rays respectively transmitted through the gratings g1a and g1b enter at the same time, the conversion element 4 can only be a defective pixel, but two conversion elements 4F * and 4G * shown in FIG. When the X-rays respectively transmitted through the small lattices g1a and g1b do not enter at the same time, the conversion element 4 is not at least a defective pixel (the conversion elements 4F and 4G are all normal pixels with reduced visibility). ).
  • the boundary portion between two adjacent conversion elements 4 is arranged within a range R * in which X-rays are irradiated without passing through any of the small lattices g1a and g1b, The conversion element 4 is not at least a defective pixel, and no line defect occurs. Therefore, it is preferable that the X-ray detector 14 is arranged in this way.
  • a so-called grating ear portion (for example, T in the example of the phase grating G1 shown in FIG. 2) formed in the small grating g1 and not having the slit S or the non-slit portion Sn is formed.
  • a so-called grating ear portion (for example, T in the example of the phase grating G1 shown in FIG. 2) formed in the small grating g1 and not having the slit S or the non-slit portion Sn is formed.
  • an interval x1 between the small lattices g1a and g1b is not considered. It is possible to form the ears T so as to satisfy the above condition (see the above formula (6)).
  • the constant value Icon of the X-ray intensity shown in FIG. 9A is approximately the same as the intensity when the X-ray passes through the non-slit portion Sn of the small lattice g1, compared with the case where the X-ray passes through.
  • the degree of increase in the average intensity of X-rays incident on the conversion element 4 of the X-ray detection unit 14 is reduced, so that the degree of decrease in visibility is suppressed, and pixels such as a differential phase image corresponding to the conversion element 4 are suppressed. It becomes possible to further reduce the degree of deterioration of the S / N ratio in the portion.
  • the absorption grating G2 (see FIG. 1 and the like) of the X-ray Talbot imaging apparatus 1 is configured with a plurality of small gratings arranged in parallel
  • the absorption grating g2 includes a plurality of slits S and non-slit portions Sn as in the case of the phase grating G1 (see FIG. 5) in the first embodiment.
  • the absorption grating g2 includes a plurality of slits S and non-slit portions Sn as in the case of the phase grating G1 (see FIG. 5) in the first embodiment.
  • the absorption grating G2 in which a plurality of small gratings are arranged side by side is configured to be a flat plate is described, for example, in Patent Document 1 and Patent Document 2 described above.
  • Patent Document 1 and Patent Document 2 described above.
  • the non-slit portions Sn (or slits S) of two adjacent small lattices g2a and g2b constituting the absorption lattice G2 are arranged in parallel with the same lattice period. If so, the non-slit portion Sn (or slit S) of the absorption grating G2 is arranged at the same period as the self-image of the phase grating G1. Therefore, in this case, a moire image can be taken without any problem as in the case of the single absorption grating G2 shown in FIG.
  • each non-slit portion Sn of the small lattice g2b is separated from the small lattice g2a. Care must be taken when it is arranged at a position shifted from the lattice period of the non-slit portion Sn (indicated by a two-dot chain line in the figure).
  • the intensities of the X-rays incident on the ⁇ * position and the ⁇ * position of the absorption grating G2 change with the same period and the same phase, but are incident on the ⁇ * position and the ⁇ * position of the absorption grating G2. It is out of phase with the change in X-ray intensity.
  • the X-ray (or ⁇ * position incident on the conversion element 4 of the X-ray detector 14 is incident on the position of ⁇ * or ⁇ * of the absorption grating G2 shown in FIG. 23, for example.
  • the conversion element 4 can be treated as a normal pixel.
  • the conversion elements 4H and 4I shown in FIG. 24 X-rays incident on the positions of ⁇ * and ⁇ * of the absorption grating G2 (or X-rays incident on the positions of ⁇ * and ⁇ * ). ) And X-rays transmitted through the position of ⁇ * where there is no non-slit portion Sn, the conversion elements 4H and 4I normally shoot moire images as in the first embodiment. It is possible to do this, but it is treated as a normal pixel whose visibility is reduced.
  • the conversion element 4J shown in FIG. 25 there are X-rays incident on the positions of ⁇ * and ⁇ * of the absorption grating G2, and X-rays incident on the positions of ⁇ * and ⁇ *.
  • these X-rays are added on the conversion element 4J, and the phase of the intensity I of the X-rays incident on the position of ⁇ * or ⁇ * of the absorption grating G2, the position of ⁇ * , and ⁇
  • the X-ray intensity I changes at a phase different from any of the phases of the X-ray intensity I incident on the position of * . Therefore, in such a case, the conversion element 4J is treated as a defective pixel.
  • the interval between the small lattices g2a and g2b (more precisely, the absorption lattice G2
  • the absorption grating G2 includes a plurality of small gratings in which a plurality of slits S and non-slit portions Sn are formed alternately and in parallel.
  • the plurality of small lattices g2 constituting the absorption lattice G2 has an interval x2 between adjacent small lattices g2a and g2b, x2min ⁇ x2 ⁇ x2max (9) That is, using the above equations (7) and (8), Ds ⁇ (zd ⁇ z2) / zd ⁇ x2 ⁇ P ⁇ z2 / zd + Ds ⁇ (zd ⁇ z2) / zd (10) It can be seen that they should be arranged side by side so as to satisfy the condition represented by
  • the absorption grating G2 includes the plurality of small gratings g2 in which the plurality of slits S and the non-slit portions Sn are formed alternately and in parallel.
  • the plurality of small lattices g2 constituting the absorption lattice G2 are arranged in parallel with each other so that the interval x2 between the adjacent small lattices g2a and g2b satisfies the condition represented by the above expression (10). It is arranged side by side.
  • a line defect (see FIG. 12) occurs in a reconstructed image such as a moire image or a differential phase image by configuring the absorption grating G2 by arranging a plurality of small gratings g2 in parallel, there are two or more line defects. It is not possible to produce a continuous state, and it is possible to suppress the number of generated line defects to one or less. For this reason, even if the line defect is image-corrected, for example, the cartilage (see the arrow in FIG. 28) of the joint portion of the patient's finger or the like captured in the differential phase image disappears from the image by the image correction processing. Can be prevented accurately.
  • a plurality of small gratings g2 are arranged side by side to form the absorption grating G2, thereby forming a line on a reconstructed image such as a moire image or a differential phase image. Even if a defect (see FIG. 12) occurs, a reconstructed image can be appropriately generated based on a plurality of photographed moire images. That is, for example, when cartilage of a joint portion such as a finger of a patient is imaged as described above, cartilage can be appropriately imaged in a differential phase image as shown in FIG. 28, for example.
  • the absorption grating G2 is located closer to the X-ray detector 14 than the phase grating G1. For this reason, for example, the interval x2 of the absorption grating G2 is compared with the variation in the width of the above-described range R or range R * (see FIGS. 13 to 19) when the interval x1 of the phase grating G1 is expanded by a certain length r. When the same length r is expanded, the variation in the width of the above-described range R and range R * becomes small.
  • the width of the range R and the range R * varies greatly only by slightly changing the interval x1, so the range of the interval x1 (that is, the lower limit value x1min or more and less than the upper limit value x1max). ) Should be set as large as possible.
  • the width of the range R and the range R * does not vary so much as compared to the phase grating G1, even if the interval x2 is slightly changed.
  • the interval x2 is preferably as small as possible as long as it is not less than the lower limit value x2min.
  • the upper limit value x2max of the interval x2 in the absorption grating G2 is calculated with P as the size of two conversion elements as shown in FIG. 27.
  • the size is as large as one conversion element. May be configured to calculate the upper limit value x2max of the interval x2 in the absorption grating G2.
  • the absorption grating G2 is configured in a state where a plurality of small gratings g2 in which a plurality of slits S and non-slit portions Sn are formed alternately and in parallel are arranged in parallel
  • the absorption grating G2 is
  • the X-ray detector 14 is also used when the absorption grating G2 is composed of a plurality of small gratings g2, as shown in FIG. Is the lower limit value x2min (that is, Ds ⁇ (zd ⁇ z2) / zd (the above (the above (2)) and the boundary portion between two adjacent conversion elements 4 among the plurality of conversion elements 4 arranged two-dimensionally. 10) and (12) (see formula (12))), if the X-ray boundary R transmitted through two adjacent small lattices is arranged so as to correspond to each other, This is preferable because no defective pixel occurs and no line defect occurs.
  • the X-ray detector 14 is configured so that the X-rays can be detected from any of the small gratings g2a.
  • the boundary portion between two adjacent conversion elements 4 among the plurality of conversion elements 4 arranged in a two-dimensional manner is arranged in a range in which g2b is not transmitted but is irradiated in a transparent state. For example, these conversion elements 4 do not become at least defective pixels and no line defects occur. Therefore, it is preferable that the X-ray detector 14 is arranged in this way.
  • the present invention is not limited to the above-described embodiment and the like, 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).

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)

Abstract

小格子を並設させて構成された位相格子を用いたＸ線タルボ撮影装置において、撮影した複数のモアレ画像に基づいて再構成画像を適切に生成することが可能なＸ線タルボ撮影装置を提供する。　Ｘ線タルボ撮影装置１の位相格子Ｇ１は、複数のスリットＳと非スリット部Ｓｎとが交互にかつ平行に形成された複数の小格子ｇ１を並設させた状態で構成されており、位相格子Ｇ１を構成する複数の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂは、隣接する２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂの最も内側の非スリット部Ｓｎ同士の間隔ｘ１が、線源格子Ｇ０と位相格子Ｇ１との距離ｚ１と、線源格子Ｇ０と吸収格子Ｇ２との距離ｚ２と、線源格子Ｇ０に形成されているスリットＳのうち最も外側のスリットＳ同士の間隔Ｄｓと、Ｘ線検出器１４の変換素子４の２個分の大きさＰとで決まる下限値以上、上限値未満の範囲になるように並設されている。

Description

Ｘ線タルボ撮影装置
　本発明は、タルボ・ロー干渉計を用いたＸ線タルボ撮影装置に関する。
　Ｘ線が物体を透過するときに生じるＸ線の位相シフトを捉えて画像化する、タルボ・ロー（Talbot-Lau）干渉計とＸ線検出器（Flat Panel Detector：ＦＰＤ）とを用いたＸ線画像撮影装置が知られている（例えば特許文献１、２、非特許文献１等参照）。なお、本発明では、このようなタルボ・ロー干渉計等を用いたＸ線画像撮影装置を、Ｘ線タルボ撮影装置という。
　このようなＸ線タルボ撮影装置は、後述するように、Ｘ線発生装置や線源格子（Ｇ０格子）、位相格子（Ｇ１格子）、吸収格子（Ｇ２格子）、Ｘ線検出器等を備えており、Ｘ線検出器で吸収格子上に形成されるモアレ画像を撮影する。そして、線源格子や位相格子、吸収格子のいずれかを他の格子に対して相対的に移動（走査）させるごとにモアレ画像を撮影することで、モアレ画像を複数枚撮影する。
　そして、撮影された複数枚のモアレ画像を画像解析して再構成することで、従来のＸ線画像撮影装置で撮影されていた吸収画像と同様の吸収画像だけでなく、モアレ画像の位相情報を画像化した微分位相画像や、モアレ画像のVisibility（鮮明度）を画像化した小角散乱画像の少なくとも３種類の再構成画像を生成することができる。また、これらの再構成画像等をさらに再構成して種々の画像を生成することも可能である。
　そして、例えば図２８に示すように、このようなＸ線タルボ撮影装置を用いて撮影された各モアレ画像に基づいて再構成された微分位相画像中に、従来のＸ線画像撮影装置では撮影できなかった患者の手指等の関節部分の軟骨（正確には軟骨の端部と周囲の関節液との界面。図中の矢印参照）を撮影することができる。また、軟骨の他にも、例えば腱や腫瘤等を撮影することができる場合もある。
　ところで、現在、Ｘ線タルボ撮影装置の位相格子等はシリコンウェハで形成される場合が多いが、シリコンウェハを大きな径で製造することができない等の理由があるため、位相格子等を１枚のシリコンウェハで構成する場合には位相格子等の面積の拡大には限界がある。そのため、位相格子等を１枚のシリコンウェハで構成する場合、例えば患者の肩や膝、股関節等のより大きな関節部分を撮影することが困難になる。
　そこで、例えば上記の特許文献１、２等に記載されているように、位相格子等を、複数の小格子を並設させて構成することで大面積化する技術の研究が進められている。そして、例えば特許文献１には、小格子の端部同士をつなげる（或いは当接される）ようにして位相格子等を構成することが記載されている。
　そして、この場合、例えば図２９の拡大図に示すように、複数のスリットＳと非スリット部Ｓｎとが交互にかつ平行に形成された複数の小格子ｇ１（小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ）を並設し、隣接する各小格子ｇ１（小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ）の端部Ｅｄ同士を接合して位相格子Ｇ１等を構成する際に、端部Ｅｄの部分においても、スリットＳの格子周期が、小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂに形成されたスリットＳの格子周期ｄ（すなわち位相格子Ｇ１等の格子周期）と同一になるように各小格子ｇ１を並設して位相格子Ｇ１等を構成することが望ましい。
　なお、図２９では、スリットＳと非スリット部Ｓｎとを区別し易いように非スリット部Ｓｎに斜線が付されている。また、スリットＳはＸ線を透過する部分或いは相対的にＸ線を透過し易い部分をいい、非スリット部ＳｎはＸ線を透過しない部分或いは相対的にＸ線を透過しにくい部分をいう。
　しかし、格子周期ｄは数μｍオーダーであり、格子周期ｄのばらつきは１μｍ未満のオーダーであることが求められる。そして、このような精度で各小格子ｇ１の端部Ｅｄを切削する等したうえで端部Ｅｄ同士を突き合わせて、端部Ｅｄの部分においてもスリットＳの格子周期が各小格子ｇ１に形成されたスリットＳの格子周期ｄと同一になるように構成することは困難である。
　そこで、特許文献２では、例えば同文献の図４０に記載されているように、位相格子Ｇ１や吸収格子Ｇ２において、並設された小格子ｇ１の端部Ｅｄ同士の間に非スリット部Ｓｎが形成されていない部分（同文献では格子の欠損箇所Ｂａ）ができることを容認したうえで、上記のように線源格子や位相格子、吸収格子のいずれかを他の格子に対して相対的に移動させながら第１群の複数枚のモアレ画像を撮影し、各格子の相対的な位置関係を変えて、再度、位線源格子や位相格子、吸収格子のいずれかを他の格子に対して相対的に移動させながら第２群の複数枚のモアレ画像を撮影する。そして、第１群の各モアレ画像と第２群の各モアレ画像に基づいて再構成処理を行って、微分位相画像等の再構成画像を生成する画像生成方法が記載されている。
　例えば、第１群の複数枚のモアレ画像のみに基づいて再構成画像を生成すると、再構成画像中に格子の欠損に起因するアーチファクトが現れてしまい診断用の画像として適さないものとなる可能性があるが、上記のように第１群の複数枚のモアレ画像と第２群の複数枚のモアレ画像を撮影するように構成することで、格子の欠損に起因する再構成画像におけるアーチファクトを補正して、診断に適した高品位な再構成画像を生成することが可能となる。
特開２００７－２０３０６１号公報 特開２０１４－１３２９７７号公報
永島雅文、外７名，「関節軟骨の描出－微分干渉の原理を応用したＸ線撮影技術の可能性（第１４回臨床解剖研究会記録　２０１０．９．１１）」，臨床解剖研究会記録，２０１１年２月，Ｎｏ１１，ｐ．５６－５７、［平成２８年３月２４日検索］、インターネット＜URL : http://www.jrsca.jp/contents/records/＞
　しかしながら、特許文献２に記載された画像生成方法では、従来は１回であった格子の走査（移動）を２回行わせるものであり、その分、被写体である患者にＸ線が照射される回数が増えてしまい、患者に照射されるＸ線の線量の総量すなわち患者の被曝線量が従来の場合よりも増えてしまう可能性がある。
　そこで、本発明者は、小格子ｇ１を並設させて形成した位相格子Ｇ１において、上記のようにスリットＳの格子周期が小格子ｇ１同士の端部Ｅｄの部分で位相格子Ｇ１の格子周期ｄ（すなわち小格子ｇ１に形成されたスリットＳの格子周期ｄ）になっていない場合であっても、従来と同様に格子を１回だけ走査させて撮影された複数枚のモアレ画像に基づいて、微分位相画像等の再構成画像を適切に撮影することを可能とするための位相格子Ｇ１や吸収格子Ｇ２の構造上の条件について研究を重ねた結果、有益な知見を得ることができた。
　本発明は、上記の点を鑑みてなされたものであり、小格子を並設させて構成された位相格子や吸収格子を用いたＸ線タルボ撮影装置であって、撮影した複数のモアレ画像に基づいて再構成画像を適切に生成することが可能なＸ線タルボ撮影装置を提供することを目的とする。
　上述した目的のうち少なくとも一つを実現するために、本発明の一側面を反映したＸ線タルボ撮影装置は、以下を有する。
　線源格子、位相格子および吸収格子と、
　Ｘ線を照射するＸ線発生装置と、
　２次元状に配列された複数の変換素子を備え、前記吸収格子上に形成されるモアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
を備え、
　少なくとも前記位相格子は、複数のスリットと非スリット部とが交互にかつ平行に形成された複数の小格子を並設させた状態で構成されており、
　前記位相格子を構成する前記複数の小格子のうち、隣接する２枚の前記小格子の各非スリット部の中で相手方の前記小格子に最も近い位置に形成されている前記非スリット部同士の間隔をｘ１、前記線源格子と前記位相格子との距離をｚ１、前記線源格子と前記吸収格子との距離をｚ２、前記線源格子に形成されているスリットのうち最も外側の位置に形成されている前記スリット同士の間隔をＤｓ、前記変換素子２個分の大きさをＰとするとき、前記位相格子を構成する前記複数の小格子は、前記間隔ｘ１が下記の（１）式で表される条件を満たす間隔になるように並設されているＸ線タルボ撮影装置。
　Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ１）／ｚｄ≦ｘ１＜Ｐ×ｚ１／ｚｄ＋Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ１）／ｚｄ
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１）
　上述した目的のうち少なくとも一つを実現するために、本発明の別の側面を反映したＸ線タルボ撮影装置は、以下を有する。
　線源格子、位相格子および吸収格子と、
　Ｘ線を照射するＸ線発生装置と、
　２次元状に配列された複数の変換素子を備え、前記吸収格子上に形成されるモアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
を備え、
　少なくとも前記吸収格子は、複数のスリットと非スリット部とが交互にかつ平行に形成された複数の小格子を並設させた状態で構成されており、
　前記吸収格子を構成する前記複数の小格子のうち、隣接する２枚の前記小格子の各非スリット部の中で相手方の前記小格子に最も近い位置に形成されている前記非スリット部同士の間隔をｘ２、前記線源格子と前記吸収格子との距離をｚ２、前記線源格子と前記Ｘ線検出器の前記変換素子との距離をｚｄ、前記線源格子に形成されているスリットのうち最も外側の位置に形成されている前記スリット同士の間隔をＤｓ、前記変換素子２個分の大きさをＰとするとき、前記吸収格子を構成する前記複数の小格子は、前記間隔ｘ２が下記の（２）式で表される条件を満たす間隔になるように並設されているＸ線タルボ撮影装置。
　Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ≦ｘ２＜Ｐ×ｚ２／ｚｄ＋Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（２）
　本発明のような方式のＸ線タルボ撮影装置によれば、小格子を並設させて構成された位相格子を用いたＸ線タルボ撮影装置において、撮影した複数のモアレ画像に基づいて再構成画像を適切に生成することが可能となる。
第１の実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置の全体構成を表す図である。 線源格子や位相格子、吸収格子の概略平面図である。 Ｘ線検出器で２次元状に配列された変換素子等の拡大図である。 タルボ・ロー干渉計の原理を説明する図である。 位相格子が複数の小格子を並設させた状態で構成されていることを表す図である。 位相格子の隣接する２枚の小格子の各非スリット部が同じ格子周期で平行に並ぶように構成された例を表す図である。 位相格子の隣接する２枚の小格子の端部同士が離れ、小格子の各非スリット部が格子周期からずれた位置に配置された場合等を表す図である。 格子が走査される間に経路α１を通って図７のαの位置に入射するＸ線の強度変化を表すグラフである。 格子が走査される間に経路α１～α３を通って図７のαの位置に入射するＸ線の強度変化を表すグラフである。 格子が走査される間に図７のβの位置に入射する素通しのＸ線の強度が一定になることを表わす図である。 格子が走査される間に経路β１～β３を通って図７のβの位置に入射するＸ線の強度変化を表すグラフである。 格子が走査される間に経路γ１、γ３を通って図７のγの位置にそれぞれ入射するＸ線の強度変化を表すグラフである。 格子が走査される間に経路γ１～γ３を通って図７のγの位置に入射するＸ線の強度変化を表すグラフである。 図７の配置において変換素子が配置される可能性がある位置Ａ～Ｇを表した図である。 線欠陥が２本連続して発生した状態を表す図である。 小格子の端部同士を非常に接近させた場合に２枚の小格子をそれぞれ透過したＸ線がいずれもが入射する範囲等を表す図である。第２の実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置の構成を表す図である。 図１３の状態から小格子同士の間隔を拡げると上記の範囲が狭まること等を表す図である。 位相格子の小格子同士の間隔ｘ１がとり得る範囲の下限値となる場合の各小格子や線源格子、Ｘ線検出器の位置関係等を表す図である。 図１５の状態におけるＸ線検出器上での範囲ＲとＸ線検出器の変換素子との位置関係の例を表す図である。 図１５の状態におけるＸ線検出器上での範囲ＲとＸ線検出器の変換素子との位置関係の例を表す図である。 図１５の状態から小格子同士の間隔をさらに拡げた状態を表す図である。 図１７の状態におけるＸ線検出器上での範囲Ｒ＊とＸ線検出器の変換素子との位置関係の例を表す図である。 図１７の状態におけるＸ線検出器上での範囲Ｒ＊とＸ線検出器の変換素子との位置関係の例を表す図である。 位相格子の小格子同士の間隔ｘ１がとり得る範囲の上限値となる場合のＸ線検出器上での範囲Ｒ＊とＸ線検出器の変換素子との位置関係を表す図である。 位相格子の小格子同士の間隔ｘ１がとり得る範囲の上限値となる場合の各小格子や線源格子、Ｘ線検出器の位置関係等を表す図である。 位相格子を構成する各小格子の耳同士を当接させた状態を表す図である。 吸収格子の隣接する２枚の小格子の各非スリット部が同じ格子周期で平行に並ぶように構成された例を表す図である。 吸収格子の隣接する２枚の小格子の端部同士が離れ、小格子の各非スリット部が格子周期からずれた位置に配置された場合等を表す図である。 変換素子４Ｈ、４ＩがVisibility低下正常画素になることを説明する図である。 変換素子４Ｊが欠損画素になることを説明する図である。 吸収格子の小格子同士の間隔ｘ２がとり得る範囲の下限値となる場合の各小格子や線源格子、Ｘ線検出器の位置関係等を表す図である。 吸収格子の小格子同士の間隔ｘ２がとり得る範囲の上限値となる場合の各小格子や線源格子、Ｘ線検出器の位置関係等を表す図である。 関節部分が撮影された微分位相画像の例、および画像中に撮影されている関節部分の軟骨を示す写真である。 小格子を並設して位相格子を構成する際に小格子の端部の部分においても格子周期が維持されるように構成された状態を表す拡大図である。
　以下、本発明に係るＸ線タルボ撮影装置の実施の形態について、図面を参照して説明する。
　なお、以下では、後述する図１に示すように、Ｘ線タルボ撮影装置１が、上側に設けられたＸ線発生装置１１から下方の被写体Ｈに向けてＸ線を照射するように構成されている場合（いわゆる縦型の場合）について説明するが、これに限らず、Ｘ線を水平方向（いわゆる横型の場合）に照射するなど任意の方向に照射するように構成することも可能である。
［Ｘ線タルボ撮影装置の全体構成について］
　図１は、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１の全体構成を表す図である。本実施形態では、Ｘ線タルボ撮影装置１は、Ｘ線発生装置１１と、線源格子（Ｇ０格子、マルチスリット等ともいう。）Ｇ０と、被写体台１３と、位相格子（Ｇ１格子、第１格子等ともいう。）Ｇ１と、吸収格子（Ｇ２格子、第２格子等ともいう。）Ｇ２と、Ｘ線検出器１４と、コントローラー１６とを備えている。
　Ｘ線発生装置１１は、例えば回転陽極等を備える一般的なＸ線源を用いることが可能である。また、Ｘ線発生装置１１の下方には、線源格子Ｇ０が配置されている。本実施形態では、Ｘ線発生装置１１の振動が線源格子Ｇ０に伝わらないようにするために、線源格子Ｇ０は、Ｘ線発生装置１１ではなく、取付用アーム１２を介して支柱１５に取り付けられている。
　本実施形態では、図２に示すように、線源格子Ｇ０や後述する位相格子Ｇ１、吸収格子Ｇ２には、複数のスリットＳと非スリット部Ｓｎとが図中のｙ方向に延在するように交互にかつ平行に形成されており、ｙ方向に直交するｘ方向に所定の格子周期ｄで配列されている。なお、この点については後で詳しく説明する。また、図２では、スリットＳを見やすくするために、格子全体の大きさに対してスリットＳの幅や格子周期ｄが非常に大きく表現されている。さらに、図２におけるＴについては後で説明する。
　図１に示すように、本実施形態では、取付用アーム１２には、線源格子Ｇ０のほかに、線源格子Ｇ０を透過したＸ線の線質を変えるためのろ過フィルター（付加フィルターともいう。）１１２や、Ｘ線の照射野を絞るための照射野絞り１１３、Ｘ線の照射前に可視光を被写体Ｈに照射して位置合わせを行うための照射野ランプ１１４等が取り付けられている。また、線源格子Ｇ０等の周囲には、それらを保護するための第１のカバーユニット１２０が設けられている。
　Ｘ線発生装置１１と位相格子Ｇ１との間には、被写体Ｈである患者の身体（手指の関節等の撮影部位）を載置するための被写体台１３が配置されている。なお、被写体Ｈの体動を防止するために被写体Ｈを固定する図示しない固定装置を被写体台１３上に配置することも可能である。また、被写体ＨをＸ線発生装置１１と位相格子Ｇ１との間に配置する代わりに（すなわち被写体台１３をＸ線発生装置１１と位相格子Ｇ１との間に設ける代わりに）、位相格子Ｇ１と吸収格子Ｇ２との間に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、図１に示すように、被写体台１３の下方に位相格子Ｇ１および吸収格子Ｇ２が配置されており、吸収格子Ｇ２の直下に、Ｘ線検出器１４が配置されている。本実施形態では、図３の拡大図に示すように、Ｘ線検出器１４は、２次元状に配列された複数の変換素子４を備えており、後述するように吸収格子Ｇ２上に形成されるモアレ画像を撮影するようになっている。
　具体的には、図３に示すように、Ｘ線検出器１４内には、複数の走査線２と複数の信号線３とが互いに交差するように配設されており、走査線２と信号線３とで区画される小領域にそれぞれ変換素子４が設けられている。そして、各変換素子４はそれぞれＴＦＴ（Thin Film Transistor）５を介して信号線３と接続されており、また、各変換素子４には、逆バイアス電圧を印加するためのバイアス線６が接続されている。
　そして、Ｘ線検出器１４は、撮影したモアレ画像の画像データをコントローラー１６（図１参照）に出力するようになっている。また、本実施形態では、位相格子Ｇ１や吸収格子Ｇ２、Ｘ線検出器１４の周囲には、それらを患者の脚等から保護するための第２のカバーユニット１３０が配置されている。
　なお、本実施形態では、Ｘ線タルボ撮影装置１は、いわゆる縞走査法によりモアレ画像を複数枚撮影するように構成されており、線源格子Ｇ０や位相格子Ｇ１、吸収格子Ｇ２を相対的に図中のｘ方向に移動（走査）させながらそれぞれＸ線を照射して撮影を行うようになっている。その際、線源格子Ｇ０、位相格子Ｇ１、吸収格子Ｇ２のいずれを移動させてもよい。そして、その際、例えばｎ枚のモアレ画像を撮影する場合には、図示しない移動機構により、前述した格子周期ｄ（図２や図２９参照）をｎ等分した距離ずつ格子を移動させながら撮影を行うように構成される。
　コントローラー１６は、本実施形態では、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピューターで構成されているが、このような汎用コンピューターではなく専用装置として構成することも可能である。
　そして、コントローラー１６は、上記のようにしてＸ線検出器１４からモアレ画像の画像データが送信されてくると、それらを再構成して前述したように吸収画像や微分位相画像、小角散乱画像等の再構成画像を生成するようになっている。なお、コントローラー１６から外部の画像処理装置にモアレ画像の画像データを転送して、外部の画像処理装置で、吸収画像や微分位相画像、小角散乱画像等の再構成画像を生成するように構成することも可能である。
［タルボ・ロー干渉計の原理について］
　次に、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１に用いられているタルボ・ロー干渉計の原理について図４に基づいて説明する。
　なお、この原理では、位相格子Ｇ１や吸収格子Ｇ２は、複数の小格子を並設させるのではなく、１枚の格子として形成されている場合について説明する。また、図４や後述する各図では、Ｘ線発生装置１１やＸ線検出器１４（図１参照）等の記載が省略されている。さらに、図４等では、線源格子Ｇ０や位相格子Ｇ１、吸収格子Ｇ２における格子周期ｄ（図２参照）の相対的な大きさは、必ずしも現実を反映するものではない。
　また、図４等では、線源格子Ｇ０にスリットＳが３本しか形成されていない場合が示されているが、実際にはより多くのスリットＳが設けられる。さらに、図４等では、線源格子Ｇ０の各スリットＳを透過し吸収格子Ｇ２の３本の非スリット部Ｓｎにそれぞれ入射するＸ線の経路のみが記載されており、他の非スリット部Ｓｎに入射するＸ線の経路の記載が省略されている。
　図４に示すように、線源格子Ｇ０や位相格子Ｇ１、吸収格子Ｇ２には、複数のスリットＳと非スリット部Ｓｎとが図中のｙ方向に延在するように交互にかつ平行に形成されている。そして、非スリット部Ｓｎ（スリットＳ）は、図中のｘ方向に、線源格子Ｇ０や位相格子Ｇ１、吸収格子Ｇ２においてそれぞれ所定の格子周期ｄ（図２参照）で配列されている。
　そして、図４では図示を省略したＸ線発生装置１１の焦点１１ａ（図の線源格子Ｇ０の上方にある。）からＸ線が照射されると、Ｘ線が線源格子Ｇ０を透過する際に各スリットＳで多光源化され、各スリットＳから位相格子Ｇ１にそれぞれＸ線が照射される。そして、それらのＸ線が位相格子Ｇ１を透過すると、透過したＸ線が、位相格子Ｇ１から図中ｚ方向に所定の距離だけ離れた位置で像を結ぶ。この像を自己像といい、このように自己像が図中ｚ方向に一定の周期で形成される現象をタルボ効果という。
　そして、位相格子Ｇ１の自己像が像を結ぶ位置に、位相格子Ｇ１の自己像と同じ周期の格子周期ｄでスリットＳや非スリット部Ｓｎが形成された吸収格子Ｇ２を配置すると、図示を省略するが、吸収格子Ｇ２上に、モアレ縞を有するモアレ画像が現れる。また、図１に示したように、線源格子Ｇ０と位相格子Ｇ１との間（或いは位相格子Ｇ１と吸収格子Ｇ２との間）に被写体Ｈが存在すると、被写体ＨによってＸ線に位相差が生じるため、モアレ画像上のモアレ縞が被写体Ｈにより乱れる。
　そして、モアレ画像を上記の縞走査法を用いて例えば位相格子Ｇ１を移動（走査）させながら複数枚撮影し、それらを画像処理することによってこのモアレ縞の乱れを検出し、被写体像を再構成して画像化（すなわち吸収画像や微分位相画像、小角散乱画像等の再構成画像の生成）することが可能となる。これがタルボ干渉計の原理である。
　なお、上記では、位相格子Ｇ１の自己像が像を結ぶ位置に位相格子Ｇ１の自己像と同じ周期の格子周期ｄでスリットＳや非スリット部Ｓｎが形成された吸収格子Ｇ２を配置するとして説明したが、吸収格子Ｇ２の格子周期ｄは位相格子Ｇ１の自己像の周期と厳密に同じである必要はない。また、吸収格子Ｇ２を配置する位置は、必ずしも位相格子Ｇ１の自己像が像を結ぶ位置でなくてもよく、位相格子Ｇ１の自己像と吸収格子Ｇ２の自己像との間で発現するモアレ縞のVisibilityが十分保たれている位置であればよい。
［第１の実施の形態］
［位相格子を複数の小格子を並設させた状態で構成した場合についての考察］
　次に、本発明の第１の実施形態として、Ｘ線タルボ撮影装置１の位相格子Ｇ１を複数の小格子を並設させた状態で構成した場合について説明する。具体的には、本実施形態では、Ｘ線タルボ撮影装置１の位相格子Ｇ１は、図５に示すように、複数のスリットＳと非スリット部Ｓｎとが交互にかつ平行に形成された複数の小格子ｇ１を並設させた状態で構成されている。
　なお、図５および下記の各図では、位相格子Ｇ１を構成する小格子ｇ１として隣接する２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂのみを用いて説明するが、これは、本発明が、位相格子Ｇ１が２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂのみで構成される場合に限定して適用されることを意味するものではなく、位相格子Ｇ１を３枚以上の小格子ｇ１を並設させた状態で構成する場合も以下と同様に説明される。また、吸収格子Ｇ２等を、複数の小格子を並設して構成することも可能である。
　また、本実施形態では、複数の小格子を並設させた位相格子Ｇ１が平板状になるように構成した場合について説明するが、例えば前述した特許文献１や特許文献２に記載されているように、位相格子Ｇ１がいわば湾曲した状態になるように複数の小格子を並設させるように構成することも可能であり、本発明には、この場合も含まれる。
　いま仮に、例えば図６に示すように、位相格子Ｇ１を構成する隣接する２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂの各非スリット部Ｓｎ（或いはスリットＳ）が、同じ格子周期で平行に並ぶように構成されている場合には、位相格子Ｇ１（小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ）の自己像と同じ周期で吸収格子Ｇ２の非スリット部Ｓｎ（或いはスリットＳ）が配置される状態になる。そのため、この場合は、図４に示した１枚の位相格子Ｇ１の場合と同様に問題なくモアレ画像を撮影することができる。
　次に、例えば図７に示すように、位相格子Ｇ１を構成する隣接する２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂの端部同士が離れ、しかも、小格子ｇ１ｂの各非スリット部Ｓｎが、小格子ｇ１ａの非スリット部Ｓｎの格子周期（図中に二点鎖線で示す。）からずれた位置に配置された場合について考察する。
［現象１－入射するＸ線が全ての経路で一方の小格子を透過する場合］
　この場合、吸収格子Ｇ２のαの位置の非スリット部Ｓｎには、線源格子Ｇ０の３本のスリットＳから出射されたＸ線が、図中のα１、α２、α３の各経路を通り、いずれも小格子ｇ１ａの非スリット部ＳｎやスリットＳを透過して入射する。
　そして、上記のように線源格子Ｇ０や位相格子Ｇ１、吸収格子Ｇ２のいずれか（例えば位相格子Ｇ１）を相対的に図中のｘ方向に格子周期ｄをｎ等分した距離ずつ移動（走査）させながらＸ線をｎ回照射すると、例えば経路α１を通るＸ線は、上記の走査により、小格子ｇ１ａの非スリット部Ｓｎを透過したりスリットＳを透過したりするようになる。そのため、経路α１を通って吸収格子Ｇ２のαの位置に入射するＸ線の強度Ｉ１は、Ｘ線の照射回数ｋ（ｋ＝０～ｎ）を横軸に取ると、上記のように格子が走査される間に、例えば図８Ａに示すようにサインカーブを描くように変化する。
　そして、経路α２、α３を通って吸収格子Ｇ２のαの位置に入射するＸ線の強度も、図８Ａに示した経路α１を通って吸収格子Ｇ２のαの位置に入射するＸ線の強度の変化と同じ周期で、かつ同じ位相で変化する。そのため、この場合は、経路α１～α３を通って吸収格子Ｇ２のαの位置に入射するＸ線が互いに強め合うため、吸収格子Ｇ２のαの位置に入射するＸ線の強度Ｉは図８Ｂに示すように振幅が大きくなる。
［現象２－入射するＸ線が一部の経路では一方の小格子を透過し、他の経路では素通しの場合］
　また、例えば図７に示した吸収格子Ｇ２のβの位置の非スリット部Ｓｎには、線源格子Ｇ０の３本のスリットＳから出射されたＸ線が、図中のβ１、β２、β３の各経路を通って入射する。その際、経路β１、β２を通ってβの位置に入射するＸ線は、いずれも小格子ｇ１ａの非スリット部ＳｎやスリットＳを透過して入射するため、その強度は、上記のように格子が走査される間に、図８Ａに示した強度Ｉ１のグラフと同じように変化する。
　しかし、経路β３を通ってβの位置に入射するＸ線は、小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂのいずれの小格子ｇ１の非スリット部Ｓｎも透過せず、いわば素通しの状態になる。そのため、図９Ａに示すように、経路β３を通ってβの位置に入射するＸ線の強度Ｉ３は、上記のように格子が走査される間、一定値Ｉconになる。
　そのため、この場合は、経路β１～β３を通って吸収格子Ｇ２のβの位置に入射するＸ線の強度Ｉは、図９Ｂに示すように、経路β１、β２を通ってβの位置に入射するＸ線が互いに強め合うとともに、経路β３を通って入射したＸ線の一定の強度ＩconのＸ線の分だけ全体的に上方にシフトしたようなグラフになる。なお、図９Ｂに示した強度Ｉは、図８Ｂに示した強度Ｉと同じ周期で、かつ同じ位相で変化する状態になる。
［現象３－入射するＸ線が一部の経路では一方の小格子を透過し、他の経路では他方の小格子を透過する場合］
　また、例えば図７に示した吸収格子Ｇ２のγの位置の非スリット部Ｓｎには、線源格子Ｇ０の３本のスリットＳから出射されたＸ線が、図中のγ１、γ２、γ３の各経路を通って入射するが、その際、経路γ１を通ってγの位置に入射するＸ線は、一方の小格子ｇ１ａの非スリット部ＳｎやスリットＳを透過して入射するため、その強度は、上記のように格子が走査される間に、図８Ａに示した強度Ｉ１のグラフと同じように変化する。
　また、経路γ２を通ってγの位置に入射するＸ線は、小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂのいずれの小格子ｇ１の非スリット部Ｓｎも透過せず、いわば素通しの状態になるため、図９Ａに示したように、経路γ２を通ってγの位置に入射するＸ線の強度は、上記のように格子が走査される間、一定値になる。
　一方、経路γ３を通ってγの位置に入射するＸ線は、他方の小格子ｇ１ｂの非スリット部ＳｎやスリットＳを透過して入射する。そのため、その強度Ｉ３は、図１０Ａに示すように、上記のように格子が走査される間にサインカーブを描くように変化する。
　しかし、その際、強度Ｉ３（図１０Ａ中の実線参照）は、図８Ａに示した経路γ１を通って吸収格子Ｇ２のγの位置に入射するＸ線の強度（図１０Ａ中の一点鎖線参照）の変化と周期は同じだが（一方の小格子ｇ１ａと他方の小格子ｇ１ｂとで格子周期ｄが同じであるため。）、図７に示したように他方の小格子ｇ１ｂの各非スリット部Ｓｎが一方の小格子ｇ１ａの非スリット部Ｓｎの格子周期（図中の二点鎖線参照）からずれた位置に配置されているため、その分だけ位相がずれる。
　そのため、強度Ｉの位相がずれたＸ線が吸収格子Ｇ２のγの位置（図７参照）に入射し、それらが足し合わされるため、図１０Ｂに示すように、上記のように格子が走査される間に吸収格子Ｇ２のγの位置で観測されるＸ線の強度Ｉは、一方の小格子ｇ１ａを透過したＸ線の強度Ｉ３の位相（図１０Ａ中の実線参照）と、他方の小格子ｇ１ｂを透過したＸ線の強度Ｉ３の位相（図１０Ａ中の二点鎖線参照）のいずれとも異なる位相のサインカーブを描くように変化することになる。なお、吸収格子Ｇ２のγの位置には経路γ２を通ったＸ線も入射するため、グラフがその分だけ全体的に上方にシフトしている。
［吸収格子のδの位置について］
　また、例えば図７に示した吸収格子Ｇ２のδの位置の非スリット部Ｓｎには、Ｘ線が図中のδ１、δ２、δ３の各経路を通って入射する。そして、この場合、経路δ１を通ってδの位置に入射するＸ線は素通しの状態になるため、経路δ１を通ってδの位置に入射するＸ線の強度は、上記のように格子が走査される間、図９Ａに示したグラフと同様に一定値になる。また、経路δ２、δ３を通ってδの位置に入射するＸ線は、いずれも小格子ｇ１ｂの非スリット部ＳｎやスリットＳを透過して入射するため、その強度は、上記のように格子が走査される間に、図１０Ａに実線で示したグラフと同じように変化する。
　そのため、この場合、経路δ１～δ３を通って吸収格子Ｇ２のδの位置に入射するＸ線の強度Ｉは、上記の［現象２］の場合と同様になる。すなわち、図示を省略するが、経路δ２、δ３を通ってδの位置に入射するＸ線が互いに強め合うとともに、経路δ１を通って入射したＸ線の一定の強度のＸ線の分だけ全体的に上方にシフトしたようなグラフになる。なお、この場合、強度Ｉは、図１０Ａに実線で示した強度Ｉ３と同じ周期で、かつ同じ位相で変化する状態になる。
［吸収格子のεの位置について］
　また、例えば図７に示した吸収格子Ｇ２のεの位置の非スリット部Ｓｎには、経路の図示を省略するが、いずれも小格子ｇ１ｂの非スリット部ＳｎやスリットＳを透過して入射する。そのため、吸収格子Ｇ２のεの位置に入射するＸ線の強度の変化はいずれも同じ周期で、かつ同じ位相で変化する（図１０Ａの実線参照）。
　そのため、この場合は、図７に示した吸収格子Ｇ２のαの位置の非スリット部Ｓｎの場合と同様に、吸収格子Ｇ２のεの位置に入射するＸ線が互いに強め合うため、吸収格子Ｇ２のεの位置に入射するＸ線の強度Ｉは振幅が大きくなる。そのため、この場合は、上記の［現象１］の場合と同様になる。
　なお、図示を省略するが、この場合は、図７に示した吸収格子Ｇ２のαの位置の非スリット部Ｓｎの場合を表す図８Ｂと同様に、Ｘ線の強度変化の振幅は大きくなるが、Ｘ線の強度変化の位相が、図８Ｂと同位相の図１０Ａの一点鎖線ではなく、図１０Ａの実線で示したグラフと同じ位相になり、かつ、その振幅が大きくなる。
［各現象のまとめ］
　以上のことから、以下のように結論付けることができる。
（ａ）図７に示した吸収格子Ｇ２のαの位置（上記の［現象１］参照）やεの位置の非スリット部Ｓｎの場合のように、線源格子Ｇ０の各スリットＳから吸収格子Ｇ２の１つの非スリット部Ｓｎ（或いはスリットＳ）に入射するＸ線が、全ての経路で同じ小格子ｇ１を透過する場合には、Ｘ線が互いに強め合い、入射するＸ線の強度Ｉは振幅が大きくなる（図８Ｂ参照）。
（ｂ）図７に示した吸収格子Ｇ２のβの位置（上記の［現象２］参照）やδの位置の非スリット部Ｓｎの場合のように、線源格子Ｇ０の各スリットＳから吸収格子Ｇ２の１つの非スリット部Ｓｎ（或いはスリットＳ）に入射するＸ線が、一部の経路では１つの小格子ｇ１を透過し、他の経路では素通しの場合には、小格子ｇ１を透過したＸ線同士は互いに強め合うが、素通しのＸ線の強度が一定になる分だけＸ線の強度Ｉが上方にシフトする（図９Ｂ参照）。
（ｃ）図７に示した吸収格子Ｇ２のγの位置（上記の［現象３］参照）の非スリット部Ｓｎの場合のように、線源格子Ｇ０の各スリットＳから吸収格子Ｇ２の１つの非スリット部Ｓｎ（或いはスリットＳ）に入射するＸ線が、一部の経路では一方の小格子ｇ１（例えば小格子ｇ１ａ）を透過し、他の経路では他方の小格子ｇ１（例えば小格子ｇ１ｂ）を透過する場合、一方の小格子ｇ１ａを透過したＸ線と他方の小格子ｇ１ｂを透過したＸ線とでは、強度Ｉの変化の位相が異なる。
　そのため、この場合は、図１０Ｂに示したように、それらが足し合わされたＸ線の強度Ｉは、一方の小格子ｇ１ａを透過したＸ線の強度Ｉ３の位相（図１０Ａ中の実線参照）と、他方の小格子ｇ１ｂを透過したＸ線の強度Ｉ３の位相（図１０Ａ中の二点鎖線参照）のいずれとも異なる位相のサインカーブを描くように変化するようになる。
［Ｘ線検出器で吸収格子上のモアレ画像を撮影する場合についての考察］
　次に、Ｘ線タルボ撮影装置１の位相格子Ｇ１や吸収格子Ｇ２等で上記のような各現象が生じている場合に、吸収格子Ｇ２上に形成されるモアレ画像をＸ線検出器１４（図１参照）で撮影する場合について考察する。なお、以下では、Ｘ線検出器１４の変換素子４（図３参照）を画素という場合がある。
　前述したように、吸収格子Ｇ２の格子周期ｄ（図２等参照）は数μｍオーダーであるのに対し、Ｘ線検出器１４の各変換素子４（図３参照）の大きさ（すなわちいわゆる画素サイズ）は数十μｍから１００μｍ程度である。そのため、Ｘ線検出器１４の１つの変換素子４には、吸収格子Ｇ２の非スリット部数本から数十本分の種々の強度Ｉを有するＸ線が入射する。
　以下、説明を簡単にするために、Ｘ線検出器１４の１つの変換素子４に、吸収格子Ｇ２の非スリット部３本分のＸ線が入射するとして説明する。この場合、吸収格子Ｇ２に対する変換素子４の配置次第で、変換素子４から読み出される信号値の状態が変わり、コントローラー１６（図１参照）や外部の画像処理装置における画像補正処理の際の変換素子４（すなわち画素）の扱いが変わる。
［変換素子が正常画素として扱われる場合］
　いま、Ｘ線タルボ撮影装置１における各格子の構成が前述した図７に示した状態と同じ状態（図１１参照）である場合に、図１１中のＡで示される位置に変換素子４が配置されたとすると、変換素子４に対応する吸収格子Ｇ２の位置の非スリット部Ｓｎは全て前述したαの位置の非スリット部Ｓｎである。
　そして、αの位置では、図８Ｂに示したように、変換素子４に入射する各Ｘ線の強度Ｉの変化はいずれも同じ周期で、かつ同じ位相であるため、少なくとも互い打ち消し合うことはなく、上記のように格子が走査される間、サインカーブを描くように正常に変化する。そのため、変換素子４ではモアレ画像を正常に撮影することが可能（すなわち正常な信号値を読み出すことが可能）となる。以下、このようにモアレ画像を正常に撮影することが可能な変換素子４を正常画素という。
　そして、このように、吸収格子Ｇ２の各非スリット部Ｓｎを介して変換素子４に入射する全てのＸ線が、それらの強度が同じ周期で、かつ同じ位相で変化する場合、当該変換素子４は、モアレ画像を正常に撮影することが可能（すなわち正常な信号値を読み出すことが可能）な画素である正常画素として扱われる。
［変換素子がVisibility低下正常画素として扱われる場合］
　次に、図１１中のＢで示される位置に変換素子４が配置されたとすると、変換素子４に対応する吸収格子Ｇ２の位置の非スリット部Ｓｎの一部は前述したαの位置の非スリット部Ｓｎであり、他は前述したβの位置の非スリット部Ｓｎである。
　そして、この場合は、前述したように、βの位置の非スリット部Ｓｎを介して変換素子４に入射するＸ線には前述した素通しのＸ線が含まれるため、その分、変換素子４に入射するＸ線の強度Ｉはやや上方にシフトするが（図９Ｂ参照）、変換素子４に入射する各Ｘ線の強度Ｉの変化はいずれも同じ周期で、かつ同じ位相である。
　そのため、この場合も、変換素子４に入射する各各Ｘ線は、少なくとも互いに打ち消し合うことはなく、上記のように格子が走査される間、サインカーブを描くように正常に変化する。そのため、変換素子４ではモアレ画像を正常に撮影することが可能（すなわち正常な信号値を読み出すことが可能）となる。
　しかし、この場合は、上記の［各現象のまとめ］の（ｂ）の場合と同様に、変換素子４に入射するＸ線に素通しのＸ線が含まれるため、変換素子４に入射するＸ線の強度Ｉがやや上方にシフトする。そのため、その分だけ変換素子４に入射するＸ線の平均強度が上昇してVisibilityが低下するため、前述したようにして再構成されて生成される微分位相画像や小角散乱画像において、図１１中のＢで示される位置に配置された変換素子４に対応する画素のＳ／Ｎ比が、図１１中のＡで示される位置に配置された変換素子４に対応する画素のＳ／Ｎ比よりも悪くなる。
　このように、モアレ画像を正常に撮影することが可能であるがVisibilityが低下する変換素子４を、以下、Visibility低下正常画素という。そして、このようなVisibility低下正常画素は、コントローラー１６等で行われる画像補正処理では、上記の正常画素と同様に扱われるが、Visibility低下正常画素とされた変換素子４から読み出された信号値に対しては、必要に応じてノイズ除去等の処理が行われる。
［変換素子が欠損画素として扱われる場合］
　一方、図１１中のＣで示される位置に変換素子４が配置されたとすると、変換素子４に対応する吸収格子Ｇ２の位置の非スリット部Ｓｎの一部は前述したαの位置の非スリット部Ｓｎであり、一部は前述したβの位置の非スリット部Ｓｎであり、残りの一部は前述したγの位置の非スリット部Ｓｎである。
　この場合、変換素子４に入射するＸ線には、上記のように格子が走査される間、図１０Ａに一点鎖線で示したように強度Ｉが変化するＸ線（すなわちαの位置の非スリット部Ｓｎを介して入射するＸ線であり、小格子ｇ１ａを透過したＸ線）と、図１０Ａに実線で示したように強度Ｉが変化するＸ線（すなわちγの位置の非スリット部Ｓｎを介して入射するＸ線であり、小格子ｇ１ｂを透過したＸ線）とが同時に入射する。
　そのため、この場合は、上記の［各現象のまとめ］の（ｃ）の場合と同様に、変換素子４に入射する各Ｘ線の強度Ｉの変化の位相が異なるため、強度Ｉの変化の位相が異なるＸ線が同一の変換素子４に入射して足し合わされることで、その変換素子４で観測されるＸ線の強度Ｉの変化が、一方の小格子ｇ１ａを透過したＸ線の強度Ｉ３の位相と他方の小格子ｇ１ｂを透過したＸ線の強度Ｉ３の位相のいずれとも異なる位相のサインカーブを描くように変化するようになる。
　そして、このように他の変換素子４で検出されるＸ線の強度Ｉの位相の変化とは異なる位相でＸ線の強度Ｉが変化する場合、その変換素子４ではモアレ画像を適切に撮影することができなくなり、モアレ画像に基づいて再構成された微分位相画像や小角散乱画像では、当該画素の部分で画像を適切に形成することができなくなる。すなわち、その画素では、画像が欠損した状態になる。
　このように、２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂをそれぞれ透過した各Ｘ線が入射してＸ線の強度Ｉの変化が他の変換素子４での位相（すなわち一方の小格子ｇ１ａを透過したＸ線の強度Ｉの位相、或いは他方の小格子ｇ１ｂを透過したＸ線の強度Ｉの位相）とは異なる位相になってしまい、モアレ画像や微分位相画像、小角散乱画像等で画像が欠損してしまう可能性がある変換素子４を、以下、欠損画素という。そして、このような欠損画素については、コントローラー１６等における画像補正処理では、例えばその周囲の画素の信号値等を用いて補間する等して画像補正が行われる。
［変換素子がＤ～Ｇの位置に配置された場合］
　なお、図１１中のＤ、Ｅで示される位置に変換素子４が配置された場合には、変換素子４には、小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂをそれぞれ透過した各Ｘ線が入射するため、いずれの場合も、変換素子４は欠損画素ということになる。
　また、図１１中のＦで示される位置に変換素子４が配置された場合には、変換素子４には、素通しのＸ線と小格子ｇ１ｂを透過したＸ線とが入射するため、この場合、変換素子４はVisibility低下正常画素ということになる。
　さらに、図１１中のＧで示される位置に変換素子４が配置された場合には、変換素子４に入射するＸ線は全て小格子ｇ１ｂを透過したＸ線であるため、この場合、変換素子４は正常画素ということになる。
［位相格子を構成する小格子同士の間隔について］
　次に、上記の考察に基づいて、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１の位相格子Ｇ１を構成する小格子ｇ１のうち、隣接する小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔が満たすべき条件がどのような条件であるかについて説明する。その際、以下の各点を考慮することが必要になる。
（Ａ）前述した欠損画素は、位相格子Ｇ１を構成する小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂの端部同士の間隙に沿って線状に生じる（すなわちいわゆる線欠陥が生じる）可能性があり、その場合には、前述したように、コントローラー１６等での画像補正処理の際に線欠陥の画素の信号値等を用いて補間する等して画像補正が行われる。そして、例えば図１２に示すように線欠陥が連続して生じた場合は（ラインＬn、Ｌn+1参照）、その周囲のラインＬn-1やラインＬn+2上の各画素の信号値を用いて線形補間する等して、線欠陥が生じているラインＬn，Ｌn+1上の欠損画素の信号値を補正する。
　しかし、その際、例えば、ラインＬn，Ｌn+1上の欠損画素の部分に前述した患者の手指等の関節部分の軟骨（図２８中の矢印参照）が撮影されており、ラインＬn-1やラインＬn+2上の各画素には軟骨が撮影されていない場合に、上記のように補間処理を行ってしまうと、ラインＬn，Ｌn+1上の欠損画素の部分に撮影されていたはずの軟骨が、軟骨が撮影されていないラインＬn-1、Ｌn+2上の各画素の信号値を用いて補間される際に消えてしまい、微分位相画像中に軟骨が撮影されていない状態になってしまう。なお、欠損画素が３ライン以上連続する場合にはその可能性がより高くなる。
　そのため、欠損画素（すなわち線欠陥）が生じるとしても、多くても１ライン分に留める前提として考慮しなければならない。線欠陥が１ライン分であれば、上記のように補間処理を行っても、少なくとも微分位相画像中から軟骨がなくなってしまうことはない。
（Ｂ）上記のように欠損画素は、位相格子Ｇ１を構成する隣接する２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂをそれぞれ透過した各Ｘ線が１つの変換素子４に入射することによって生じる。その際、例えば図６に示したように２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂの各非スリット部Ｓｎが同じ格子周期で平行に並ぶ場合もないわけではないが、最悪の場合を想定して、２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂをそれぞれ透過した各Ｘ線が１つの変換素子４に入射する場合には、一律に、そのような変換素子４は欠損画素として扱われる。
　また、例えば、小格子ｇ１ａと小格子ｇ１ｂとの間隔が開け過ぎていて、変換素子４に前述した素通しのＸ線（すなわち小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂのいずれも透過していないＸ線）のみが入射する場合もあり得る。そして、その場合も、変換素子４ではモアレ画像を撮影することができないため、そのような変換素子４も欠損画素として扱われる。
　以上の各点を踏まえた上で、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１の位相格子Ｇ１を構成する小格子ｇ１のうち、隣接する小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔が満たすべき条件について考察する。
　上記の間隔は、正確には、位相格子Ｇ１を構成する複数の小格子ｇ１のうち、隣接する２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂの各非スリット部Ｓｎの中で、相手方の小格子に最も近い位置に形成されている非スリット部Ｓｎ同士の間隔（以下、この間隔をｘ１とする。）である。すなわち、この間隔ｘ１は、図６や図７では、小格子ｇ１ａの図中最も右側の非スリット部Ｓｎと、小格子ｇ１ｂの図中最も左側の非スリット部Ｓｎとの間隔である。なお、以下、簡単に小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１という。
　図１３や以下の各図において、ＳｌとＳｒをそれぞれ線源格子Ｇ０に形成されている各スリットＳのうち最も外側の位置に形成されているスリットとすると、例えば図１３に示すように、位相格子Ｇ１を構成する小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂの端部同士を非常に接近させた場合（すなわち小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１≒０）、Ｘ線検出器１４の図中Ｒで示す範囲には、小格子ｇ１ａを透過したＸ線と小格子ｇ１ｂを透過したＸ線のいずれもが入射するため、この範囲Ｒの部分を撮影する変換素子４は欠損画素になる。なお、図１３以下の各図では、図を見やすくするために、変換素子４が実際より非常に大きく記載されている。
　また、小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１を拡げていくと、図１４に示すように、Ｘ線検出器１４上の上記の範囲Ｒは狭まっていくが、範囲Ｒの部分が図１４に示すようにＸ線検出器１４の２つの変換素子４Ａ、４Ｂで撮影される可能性があり、２つの変換素子４Ａ、４Ｂ（実際には紙面に直交する方向に延在する２列の変換素子４）とも欠損画素になってしまう可能性がある。
　そのため、この場合は、図１２に示したように、線欠陥が２本（すなわち２画素分）連続して生じてしまう可能性がある。そして、上記の範囲Ｒの幅が０にならない限り、線欠陥が２本連続して生じる可能性がなくならない。そのため、線欠陥が２本連続して生じることがないようにするためには、上記の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１を図１５に示す状態まで拡げる必要がある。すなわち、図１５に示す状態における間隔ｘ１が、上記の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１の下限値ｘ１minになる（この場合、上記の範囲Ｒの幅は０になる。）。
　そして、間隔ｘ１の下限値ｘ１minは、図１５に示すように、線源格子Ｇ０と位相格子Ｇ１との距離をｚ１、線源格子Ｇ０とＸ線検出器１４の変換素子４との距離をｚｄ、線源格子Ｇ０に形成されているスリットのうち最も外側の位置に形成されているスリットＳｌ、Ｓｒ同士の間隔をＤｓとするとき、
　　ｘ１min：Ｄｓ＝（ｚｄ－ｚ１）：ｚｄ
　∴ｘ１min＝Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ１）／ｚｄ　　…（３）
を演算することにより算出することができる。
　そして、この場合、図１６Ａに示すように、上記のＸ線検出器１４上の範囲Ｒ（幅は０）の変換素子４Ｄには、２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂをそれぞれ透過した各Ｘ線が入射するため、変換素子４Ｄは欠損画素になる。しかし、変換素子４Ｄに隣接する変換素子４Ｃや変換素子４Ｄに隣接する変換素子４Ｅに、２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂをそれぞれ透過した各Ｘ線が同時に入射することはないため、変換素子４Ｃ、４Ｅは少なくとも欠損画素にはならない。そのため、この場合、線欠陥は１本（すなわち１画素分）しか生じない。
　また、図１６Ｂに示すように、２つの変換素子４Ｆ、４Ｇの境界部分が吸収格子Ｇ２上の範囲Ｒ（幅は０。すなわち、この場合、範囲ＲはＸ線の境界を表す線になる。）の直下に位置する場合、変換素子４Ｆや変換素子４Ｇに、２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂをそれぞれ透過した各Ｘ線が同時に入射することはない。そのため、変換素子４Ｆ、４Ｇは少なくとも欠損画素にはならない（変換素子４Ｆ、４ＧはVisibility低下正常画素になる。）。そのため、この場合は、欠損画素は発生せず、線欠陥も発生しない。
　このように、上記のように構成すれば、少なくとも図１２に示したように線欠陥が２本連続して生じてしまうような事態が生じることは確実に防止される。
　次に、上記の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１の上限値ｘ１maxについて説明する。図１５に示した状態から、小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１をさらに開いていくと、図１７に示す状態になる。その際、図中Ｒ＊で示す範囲には、Ｘ線が小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂのいずれも透過せず素通しの状態で照射される。
　そして、この場合、図１８Ａに示すように、上記のＸ線検出器１４上の範囲Ｒ＊が１つの変換素子４Ｄ＊内に収まる場合、変換素子４Ｄ＊には２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂをそれぞれ透過した各Ｘ線が入射するため、変換素子４Ｄ＊は欠損画素になる。しかし、変換素子４Ｄ＊に隣接する変換素子４Ｃ＊や変換素子４Ｅ＊に、２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂをそれぞれ透過した各Ｘ線が同時に入射することはない。そのため、変換素子４Ｃ＊、４Ｅ＊は少なくとも欠損画素にはならない（変換素子４Ｃ＊、４Ｅ＊はVisibility低下正常画素になる。）。そのため、この場合、線欠陥は１本しか生じない。
　また、図１８Ｂに示すように、上記のＸ線検出器１４上の範囲Ｒ＊が２つの変換素子４Ｆ＊、４Ｇ＊に跨るように位置する場合、変換素子４Ｆ＊や変換素子４Ｇ＊に、２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂをそれぞれ透過した各Ｘ線が同時に入射することはない。そのため、変換素子４Ｆ＊、４Ｇ＊は少なくとも欠損画素にはならない。そのため、この場合は、欠損画素は発生せず、線欠陥も発生しない。
　そして、小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１を図１７に示した状態からさらに開いていき、小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１をどこまで拡げることが可能か、すなわちその間隔ｘ１の上限値ｘ１maxはどのような状態かを考えると、図１８Ｂに示した状態から間隔ｘ１をさらに拡げていき、図１９に示すように、隣接する２つの変換素子４Ｆ＊、４Ｇ＊のいずれにも素通しのＸ線しか入射しなくなる場合（すなわち範囲Ｒ＊の幅が２つの変換素子４の大きさと一致する場合）の間隔ｘ１が上限値ｘ１maxということになる。
　なお、この場合、小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１が上記の上限値ｘ１maxになると、２つの変換素子４Ｆ＊、４Ｇ＊のいずれにも素通しのＸ線しか入射しなくなって欠損画素になり、線欠陥が２本連続して発生することになる可能性があるため、小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１は、上記の上限値ｘ１max未満の範囲しか取ることができない。
　そして、間隔ｘ１の上限値ｘ１maxは、図２０に示すように、線源格子Ｇ０と位相格子Ｇ１との距離をｚ１、線源格子Ｇ０とＸ線検出器１４の変換素子４との距離をｚｄ、線源格子Ｇ０に形成されているスリットのうち最も外側の位置に形成されているスリットＳｌ、Ｓｒ同士の間隔をＤｓ、変換素子２個分の大きさをＰとするとき、
　　（ｘ１max－Ｐ）：（Ｄｓ－Ｐ）＝（ｚｄ－ｚ１）：ｚｄ
　　ｘ１max－Ｐ＝（Ｄｓ－Ｐ）×（ｚｄ－ｚ１）／ｚｄ
　　ｘ１max＝Ｐ－Ｐ×（ｚｄ－ｚ１）／ｚｄ＋Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ１）／ｚｄ
　∴ｘ１max＝Ｐ×ｚ１／ｚｄ＋Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ１）／ｚｄ　　…（４）
を演算することにより算出することができる。
　従って、以上の考察から、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１のように、位相格子Ｇ１を、複数のスリットＳと非スリット部Ｓｎとが交互にかつ平行に形成された複数の小格子ｇ１を並設させた状態で構成する場合、位相格子Ｇ１を構成する複数の小格子ｇ１は、隣接する小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１が、
　　ｘ１min≦ｘ１＜ｘ１max　　…（５）
すなわち、上記の（３）式および（４）式を用いて、
　Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ１）／ｚｄ≦ｘ１＜Ｐ×ｚ１／ｚｄ＋Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ１）／ｚｄ
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（６）
で表される条件を満たす間隔になるように並設されているべきであることが分かる。
［効果］
　以上のように、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１によれば、位相格子Ｇ１は、複数のスリットＳと非スリット部Ｓｎとが交互にかつ平行に形成された複数の小格子ｇ１を並設させた状態で構成されており、位相格子Ｇ１を構成する複数の小格子ｇ１は、隣接する小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１が上記（６）式で表される条件を満たす間隔になるように並設されている。
　そのため、複数の小格子ｇ１を並設させて位相格子Ｇ１を構成することでモアレ画像や微分位相画像等の再構成画像に線欠陥（図１２参照）が生じるとしても、線欠陥が２本以上連続して生じる状態にはならず、生じる線欠陥を１本以下に抑えることが可能となる。そのため、線欠陥を画像補正しても、例えば微分位相画像中に撮影されている患者の手指等の関節部分の軟骨（図２８中の矢印参照）が画像補正処理により画像中から消えてしまうことを的確に防止することが可能となる。
　このように、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１によれば、複数の小格子ｇ１を並設させて位相格子Ｇ１を構成することでモアレ画像や微分位相画像等の再構成画像に線欠陥（図１２参照）が生じるとしても、撮影した複数のモアレ画像に基づいて再構成画像を適切に生成することが可能となる。すなわち、例えば上記のように患者の手指等の関節部分の軟骨を撮影した場合には、例えば図２８に示したように微分位相画像中に軟骨を適切に撮影することが可能となる。
　なお、図１５や図１６Ｂに示したように、位相格子Ｇ１を構成する複数の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１を下限値ｘ１minにした場合に、小格子ｇ１ａを透過したＸ線と小格子ｇ１ｂを透過したＸ線との境界（図１６ＢにおけるＲ参照）と、Ｘ線検出器１４内の２つの変換素子４Ｆ、４Ｇの境界部分とが対応するようにＸ線検出器１４が配置されていれば、２つの変換素子４Ｆ、４ＧはいずれもVisibility低下正常画素になるため、欠損画素は発生せず、線欠陥も発生しない。
　また、この場合、小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１を拡げていっても、図１８Ｂに示したように、変換素子４Ｆには小格子ｇ１ａを透過したＸ線と素通しのＸ線が入射し、変換素子４Ｇには小格子ｇ１ｂを透過したＸ線と素通しのＸ線が入射するため、変換素子４Ｆ、４Ｇはいずれも前述したVisibility低下正常画素になる。そのため、この場合も、欠損画素は発生せず、線欠陥も発生しない。
　そのため、Ｘ線検出器１４は、このように、２次元状に配列された複数の変換素子４のうち隣接する２つの変換素子４Ｆ、４Ｇの境界部分と、上記の間隔ｘ１を下限値ｘ１min（すなわちＤｓ×（ｚｄ－ｚ１）／ｚｄ（上記（６）式参照））にした場合（図１５参照）に隣接する２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂをそれぞれ透過したＸ線の境界Ｒとが対応するように配置されている（図１６Ｂ参照）ことが好ましい。
　しかし、図１６Ｂに示したように、Ｘ線検出器１４を、隣接する２つの変換素子４Ｆ、４Ｇの境界部分と上記のＸ線の境界Ｒとが正確に対応するように配置することは必ずしも容易ではない。
　そして、図１７に示したように、上記の間隔ｘ１が下限値ｘ１minよりも大きい場合、Ｘ線検出器１４の変換素子４に、図１８Ａに示した変換素子４Ｄ＊のように２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂをそれぞれ透過した各Ｘ線が同時に入射してしまうと当該変換素子４は欠損画素とするしかないが、図１８Ａに示した変換素子４Ｆ＊、４Ｇ＊のように、２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂをそれぞれ透過した各Ｘ線が同時に入射することがない場合には、当該変換素子４は少なくとも欠損画素にはならない（変換素子４Ｆ、４ＧはいずれもVisibility低下正常画素になる。）。
　そこで、例えば、上記のように、上記の間隔ｘ１が下限値ｘ１minよりも大きくなるように小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂが配置されている場合には、図１８Ｂに示した変換素子４Ｆ＊、４Ｇ＊のように、Ｘ線がいずれの小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂも透過せずに素通しの状態で照射される範囲Ｒ＊内に、隣接する２つの変換素子４の境界部分が配置されていれば、それらの変換素子４は少なくとも欠損画素にはならず、線欠陥も発生しない。そのため、Ｘ線検出器１４がこのように配置されていることが好ましい。
　一方、以上の考察では、小格子ｇ１に形成される、スリットＳや非スリット部Ｓｎが形成されていない、いわゆる格子の耳の部分（例えば図２に示した位相格子Ｇ１等の例におけるＴで示されるような部分）については考察しなかったが、例えば、図２１に示すように、各小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂの耳Ｔ同士を当接させた際に、小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１が上記の条件（上記（６）式参照）を満たす状態になるように耳Ｔをそれぞれ形成することが可能である。
　このように構成すれば、各小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂの耳Ｔ同士を当接させるだけで、小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂ同士の間隔ｘ１が上記の条件を満たすようにすることが可能となる。また、それとともに、上記のようにＸ線が素通しではなく、耳Ｔを透過して吸収格子Ｇ２（図２１では不図示）に到達するようになる。
　そのため、例えば図９Ａに示したＸ線の強度の一定値Ｉconが、Ｘ線が小格子ｇ１の非スリット部Ｓｎを透過した場合の強度と同程度になり、Ｘ線が素通しする場合に比べて、Ｘ線検出部１４の変換素子４に入射するＸ線の平均強度の上昇度合が低減されるためVisibilityの低下の度合の程度が抑えられ、当該変換素子４に対応する微分位相画像等の画素部分でのＳ／Ｎ比の悪化の程度をより低減することが可能となる。
［第２の実施の形態］
　次に、本発明の第１の実施形態として、Ｘ線タルボ撮影装置１の吸収格子Ｇ２（図１等参照）を複数の小格子を並設させた状態で構成した場合について説明する。具体的には、図示を省略するが、本実施形態では、第１の実施形態における位相格子Ｇ１（図５参照）の場合と同様に、吸収格子ｇ２が、複数のスリットＳと非スリット部Ｓｎとが交互にかつ平行に形成された複数の小格子ｇ１を並設させた状態で構成されている。
　なお、本実施形態においても、複数の小格子を並設させた吸収格子Ｇ２が平板状になるように構成した場合について説明するが、例えば前述した特許文献１や特許文献２に記載されているように、吸収格子Ｇ２がいわば湾曲した状態になるように複数の小格子を並設させるように構成することも可能であり、本発明には、この場合も含まれる。
　そして、この場合も、上記の第１の実施形態の位相格子Ｇ１を構成する２枚の小格子ｇ１ａ、ｇ１ｂの場合と同様に考えることができる。
　すなわち、例えば図２２に示すように、吸収格子Ｇ２を構成する隣接する２枚の小格子ｇ２ａ、ｇ２ｂの各非スリット部Ｓｎ（或いはスリットＳ）が、同じ格子周期で平行に並ぶように構成されていれば、位相格子Ｇ１の自己像と同じ周期で吸収格子Ｇ２の非スリット部Ｓｎ（或いはスリットＳ）が配置される状態になる。そのため、この場合は、図４に示した１枚の吸収格子Ｇ２の場合と同様に問題なくモアレ画像を撮影することができる。
　しかし、例えば図２３に示すように、吸収格子Ｇ２を構成する隣接する２枚の小格子ｇ２ａ、ｇ２ｂの端部同士が離れ、しかも、小格子ｇ２ｂの各非スリット部Ｓｎが、小格子ｇ２ａの非スリット部Ｓｎの格子周期（図中に二点鎖線で示す。）からずれた位置に配置された場合には注意が必要になる。
　すなわち、前述したように線源格子Ｇ０や位相格子Ｇ１、吸収格子Ｇ２を相対的に図中のｘ方向に移動させて走査させる場合、図２３に示した吸収格子Ｇ２のα＊の位置とβ＊の位置に入射するＸ線の強度は、同じ周期で、かつ同じ位相で変化する。
　また、吸収格子Ｇ２のγ＊の位置には非スリット部Ｓｎがないため、モアレ縞が有効に形成されない。
　さらに、吸収格子Ｇ２のδ＊の位置とε＊の位置に入射するＸ線の強度は同じ周期でかつ同じ位相で変化するが、吸収格子Ｇ２のα＊の位置やβ＊の位置に入射するＸ線の強度の変化とは位相がずれる。
　そして、本実施形態においても、Ｘ線検出器１４の変換素子４に、例えば図２３に示した吸収格子Ｇ２のα＊の位置やβ＊の位置に入射するＸ線（或いはδ＊の位置とε＊の位置に入射するＸ線）のように、互いに同じ周期でかつ同じ位相で変化するＸ線のみが入射する場合には、その変換素子４は正常画素として扱うことができる。
　また、例えば図２４に示す変換素子４Ｈ、４Ｉのように、吸収格子Ｇ２のα＊の位置やβ＊の位置に入射するＸ線（或いはδ＊の位置とε＊の位置に入射するＸ線）と、非スリット部Ｓｎがないγ＊の位置を透過したＸ線とが入射する場合には、変換素子４Ｈ、４Ｉは、第１の実施形態の場合と同様に、モアレ画像を正常に撮影することは可能であるがVisibilityが低下するVisibility低下正常画素として扱われる。
　また、例えば図２５に示す変換素子４Ｊのように、吸収格子Ｇ２のα＊の位置やβ＊の位置に入射するＸ線と、δ＊の位置とε＊の位置に入射するＸ線とが入射する場合には、それらのＸ線が変換素子４Ｊ上で足し合わされ、吸収格子Ｇ２のα＊の位置やβ＊の位置に入射するＸ線の強度Ｉの位相と、δ＊の位置とε＊の位置に入射するＸ線の強度Ｉの位相のいずれの位相とも異なる位相でＸ線の強度Ｉが変化するようになる。そのため、このような場合には、変換素子４Ｊは欠損画素として扱われる。
　以上のことを前提として、第１の実施形態の場合（図１３～図２０参照）と同様に考えると、図２６に示すように、小格子ｇ２ａ、ｇ２ｂ同士の間隔（正確には吸収格子Ｇ２を構成する複数の小格子のうち隣接する２枚の小格子ｇ２ａ、ｇ２ｂの各非スリット部Ｓｎの中で相手方の小格子に最も近い位置に形成されている非スリット部Ｓｎ同士の間隔）をｘ２、線源格子Ｇ０と吸収格子Ｇ２との距離をｚ２、線源格子Ｇ０とＸ線検出器１４の変換素子４との距離をｚｄ、線源格子Ｇ０に形成されているスリットのうち最も外側の位置に形成されているスリットＳｌ、Ｓｒ同士の間隔をＤｓとするとき、間隔ｘ２の下限値ｘ２minは、
　　ｘ２min：Ｄｓ＝（ｚｄ－ｚ２）：ｚｄ
　∴ｘ２min＝Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ　　…（７）
を演算することにより算出することができる。
　また、間隔ｘ２の上限値ｘ２maxは、図２７に示すように、変換素子２個分の大きさをＰとするとき、
　　（ｘ２max－Ｐ）：（Ｄｓ－Ｐ）＝（ｚｄ－ｚ２）：ｚｄ
　　ｘ２max－Ｐ＝（Ｄｓ－Ｐ）×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ
　　ｘ２max＝Ｐ－Ｐ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ＋Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ
　∴ｘ２max＝Ｐ×ｚ２／ｚｄ＋Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ　　…（８）
を演算することにより算出することができる。
　従って、以上のことから、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１のように、吸収格子Ｇ２を、複数のスリットＳと非スリット部Ｓｎとが交互にかつ平行に形成された複数の小格子ｇ２を並設させた状態で構成する場合、吸収格子Ｇ２を構成する複数の小格子ｇ２は、隣接する小格子ｇ２ａ、ｇ２ｂ同士の間隔ｘ２が、
　　ｘ２min≦ｘ２＜ｘ２max　　…（９）
すなわち、上記の（７）式および（８）式を用いて、
　Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ≦ｘ２＜Ｐ×ｚ２／ｚｄ＋Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１０）
で表される条件を満たす間隔になるように並設されているべきであることが分かる。
［効果］
　以上のように、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１によれば、吸収格子Ｇ２は、複数のスリットＳと非スリット部Ｓｎとが交互にかつ平行に形成された複数の小格子ｇ２を並設させた状態で構成されており、吸収格子Ｇ２を構成する複数の小格子ｇ２は、隣接する小格子ｇ２ａ、ｇ２ｂ同士の間隔ｘ２が上記（１０）式で表される条件を満たす間隔になるように並設されている。
　そのため、複数の小格子ｇ２を並設させて吸収格子Ｇ２を構成することでモアレ画像や微分位相画像等の再構成画像に線欠陥（図１２参照）が生じるとしても、線欠陥が２本以上連続して生じる状態にはならず、生じる線欠陥を１本以下に抑えることが可能となる。そのため、線欠陥を画像補正しても、例えば微分位相画像中に撮影されている患者の手指等の関節部分の軟骨（図２８中の矢印参照）が画像補正処理により画像中から消えてしまうことを的確に防止することが可能となる。
　このように、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１によれば、複数の小格子ｇ２を並設させて吸収格子Ｇ２を構成することでモアレ画像や微分位相画像等の再構成画像に線欠陥（図１２参照）が生じるとしても、撮影した複数のモアレ画像に基づいて再構成画像を適切に生成することが可能となる。すなわち、例えば上記のように患者の手指等の関節部分の軟骨を撮影した場合には、例えば図２８に示したように微分位相画像中に軟骨を適切に撮影することが可能となる。
　なお、図１や図２７等に示したように、吸収格子Ｇ２は位相格子Ｇ１よりもＸ線検出器１４に近い位置にある。そのため、例えば位相格子Ｇ１の間隔ｘ１をある長さｒだけ拡げた場合の前述した範囲Ｒや範囲Ｒ＊（図１３～図１９参照）の幅の変動に比べて、吸収格子Ｇ２の間隔ｘ２を同じ長さｒだけ拡げた場合の前述した範囲Ｒや範囲Ｒ＊の幅の変動は小さくなる。
　すなわち、位相格子Ｇ１の場合は、間隔ｘ１を少し変動させただけで上記の範囲Ｒや範囲Ｒ＊の幅が大きく変動するため、上記の間隔ｘ１の範囲（すなわち下限値ｘ１min以上上限値ｘ１max未満）をできるだけ大きく設定しておいた方がよい。
　しかし、吸収格子Ｇ２の場合は、位相格子Ｇ１の場合に比べて、間隔ｘ２を多少変動させても上記の範囲Ｒや範囲Ｒ＊の幅はさほど大きくは変動しない。そして、欠損画素をできるだけ少なくするという観点から言えば、上記の間隔ｘ２は、下限値ｘ２min以上である限り、できるだけ小さい方がよい。
　そこで、上記の考察では、図２７に示したように変換素子２個分の大きさをＰとして吸収格子Ｇ２における間隔ｘ２の上限値ｘ２maxを算出したが、例えば、変換素子１個分の大きさをｐとして、吸収格子Ｇ２における間隔ｘ２の上限値ｘ２maxを算出するように構成してもよい。
　その場合、吸収格子Ｇ２における間隔ｘ２の上限値ｘ２maxは、上記（８）式におけるＰをｐで置き換えれば算出できるため、
　　ｘ２max＝ｐ×ｚ２／ｚｄ＋Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ　　…（１１）
を演算することにより算出することができる。
　そのため、この場合は、吸収格子Ｇ２を、複数のスリットＳと非スリット部Ｓｎとが交互にかつ平行に形成された複数の小格子ｇ２を並設させた状態で構成する場合、吸収格子Ｇ２を構成する複数の小格子ｇ２は、隣接する小格子ｇ２ａ、ｇ２ｂ同士の間隔ｘ２が、
　Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ≦ｘ２＜ｐ×ｚ２／ｚｄ＋Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１２）
で表される条件を満たす間隔になるように並設されて構成される。
　そして、このように構成すれば、吸収格子Ｇ２に間隔ｘ２が存在することにより発生する欠損画素をより少なくすることが可能となる。
　一方、前述した位相格子Ｇ１を複数の小格子ｇ１で構成する場合と同様に、吸収格子Ｇ２をを複数の小格子ｇ２で構成する場合も、図２６に示したように、Ｘ線検出器１４が、２次元状に配列された複数の変換素子４のうち隣接する２つの変換素子４の境界部分と、上記の間隔ｘ２を下限値ｘ２min（すなわちＤｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ（上記（１０）式や（１２）式参照））にした場合に、隣接する２枚の小格子をそれぞれ透過したＸ線の境界Ｒとが対応するように配置されているように構成されていれば、欠損画素が発生せず、線欠陥も発生しなくなるため好ましい。
　しかし、図２６に示したように、Ｘ線検出器１４を、隣接する２つの変換素子４の境界部分と上記のＸ線の境界Ｒとが正確に対応するように配置することは必ずしも容易ではない。
　そのため、前述した位相格子Ｇ１を複数の小格子ｇ１で構成する場合と同様に、Ｘ線検出器１４を、上記の間隔ｘ２が下限値ｘ２minよりも大きい場合にＸ線がいずれの小格子ｇ２ａ、ｇ２ｂも透過せずに素通しの状態で照射される範囲内に、２次元状に配列された複数の変換素子４のうち隣接する２つの変換素子４の境界部分が配置されているように構成すれば、それらの変換素子４は少なくとも欠損画素にはならず、線欠陥も発生しない。そのため、Ｘ線検出器１４がこのように配置されていることが好ましい。
　なお、本発明が上記の実施形態等に限定されず、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。
　放射線画像撮影を行う分野（特に医療分野）において利用可能性がある。
１　Ｘ線タルボ撮影装置
４　変換素子
４Ｆ＊、４Ｇ＊　隣接する２つの変換素子
１１　Ｘ線発生装置
１４　Ｘ線検出器
Ｄｓ　線源格子の最も外側のスリット同士の間隔
Ｇ０　線源格子
Ｇ１　位相格子
ｇ１　小格子
ｇ１ａ、ｇ１ｂ　隣接する２枚の小格子
Ｇ２　吸収格子
ｇ２　小格子
ｇ２ａ、ｇ２ｂ　隣接する２枚の小格子
Ｐ　変換素子２個分の大きさ
ｐ　変換素子１個分の大きさ
Ｒ　Ｘ線の境界
Ｒ＊　Ｘ線が素通しの状態で照射される範囲
Ｓ　スリット
Ｓｎ　非スリット部
ｘ１　位相格子を構成する小格子同士の間隔（間隔）
ｘ２　吸収格子を構成する小格子同士の間隔（間隔）
ｚ１　線源格子と位相格子との距離
ｚ２　線源格子と吸収格子との距離
ｚｄ　線源格子とＸ線検出器の変換素子との距離

Claims (7)

  1. 　線源格子、位相格子および吸収格子と、
    　Ｘ線を照射するＸ線発生装置と、
    　２次元状に配列された複数の変換素子を備え、前記吸収格子上に形成されるモアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
    を備え、
    　少なくとも前記位相格子は、複数のスリットと非スリット部とが交互にかつ平行に形成された複数の小格子を並設させた状態で構成されており、
    　前記位相格子を構成する前記複数の小格子のうち、隣接する２枚の前記小格子の各非スリット部の中で相手方の前記小格子に最も近い位置に形成されている前記非スリット部同士の間隔をｘ１、前記線源格子と前記位相格子との距離をｚ１、前記線源格子と前記Ｘ線検出器の前記変換素子との距離をｚｄ、前記線源格子に形成されているスリットのうち最も外側の位置に形成されている前記スリット同士の間隔をＤｓ、前記変換素子２個分の大きさをＰとするとき、前記位相格子を構成する前記複数の小格子は、前記間隔ｘ１が下記の（１）式で表される条件を満たす間隔になるように並設されているＸ線タルボ撮影装置。
    　Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ１）／ｚｄ≦ｘ１＜Ｐ×ｚ１／ｚｄ＋Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ１）／ｚｄ
    　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（１）
  2. 　前記Ｘ線検出器は、２次元状に配列された複数の前記変換素子のうち隣接する２つの前記変換素子の境界部分と、前記間隔ｘ１を下限値Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ１）／ｚｄにした場合に隣接する２枚の前記小格子をそれぞれ透過したＸ線の境界とが対応するように配置されている請求項１に記載のＸ線タルボ撮影装置。
  3. 　前記Ｘ線検出器は、前記間隔ｘ１が下限値Ｄｓ×（ｚ２－ｚ１）／ｚ２よりも大きい場合にＸ線がいずれの前記小格子も透過せずに素通しの状態で照射される範囲内に、２次元状に配列された複数の前記変換素子のうち隣接する２つの前記変換素子の境界部分が配置されている請求項１に記載のＸ線タルボ撮影装置。
  4. 　線源格子、位相格子および吸収格子と、
    　Ｘ線を照射するＸ線発生装置と、
    　２次元状に配列された複数の変換素子を備え、前記吸収格子上に形成されるモアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
    を備え、
    　少なくとも前記吸収格子は、複数のスリットと非スリット部とが交互にかつ平行に形成された複数の小格子を並設させた状態で構成されており、
    　前記吸収格子を構成する前記複数の小格子のうち、隣接する２枚の前記小格子の各非スリット部の中で相手方の前記小格子に最も近い位置に形成されている前記非スリット部同士の間隔をｘ２、前記線源格子と前記吸収格子との距離をｚ２、前記線源格子と前記Ｘ線検出器の前記変換素子との距離をｚｄ、前記線源格子に形成されているスリットのうち最も外側の位置に形成されている前記スリット同士の間隔をＤｓ、前記変換素子２個分の大きさをＰとするとき、前記吸収格子を構成する前記複数の小格子は、前記間隔ｘ２が下記の（２）式で表される条件を満たす間隔になるように並設されているＸ線タルボ撮影装置。
    　Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ≦ｘ２＜Ｐ×ｚ２／ｚｄ＋Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ
    　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（２）
  5. 　前記変換素子１個分の大きさをｐとするとき、前記吸収格子を構成する前記複数の小格子は、前記間隔ｘ２が下記の（３）式で表される条件を満たす間隔になるように並設されている請求項４に記載のＸ線タルボ撮影装置。
    　Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ≦ｘ２＜ｐ×ｚ２／ｚｄ＋Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄ
    　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（３）
  6. 　前記Ｘ線検出器は、２次元状に配列された複数の前記変換素子のうち隣接する２つの前記変換素子の境界部分と、前記間隔ｘ２を下限値Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄにした場合に隣接する２枚の前記小格子をそれぞれ透過したＸ線の境界とが対応するように配置されている請求項４または請求項５に記載のＸ線タルボ撮影装置。
  7. 　前記Ｘ線検出器は、前記間隔ｘ２が下限値Ｄｓ×（ｚｄ－ｚ２）／ｚｄよりも大きい場合にＸ線がいずれの前記小格子も透過せずに素通しの状態で照射される範囲内に、２次元状に配列された複数の前記変換素子のうち隣接する２つの前記変換素子の境界部分が配置されている請求項４または請求項５に記載のＸ線タルボ撮影装置。
PCT/JP2016/086097 2016-03-28 2016-12-05 Ｘ線タルボ撮影装置 WO2017168844A1 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2018508377A JPWO2017168844A1 (ja) 2016-03-28 2016-12-05 Ｘ線タルボ撮影装置

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016063129 2016-03-28
JP2016-063129 2016-03-28

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2017168844A1 true WO2017168844A1 (ja) 2017-10-05

Family

ID=59963892

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2016/086097 WO2017168844A1 (ja) 2016-03-28 2016-12-05 Ｘ線タルボ撮影装置

Country Status (2)

Country Link
JP (1) JPWO2017168844A1 (ja)
WO (1) WO2017168844A1 (ja)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2020026303A1 (ja) * 2018-07-30 2020-02-06 株式会社島津製作所 回折格子
JPWO2019087605A1 (ja) * 2017-10-31 2020-04-02 株式会社島津製作所 Ｘ線位相差撮像システム

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007203061A (ja) * 2006-02-01 2007-08-16 Siemens Ag Ｘ線装置の焦点‐検出器システム
JP2012045099A (ja) * 2010-08-25 2012-03-08 Fujifilm Corp 放射線画像撮影用グリッド及びその製造方法、並びに放射線画像撮影システム
JP2013198661A (ja) * 2012-03-26 2013-10-03 Konica Minolta Inc 格子および格子の製造方法ならびに格子ユニットおよび格子ユニットの製造方法
JP2013541699A (ja) * 2010-09-03 2013-11-14 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ サンプリングを改善した微分位相差イメージング
JP2014006047A (ja) * 2010-10-19 2014-01-16 Fujifilm Corp 放射線画像撮影用グリッド及びその製造方法、並びに放射線画像撮影システム
WO2014187885A1 (de) * 2013-05-22 2014-11-27 Siemens Aktiengesellschaft Phasenkontrast-rontgenbildgebungsvorrichtung

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007203061A (ja) * 2006-02-01 2007-08-16 Siemens Ag Ｘ線装置の焦点‐検出器システム
JP2012045099A (ja) * 2010-08-25 2012-03-08 Fujifilm Corp 放射線画像撮影用グリッド及びその製造方法、並びに放射線画像撮影システム
JP2013541699A (ja) * 2010-09-03 2013-11-14 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ サンプリングを改善した微分位相差イメージング
JP2014006047A (ja) * 2010-10-19 2014-01-16 Fujifilm Corp 放射線画像撮影用グリッド及びその製造方法、並びに放射線画像撮影システム
JP2013198661A (ja) * 2012-03-26 2013-10-03 Konica Minolta Inc 格子および格子の製造方法ならびに格子ユニットおよび格子ユニットの製造方法
WO2014187885A1 (de) * 2013-05-22 2014-11-27 Siemens Aktiengesellschaft Phasenkontrast-rontgenbildgebungsvorrichtung

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPWO2019087605A1 (ja) * 2017-10-31 2020-04-02 株式会社島津製作所 Ｘ線位相差撮像システム
WO2020026303A1 (ja) * 2018-07-30 2020-02-06 株式会社島津製作所 回折格子

Also Published As

Publication number Publication date
JPWO2017168844A1 (ja) 2019-02-07

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6448649B2 (ja) 収集及び再構築技術を含む離調構成に基づく大視野位相差撮影法
JP5475737B2 (ja) 放射線撮影装置及び画像処理方法
JP5796908B2 (ja) 放射線位相画像撮影装置
JP5174180B2 (ja) Ｘ線撮像装置およびｘ線撮像方法
JP2012090945A (ja) 放射線検出装置、放射線撮影装置、放射線撮影システム
JP6187298B2 (ja) Ｘ線撮影システム及び画像処理方法
JP5783987B2 (ja) 放射線撮影装置
JP2016501630A5 (ja)
JP2015519091A (ja) 医療用放射線撮像のためのハイブリッドｐｃｉシステム
JP2011174715A (ja) Ｘ線撮像装置
JP2015213681A (ja) 等価ファントム、および等価ファントムを用いたｘ線タルボ撮影装置の品質評価方法
JP2014135989A (ja) 医用画像システム
WO2017168844A1 (ja) Ｘ線タルボ撮影装置
JP6881682B2 (ja) Ｘ線イメージング装置
JP2017518099A (ja) コンピュータ断層撮影（ｃｔ）ハイブリッドデータ収集
US11051774B2 (en) Computed tomography apparatus and associated method
WO2019239624A1 (ja) Ｘ線イメージング装置
JP2018102558A (ja) Ｘ線位相撮影装置
WO2012169426A1 (ja) 放射線撮影システム
WO2012169427A1 (ja) 放射線撮影システム
JP6237001B2 (ja) 医用画像処理装置及び位相画像生成方法
JP2013146537A (ja) 放射線撮影装置及び画像処理方法
JPWO2017094294A1 (ja) Ｘ線タルボ撮影装置
WO2012147749A1 (ja) 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
JP6665504B2 (ja) Ｘ線タルボ撮影装置

Legal Events

Date Code Title Description
ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2018508377

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 16897060

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 16897060

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1