WO2019130848A1 - Ｘ線撮影装置 - Google Patents

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WO2019130848A1
WO2019130848A1 PCT/JP2018/041496 JP2018041496W WO2019130848A1 WO 2019130848 A1 WO2019130848 A1 WO 2019130848A1 JP 2018041496 W JP2018041496 W JP 2018041496W WO 2019130848 A1 WO2019130848 A1 WO 2019130848A1
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grating
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ray
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晃一 田邊
和田　幸久
敏 徳田
哲 佐野
日明 堀場
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株式会社島津製作所
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    • G01N23/02—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
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Definitions

  • the present invention relates to an X-ray imaging apparatus provided with a grating in which a grating pattern is formed to diffract or block X-rays emitted from an X-ray source.
  • An X-ray imaging apparatus is conventionally known that includes a grating having a grating pattern formed to diffract X-rays emitted from an X-ray source.
  • Such an X-ray imaging apparatus is disclosed, for example, in Kai Scherer, et al., "Toward Clinically Compatible Phase-Contrast Mammography", PLOS ONE, US, PLOS, June 25, 2015, DOI: 10.1371 / Journal.pone 0130776. It is done.
  • a phase imaging apparatus (X-ray imaging apparatus) including a phase grating in which a grating pattern is formed so as to diffract selected X-rays, and a detector for detecting X-rays diffracted by the phase grating.
  • a method of detecting X-rays diffracted by the phase grating a method of further providing a grating for causing interference with a self-image generated by the phase grating separately from the phase grating that diffracts X-rays, a detector of a minute pixel is used
  • a method of directly detecting a self-image or a method of forming scintillators (materials for detecting X-rays) in a grid shape to cause interference with the self-image.
  • a phase differential image (refractive image) and a dark field image (scattered image) are generated in addition to an absorption image obtained by ordinary X-ray imaging without using a phase grating.
  • a judgment of tumor quality is made by interpreting light shadows and shapes in the absorption image.
  • the dark field image it is known that it is excellent in calcification (calcification of calcium) of tissue caused by breast cancer and in depiction of cancer boundaries.
  • an X-ray imaging apparatus such as Kai Scherer, et al., "Toward Clinically Compatible Phase-Contrast Mammography", PLOS ONE, US, PLOS, June 25, 2015, DOI: 10.1371 / Journal.pone 0130776
  • X-ray imaging apparatus such as Kai Scherer, et al., "Toward Clinically Compatible Phase-Contrast Mammography", PLOS ONE, US, PLOS, June 25, 2015, DOI: 10.1371 / Journal.pone 0130776
  • This invention was made in order to solve the above subjects, and one objective of this invention is a diagnosis (evaluation) based on the image image
  • an X-ray imaging apparatus comprises an X-ray source, and a grating pattern formed to diffract or block X-rays emitted from the X-ray source.
  • a detector including a grating, a first detection region for detecting an X-ray arriving through the first grating, and a second detection region for detecting an X-ray arriving without passing through the first grating;
  • a relative position changing unit that changes the relative positions of the first detection area and the second detection area with respect to the subject, and phase or scattering based on the plurality of first images acquired in the first detection area at the plurality of relative positions with respect to the subject
  • an image processing unit that generates a contrast image and generates an absorption image based on a plurality of second images acquired in the second detection area at a plurality of relative positions with respect to the subject.
  • the image processing unit performs phase or scattering based on the plurality of first images acquired in the first detection area at the plurality of relative positions with respect to the subject.
  • a contrast image is generated, and an absorption image is generated based on the plurality of second images acquired in the second detection area at the plurality of relative positions with respect to the subject.
  • the phase or scatter contrast image and the absorption image can be generated based on the first image and the second image acquired simultaneously, so that each of the normal X-ray imaging and the X-ray phase imaging can be obtained.
  • the shooting position of the subject in the image can be easily matched.
  • the imaging positions of the subject in each image can be made to be easy to match, so that ordinary X-ray imaging It is possible to suppress the decrease in the accuracy of diagnosis (evaluation) based on the image captured by X-ray phase imaging and X-ray phase imaging.
  • diagnosis evaluation in the medical examination, the evaluation in the nondestructive inspection, etc., the same object is depicted only with the part that is easily depicted by either the absorption image or the phase differential image and the dark field image and the other.
  • the diagnosis (evaluation) can be performed with high accuracy when there is a part that is likely to be damaged.
  • the image processing unit generates a dark field image based on the plurality of first images acquired in the first detection area at the plurality of relative positions with respect to the subject.
  • An absorption image is generated based on the plurality of second images acquired in the second detection area at the plurality of relative positions with respect to the subject.
  • a diagnosis is accurately performed by combining an absorption image for judging goodness or badness of a tumor and a dark field image excellent in depiction of calcification and cancer boundaries.
  • the relative position changing unit moves the imaging unit including the X-ray source and the detector and the first grating with respect to the subject, or the imaging unit and the first Movement that changes the relative position of the first detection area and the second detection area with respect to the subject either by moving the subject with respect to the grid or moving the first grid with respect to the subject and the imaging unit Including mechanisms.
  • the relative position of the first detection area and the second detection area to the subject can be easily changed by the moving mechanism.
  • the moving mechanism moves either the imaging unit and the first grating or the subject continuously in a predetermined direction while maintaining the relative position of the first grating with respect to the imaging unit.
  • the image processing unit causes the moving mechanism to set the relative position of the imaging unit and the first grid to the subject. It is configured to generate a phase or scatter contrast image and an absorption image based on each of the plurality of first images and the plurality of second images generated by continuously changing.
  • the plurality of first and second images aligned in the predetermined direction can be acquired by continuously changing the relative positions of the imaging unit and the first grating with respect to the subject in the predetermined direction. it can.
  • a large area phase or scattering contrast image and an absorption image can be easily generated based on the plurality of first and second images aligned in the predetermined direction.
  • the phase or scattering contrast image can be generated only by continuously changing the relative position of the imaging unit and the first grating with respect to the subject in a predetermined direction, a self-image by the first grating can be formed.
  • X-ray phase imaging can be performed without precise adjustment of the positional relationship between the imaging unit and the first grating.
  • the first detection area and the second detection area are respectively relative to the subject with respect to the imaging unit and the first grid.
  • the moving mechanism is disposed side by side along the direction in which the position is continuously changed, and the movement mechanism is configured such that detection of the X-ray by the detector out of the first detection area and the second detection area is from the second detection area side. It is configured to change the relative position as done.
  • the acquisition of the second image in the second detection area can be started prior to the acquisition of the first image in the first detection area, so that the absorption based on the second image photographed halfway can be taken.
  • phase or scatter contrast image it may be determined whether a phase or scatter contrast image needs to be generated based on the first image acquired after the second image.
  • a phase or scatter contrast image is unnecessary from part of the absorption image
  • only normal X-ray imaging for generating the absorption image is continuously performed to generate the phase or scattering contrast image.
  • X-ray phase imaging it is possible to suppress unnecessary X-ray irradiation on a subject. Thereby, for example, in diagnosis in medical examination, it is possible to suppress an increase in the X-ray dose to which the patient is exposed.
  • Irradiation range including a first irradiation range adjusting unit for adjusting an irradiation range of X-rays reaching the detection region, and a second irradiation range adjusting unit for adjusting an irradiation range of X-rays reaching the second detection region It further comprises an adjusting member.
  • the first irradiation range adjusting unit and the second irradiation range adjusting unit can easily adjust the irradiation ranges of the X-rays reaching the first detection region and the second detection region, respectively.
  • the total amount of X-rays reaching each of the first detection area and the second detection area can be easily adjusted to an optimum amount for generating a phase or scatter contrast image and an absorption image.
  • the first irradiation range adjusting unit and the second irradiation range adjusting unit are disposed apart along a direction in which the relative positions of the imaging unit and the first grating with respect to the subject are continuously changed.
  • the first irradiation range adjusting unit and the second irradiation range adjusting unit are disposed apart from each other, and thus the first irradiation range adjusting unit and the second irradiation range adjusting unit are disposed apart from each other.
  • the adjustment of the irradiation range of the X-ray by the first irradiation range adjusting unit and the adjustment of the irradiation range of the X-ray by the second irradiation range adjusting unit can be easily performed independently as compared with the case where there is no.
  • the first irradiation range adjustment unit and the second irradiation range adjustment unit are disposed apart along the direction in which the relative positions of the imaging unit and the first grating with respect to the subject are continuously changed, To easily secure time for determining whether or not generation of a phase or scattering contrast image based on a first image acquired later than a second image is based on an absorption image based on a captured second image Can.
  • the irradiation range of the X-rays reaching the second detection region by the second irradiation range adjusting unit is the X-ray reaching the first detection region by the first irradiation range adjusting unit. It is configured to be smaller than the irradiation range of
  • the X-ray dose required to generate an absorption image based on the second image may be required to generate a phase or scatter contrast image based on the first image when generating an image of approximately the same resolution. Less than the resulting x-ray dose.
  • the X-ray dose reaching the second detection area can be made smaller than the X-ray dose reaching the first detection area, so that the phase or scattering contrast image based on the first image
  • the X-ray dose reaching the second detection area can be made smaller than the X-ray dose reaching the first detection area, so that the phase or scattering contrast image based on the first image
  • the adjusting unit is configured to adjust the irradiation range of the X-rays reaching the second detection area by changing the number of second irradiation range adjusting units in a state of transmitting the X-rays.
  • the second irradiation range adjusting unit can easily adjust the X-ray dose to reach the second detection area without passing through the grating in order to generate an absorption image.
  • the X-ray dose reaching the second detection area and used for generating the absorption image is optimum for each subject It can be easily adjusted to be the X dose.
  • the moving mechanism continuously changes the relative position of the imaging unit and the first grating to the subject
  • the spectrum of the X-ray which is disposed closer to the X-ray source than the subject and irradiates the first detection region
  • the spectra of the X-rays reaching the first detection region and the second detection region can be individually set to the first image independently of the spectra of the X-rays emitted from the X-ray source. It can be easily adjusted to a spectrum of x-rays suitable for producing an absorption image based on the based phase or scatter contrast image and the second image.
  • an adjustment mechanism that adjusts the relative position between the first grating and the first filter portion, and the relative position between the first grating and the second filter portion Further comprising
  • the first filter unit and the second filter unit respectively adjust the relative position with respect to the first grating so that the spectrum of the X-ray irradiated from the X-ray source is appropriately filtered.
  • the moving mechanism moves the first grid relative to the subject and the imaging unit to thereby make the first detection area and the second detection area relative to the subject.
  • the position is changed, and the imaging unit is configured to perform imaging a plurality of times, and the relative positions of the first detection area and the second detection area with respect to the subject are different for each imaging.
  • the first image and the second image are generated while the relative position is changed by the moving mechanism. According to this structure, it is possible to acquire a plurality of first images and second images which are acquired for each of a plurality of times of imaging and which have different relative positions.
  • the area of the detector required to generate the phase or scatter contrast image or absorption image can be made to coincide with the sum of the first detection area and the second detection area, for example, ordinary X-ray imaging
  • the distance for moving the first grating can be reduced.
  • a plurality of first detection areas and a plurality of second detection areas are provided, and are alternately arranged.
  • the position of the first detection area and the second detection at the time of the first photographing and the time of the second photographing By switching the position of the area so as to be opposite to each other, imaging is performed by combining the first image acquired by the first detection area and the second image acquired by the second detection area with only two imagings. A range of phase or scatter contrast and absorption images can be generated.
  • the first lattice can move a distance by which the first lattice is moved between the first photographing and the second photographing. It can be made smaller compared to the case where there are not provided a plurality. As a result of these, it is possible to reliably suppress an increase in the overall imaging time for performing normal X-ray imaging and X-ray phase imaging.
  • the first detection area and the second detection The device further includes a scattered radiation removal member disposed at a position corresponding to the second detection region in the region and for removing scattered radiation. According to this structure, it is possible to suppress that the scattered radiation other than the X-rays which is emitted from the X-ray source and reaches the second detection region without passing through the first grating reaches the second detection region. . As a result, generation of noise due to the influence of scattered radiation in the absorption image can be suppressed.
  • the distance from the subject of the second detection area is the subject of the first detection area. It is configured to be arranged to be smaller than the distance from.
  • the larger the distance from the subject to the detector the larger the part of the subject's penumbra (image blur) caused by the focal spot size of the X-ray source. Therefore, if configured as described above, it is possible to suppress an increase in image blurring that occurs in the absorption image detected in the second detection area.
  • the relative position changing unit preferably includes: incidence of X-rays to the subject in the first detection area and the second detection area
  • the imaging is performed a plurality of times so as to change the angle, and the first image and the second image are generated each time the incident angle is changed, and the image processing unit is configured to generate an X-ray to the subject.
  • the first image and the second image are selected to have the same incident angle as each other, and the phase or scatter contrast image and the absorption image are generated based on the selected first image and the second image.
  • phase or scatter contrast image and an absorption image in which the incident angles of X-rays to the subject are equal to each other, so that even if the subject is thick, the phase or scatter contrast image and absorption The image can be compared accurately.
  • the X-ray imaging apparatus preferably further comprises a second grating disposed between the first grating and the detector for causing interference with the self-image of the first grating.
  • interference fringes having a larger pitch than the self-image of the first grating can be formed by causing the self-image of the first grating and the second grating to interfere with each other.
  • the detection accuracy of the detector required for the phase or scattering contrast image is suppressed from being increased as compared with the case where the self-image of the first grating is directly detected. can do.
  • resolutions of images to be detected are different between the first detection area and the second detection area.
  • the resolution can be made different between the first image acquired in the first detection area and the second image acquired in the second detection area.
  • the images can each be generated at an appropriate resolution.
  • the detector includes a scintillator that detects X-rays and emits fluorescence, and a photodetector that detects fluorescence, and the scintillator is in a first detection area.
  • the structure is configured to be different between the corresponding part and the part corresponding to the second detection area. According to this structure, the first detection area and the second detection area can be made into a scintillator structure suitable for acquiring the first image and the second image, respectively. The image and the absorption image can each be generated in an appropriate manner.
  • A is a figure showing the lattice holder which the 1st lattice holds.
  • B is a figure showing a detection surface of a detector.
  • C is the figure which showed the detection surface of a detector, and the self-image by 1st grating
  • A is a figure showing a situation where a first detection area and a second detection area move with respect to a subject in the X-ray imaging apparatus according to the first embodiment.
  • (B) is a diagram showing that the positions of the first detection area and the second detection area with respect to the subject are different from the positions in (A).
  • (C) is a diagram showing that the positions of the first detection area and the second detection area with respect to the subject are different from the positions in (A) and (B).
  • (A) is a figure showing generation of an absorption image based on a plurality of 2nd images.
  • (B) is a figure showing generation of a phase contrast picture based on a plurality of 1st pictures. It is the model which showed the whole structure of the X-ray imaging apparatus by the 1st modification of 1st Embodiment.
  • FIG. 7A is a diagram showing movement of a first detection area and a second detection area with respect to a subject in the X-ray imaging apparatus according to the first modification of the first embodiment.
  • B is a diagram showing that the positions of the first detection area and the second detection area with respect to the subject are different from the positions in (A).
  • C is a diagram showing that the positions of the first detection area and the second detection area with respect to the subject are different from the positions in (A) and (B). It is the model which showed the whole structure of the X-ray imaging apparatus by the 2nd modification of 1st Embodiment.
  • FIG. 7A is a diagram showing movement of a first detection area and a second detection area with respect to a subject in an X-ray imaging apparatus according to a second modification of the first embodiment.
  • B is a diagram showing that the positions of the first detection area and the second detection area with respect to the subject are different from the positions in (A).
  • C is a diagram showing that the positions of the first detection area and the second detection area with respect to the subject are different from the positions in (A) and (B).
  • FIG. 10 is a diagram showing generation of a phase contrast image and an absorption image based on a plurality of first images and a plurality of second images in the X-ray imaging apparatus according to the second embodiment. It is the model which showed the whole structure of the X-ray imaging apparatus by the modification of 2nd Embodiment.
  • FIG. 14 is a diagram showing generation of a phase contrast image and an absorption image based on a plurality of first images and a plurality of second images in an X-ray imaging apparatus according to a modification of the second embodiment.
  • the X-ray imaging apparatus of 1st Embodiment it is the figure which showed the modification of the structure which is not equipped with a 2nd grating
  • FIG. 13 is a view showing a modification of the configuration in which the orientations of the lattice and the imaging unit and the moving directions of the imaging unit and the lattice with respect to the subject are different in the X-ray imaging apparatus of the first embodiment.
  • FIG. 14 is a diagram showing a modification of the configuration in which the distance from the subject in the second detection area to the second detection area is smaller than the distance from the subject in the first detection area in the X-ray imaging apparatus of the first embodiment; .
  • FIG. 16 is a diagram showing a modification of the configuration in which the distance from the subject in the second detection area to the second detection area is smaller than the distance from the subject in the first detection area in the X-ray imaging apparatus of the second embodiment.
  • the configuration of the X-ray imaging apparatus 100 according to the first embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1 and 2.
  • the X-ray imaging apparatus 100 is an imaging apparatus that can be used for diagnosis of breast cancer in mammography.
  • the X-ray imaging apparatus 100 is an imaging apparatus that can be used for diagnosis in medical examinations other than breast cancer, evaluation in nondestructive examination, and the like.
  • the X-ray imaging apparatus 100 includes an imaging unit 10 including an X-ray source 11 and a detector 12, a plurality of grating holders including grating holders 21, 22 and 23, collimators 31, 32 and A plurality of collimators including the reference numeral 33, filters 41a and 41b, a control unit 50, an object stage 53, and a moving mechanism 54 are provided.
  • the collimator 31 is an example of the “irradiation range adjusting member” in the claims.
  • the filters 41a and 41b are examples of the "first filter unit” and the "second filter unit” in the claims respectively.
  • the moving mechanism 54 is an example of the “relative position changer” in the claims.
  • the X-ray source 11, the collimator 33, the grating holder 23, the filters 41a and 41b, the collimator 31, the grating holder 21, the collimator 32, the grating holder 22, and the detector 12 are arranged in this order in the X-ray irradiation axis direction (optical axis direction, Z direction).
  • the horizontal direction and the vertical direction orthogonal to the optical axis direction of X-rays are taken as the X direction and the Y direction, respectively.
  • the X-ray source 11 generates X-rays by applying a high voltage.
  • the X-ray generated by the X-ray source 11 is configured to be irradiated in the direction (Z2 direction) in which the detector 12 is disposed.
  • the detector 12 detects X-rays emitted from the X-ray source 11 and converts the detected X-rays into an electrical signal.
  • the detector 12 is, for example, an FPD (Flat Panel Detector).
  • the detector 12 includes a plurality of conversion elements 12b (see FIG. 2B) disposed on the detection surface 12a on the X-ray source 11 side (Z1 side), and pixel electrodes disposed on the plurality of conversion elements 12b. (Not shown).
  • the plurality of conversion elements 12 b and the pixel electrodes are arranged side by side in the X direction and the Y direction at a predetermined cycle (pixel pitch).
  • the detection signal (image signal) of the detector 12 is sent to an image processing unit 50 a included in the control unit 50.
  • Lattice holding holes 21a, 22a and 23a are formed in the lattice holders 21, 22 and 23, respectively.
  • the grating holding holes 21a, 22a and 23a respectively hold a first grating G1, a second grating G2 and a third grating G3.
  • the first grating G1, the second grating G2 and the third grating G3 are each formed smaller than the grating holding holes 21a, 22a and 23a in the substantially X direction. There is.
  • an area A1 in which the lattice on the X2 side is disposed and an area A2 in which the lattice on the X1 side is not disposed are formed.
  • the first grating G1 is formed with a grating pattern so as to diffract the X-rays emitted from the X-ray source 11.
  • the first grating G1 is configured as a diffraction grating (phase grating) that changes the phase of the passing X-ray.
  • the first grating G1 has slits and an X-ray absorbing portion which are arranged in a substantially Y direction at a predetermined period (grating pitch). Each slit and the X-ray absorbing portion are formed to extend substantially in the X direction.
  • the first grating G1 is arranged between the X-ray source 11 and the second grating G2 and is provided to form a self-image (by the Talbot effect) by the X-rays emitted from the X-ray source 11 There is.
  • the Talbot effect when a coherent X-ray passes through a grating in which a slit is formed, an image (self-image) of the grating is formed at a predetermined distance (talbot distance) from the grating It means that.
  • the second grating G2 includes a plurality of slits and an X-ray absorbing portion arranged in a substantially Y direction at a predetermined period (grating pitch). Each slit and the X-ray absorbing portion are formed to extend substantially in the X direction.
  • the second grating G2 is disposed between the first grating G1 and the detector 12, and is provided to interfere with the self-image formed by the first grating G1.
  • the second grating G2 is disposed at a position separated by a Talbot distance from the first grating G1 in order to cause the self-image and the second grating G2 to interfere with each other.
  • the moiré 60 having a period larger than the grating pitch of the self-image on the detection surface 12a due to the interference between the self-image formed by the first grating G1 and the second grating G2 (FIG. 2C) Reference) is formed.
  • the third grating G3 is disposed between the X-ray source 11 and the first grating G1, and is configured as a grating (multi-slit) capable of microfocusing the X-rays irradiated from the X-ray source 11 It is done.
  • the collimator 31 is configured of a shielding member that shields X-rays.
  • collimator holes 31a and 31b configured to be openable and closable are formed.
  • the collimator holes 31a can adjust the irradiation range of the X-rays irradiated to the detector 12 through the first grating G1.
  • the collimator hole 31b can adjust the irradiation range of the X-ray irradiated to the detector 12 without passing through the first grating G1.
  • the collimator holes 31 a and 31 b are examples of the “first irradiation range adjusting unit” and the “second irradiation range adjusting unit” in the claims respectively.
  • the X-ray that has reached through the first grating G1 and the X-ray that has reached without passing through the first grating G1 are respectively the first detection region R1 and the X-ray. It is comprised so that it may detect by 2nd detection area
  • the first detection area R1 and the second detection area R2 it is possible to detect X-rays for generating the phase contrast image 71 (see FIG. 4) and the absorption image 72 (see FIG. 4), respectively. is there.
  • the first detection area R1 and the second detection area R2 are arranged side by side in the X direction and apart from each other in the X direction.
  • the phase contrast image 71 is an example of the “phase or scattering contrast image” in the claims.
  • the phase contrast image 71 is a generic name of an image captured using the first grating G1 and the second grating G2, and includes an absorption image, a phase differential image, and a dark field image.
  • the absorption image is an X-ray image imaged based on the difference in the degree of absorption of X-rays by the subject T.
  • the phase differential image is an X-ray image imaged based on the phase shift of the X-ray.
  • a dark field image is a Visibility image obtained by a change in Visibility based on small angle scattering of an object.
  • the dark field image is also referred to as a small angle scattering image. "Visibility" is the definition.
  • the absorption image 72 generated based on the X-rays detected in the second detection region R2 passes through a plurality of gratings including the first grating G1, as compared to the absorption image included in the phase contrast image 71. Since the image is based on the X-ray that has reached the detector 12 without, the contrast is increased.
  • the collimator 32 is formed with collimator holes 32 a and 32 b configured to be openable and closable.
  • the collimator holes 32a and 32b are formed in the X direction so as to correspond to the area A1 in which the lattice is arranged in the lattice holding hole 22a and the area A2 in which the lattice is not arranged.
  • the collimator holes 32a and 32b are formed in a size substantially corresponding to the irradiation range of the X-rays adjusted by the collimator holes 31a and 31b. Thereby, the collimator 32 can suppress that the scattered radiation other than the X-ray emitted from the X-ray source 11 reaches the first detection region R1 and the second detection region R2 of the detector 12 .
  • a collimator hole 33 a is formed in the collimator 33.
  • the collimator holes 33 a are provided to adjust the irradiation range of the X-rays generated from the X-ray source 11. Thereby, it is possible to suppress that X-rays generated from the X-ray source 11 are irradiated in a direction other than the detection surface 12 a of the detector 12.
  • the irradiation range of the X-rays reaching the second detection region R2 by the collimator holes 31b is smaller than the irradiation range of the X-rays reaching the first detection region R1 by the collimator holes 31a. It is configured. Specifically, the size of the collimator hole 31b is smaller than the size of the collimator hole 31a. In other words, in the X direction, the second detection area R2 is smaller than the first detection area R1.
  • the irradiation range of the X-rays narrowed by the collimator hole 31b is smaller than the irradiation range of the X-rays narrowed by the collimator hole 31a, so the irradiation range of the X-rays reaching the second detection region R2 is the 1 smaller than the irradiation range of X-rays reaching the detection region R1.
  • the filter 41a is disposed in the vicinity of the X-ray source 11 side (Z1 side) of the collimator hole 31a, and is configured to change the spectrum of X-rays passing through the collimator hole 31a.
  • the filter 41b is disposed in the vicinity of the X-ray source 11 side (Z1 side) of the collimator hole 31b, and is configured to change the spectrum of X-rays passing through the collimator hole 31b. Thereby, it is possible to adjust the spectrum of X-rays reaching the first detection region R1 and the second detection region R2.
  • the filter 41a and the filter 41b respectively adjust the incident X-rays to be a spectrum suitable for generating the phase contrast image 71 and the absorption image 72.
  • the filter 41a and the filter 41b are disposed at predetermined positions with respect to the first grating G1 in the Z-axis direction.
  • the control unit 50 includes an image processing unit 50a capable of generating an X-ray image. Further, the control unit 50 is configured to control the operation of the moving mechanism 54. Control unit 50 includes, for example, a central processing unit (CPU), a read only memory (ROM), a random access memory (RAM), and the like.
  • CPU central processing unit
  • ROM read only memory
  • RAM random access memory
  • the image processing unit 50 a is configured to generate a phase contrast image 71 and an absorption image 72 as an X-ray image based on the detection signal sent from the detector 12.
  • the image processing unit 50a includes, for example, a processor such as a graphics processing unit (GPU) or a field-programmable gate array (FPGA) configured for image processing.
  • a processor such as a graphics processing unit (GPU) or a field-programmable gate array (FPGA) configured for image processing.
  • the subject stage 53 has a mounting surface on which the subject T can be held.
  • the subject stage 53 may have, for example, a holding mechanism of the subject stage 53 such as a chuck mechanism or a hand mechanism (not shown).
  • a holding mechanism of the subject stage 53 such as a chuck mechanism or a hand mechanism (not shown).
  • the subject stage 53 is provided with a breast holding unit for holding a breast.
  • the moving mechanism 54 is arranged from the X-ray source 11 to the detector 12 arranged in the optical axis direction (Z direction) as shown by the thick arrow in FIG. It is configured to be able to move each part in substantially the X direction. That is, in the first embodiment, the moving mechanism 54 moves the imaging unit 10 including the X-ray source 11 and the detector 12 and the first grating G1 with respect to the subject T placed on the subject stage 53. Thus, the relative positions of the first detection area R1 and the second detection area R2 with respect to the subject T can be changed.
  • the moving mechanism 54 moves the imaging unit 10 and the first grating G1 continuously in a predetermined direction (X direction) while maintaining the relative position of the first grating G1 to the imaging unit 10
  • X direction a predetermined direction
  • the relative positions of the imaging unit 10 and the first grating G1 with respect to the subject T are continuously changed in a predetermined direction (X direction).
  • the direction in which the grating of the first grating G1 extends and the direction in which the conversion elements 12b of the detector 12 are arranged are inclined, and the imaging unit 10 including the first grating G1 and the detector 12
  • the object T is configured to move in a direction in which the conversion elements 12 b of the detector 12 are aligned.
  • the direction in which the grids of the first grid G1 extend is inclined by an angle ⁇ more than the X direction.
  • the direction in which the second grating G2 extends is also inclined by an angle ⁇ relative to the X direction.
  • FIG. 2A the direction in which the grids of the first grid G1 extend is inclined by an angle ⁇ more than the X direction.
  • the direction in which the second grating G2 extends is also inclined by an angle ⁇ relative to the X direction.
  • the detector 12 is arrange
  • the self-image diffracted by the first grating G1 and the moiré 60 generated by the second grating G2 are inclined by an angle ⁇ more than the X direction as shown in FIG. 2C.
  • the imaging unit 10 including the first grating G1 and the detector 12 is moved by the moving mechanism 54 in the X1 direction (the direction of the thick arrow in FIG. 2C) with respect to the subject T.
  • the moving mechanism 54 can move the imaging unit 10 including the X-ray source 11 and the detector 12 and the first grating G1 with respect to the subject T.
  • the moving mechanism 54 moves the configuration from the X-ray source 11 to the detector 12 arranged in line in the optical axis direction (Z direction) to the first direction with respect to the subject T by moving in the X direction. It is comprised so that the relative position of detection area R1 and 2nd detection area R2 may be changed. That is, as shown in FIG. 3, the positions of the first detection region R1 and the second detection region R2 can be moved in the X direction with respect to the subject T.
  • the detector 12 is configured such that the first detection region R1 and the second detection region R2 function as line sensors of multiline pixels. That is, as shown in FIG. 2, the first detection area R1 and the second detection area R2 are formed in the detection surface 12a in a rectangular shape formed by the short side in the X direction and the long side in the Y direction. It is.
  • the X-ray imaging apparatus 100 detects X-rays reaching the first detection region R1 and the second detection region R2 while moving the first detection region R1 and the second detection region R2 in the X direction with respect to the subject T. . Thereby, as shown in FIG. 4, the image processing unit 50a can acquire the plurality of first images 71a and the plurality of second images 72a.
  • the image processing unit 50a respectively reconstructs the plurality of first images 71a based on the plurality of first images 71a and the plurality of second images 72a, and a plurality of second images 72a. It is possible to generate an absorption image 72 which is reconstructed. As a result, a phase contrast image 71 and an absorption image 72 corresponding to the moving range in the X direction by the moving mechanism 54 are generated.
  • the moving mechanism 54 moves so that the first detection area R1 and the second detection area R2 pass the subject T, as shown in FIG.
  • a phase contrast image 71 and an absorption image 72 can be generated that includes the whole.
  • the control unit 50 performs normal X-ray imaging halfway, and selects whether or not to perform X-ray phase imaging based on an image generated by the normal X-ray imaging. It is configured to be possible. Specifically, in the first embodiment, in the movement mechanism 54, detection of X-rays by the detector 12 is performed from the side of the second detection region R2 out of the first detection region R1 and the second detection region R2. In addition, the relative positions of the first detection area R1 and the second detection area R2 with respect to the subject T are changed.
  • detection of the X-ray is started earlier than the first detection area R1, so acquisition of the second image 72a is started earlier than acquisition of the first image 71a.
  • the collimator holes formed in the plurality of collimators including the collimator 31 are configured to be openable and closable.
  • the control unit 50 checks the previously acquired second image 72a (the absorption image 72), and opens and closes the collimator hole 31a according to the necessity of the first image 71a (the phase contrast image 71). Thereby, it is possible to determine the presence or absence of irradiation of the X-ray to the first detection region R1. Further, in the first embodiment, since the first detection area R1 and the second detection area R2 are disposed apart in the X direction, the control unit 50 performs the first detection after confirming the first image 71a. It is possible to easily secure the processing time until determining the presence or absence of irradiation of the X-ray to the region R1.
  • the image processing unit 50a generates the phase contrast image 71 based on the plurality of first images 71a acquired in the first detection region R1 at the plurality of relative positions with respect to the subject T.
  • the absorption image 72 is generated based on the plurality of second images 72a acquired in the second detection region R2 at a plurality of relative positions with respect to the subject T.
  • the phase contrast image 71 and the absorption image 72 can be generated based on the first image 71a and the second image 72a acquired at the same time. Therefore, in normal X-ray imaging and X-ray phase imaging, The shooting position of the subject T in each image can be easily matched.
  • the imaging position of the subject T in each image can be made to be easy to match, so that the normal X-ray It is possible to suppress deterioration in the accuracy of diagnosis (evaluation) based on an image captured by imaging and X-ray phase imaging.
  • diagnosis evaluation
  • the diagnosis evaluation
  • contrast enhancement and spatial frequency processing are performed. It is possible to improve the diagnostic ability.
  • the image processing unit 50a performs the dark field image (phase) based on the plurality of first images 71a acquired in the first detection region R1 at a plurality of relative positions with respect to the subject T.
  • the contrast image 71) is generated, and the absorption image 72 is generated based on the plurality of second images 72a acquired in the second detection region R2 at a plurality of relative positions with respect to the subject T.
  • the absorption image generated by normal X-ray imaging and the dark field image generated by X-ray phase imaging can be easily generated in a state where the imaging positions of the subject are made to coincide.
  • the diagnosis is accurately performed by combining the absorption image 72 for judging the goodness of the tumor and the dark field image excellent in depiction of the calcification and the boundary of the cancer. be able to.
  • the moving mechanism 54 moves the imaging unit 10 including the X-ray source 11 and the detector 12 with respect to the subject T, and the first grating G1, thereby The relative positions of the first detection area R1 and the second detection area R2 with respect to T are changed. Thereby, the relative position of the first detection area R1 and the second detection area R2 with respect to the subject T can be easily changed by the moving mechanism 54.
  • the imaging unit 10 and the first grating G1 are set in the predetermined direction (X1
  • the relative position of the imaging unit 10 and the first grating G1 with respect to the subject T is continuously changed in a predetermined direction (direction X1) by continuously moving in the direction).
  • a plurality of first images 71a and a plurality of second images generated by the image processing unit 50a being continuously changed relative positions of the imaging unit 10 and the first grating G1 with respect to the subject T by the moving mechanism 54.
  • a phase contrast image 71 and an absorption image 72 are generated based on each of 72a.
  • the phase contrast image 71 and the absorption image 72 with a large area can be easily generated based on the plurality of first images 71a and the second images 72a aligned in the predetermined direction (X direction).
  • the phase contrast image 71 can be generated only by continuously changing the relative position of the imaging unit 10 and the first grating G1 with respect to the subject T in the predetermined direction (X1 direction). X-ray phase imaging can be performed without performing precise adjustment of the positional relationship between the imaging unit 10 for forming a self-image and the first grating G1.
  • the relative positions of the imaging unit 10 and the first grating G1 with respect to the subject T are continuously changed. Arranged along the (X direction).
  • the moving mechanism 54 is configured to change the relative position of the first detection area R1 and the second detection area R2 such that detection of X-rays by the detector 12 is performed from the second detection area R2 side. Do. As a result, acquisition of the second image 72a in the second detection area R2 can be started prior to acquisition of the first image 71a in the first detection area R1.
  • the second image 72a captured halfway Based on the absorption image 72, it is possible to determine whether or not generation of the phase contrast image 71 based on the first image 71a acquired after the second image 72a is necessary. As a result, when it is determined that the phase contrast image 71 is unnecessary from part of the absorption image 72, only normal X-ray imaging for generating the absorption image 72 is continuously performed to generate the phase contrast image 71. By not performing the X-ray phase imaging, it is possible to suppress the irradiation of the object T with unnecessary X-rays. Thereby, for example, in diagnosis in medical examination, it is possible to suppress an increase in the X-ray dose to which the patient is exposed.
  • the X-ray imaging apparatus 100 is disposed closer to the X-ray source 11 (Z1 side) than the subject T between the X-ray source 11 and the first grating G1
  • the collimator 31 includes a collimator hole 31a for adjusting the irradiation range of X-rays reaching the first detection area R1 and a collimator hole 31b for adjusting the irradiation range of X-rays reaching the second detection area R2.
  • the irradiation range of the X-rays reaching the first detection region R1 and the second detection region R2 can be easily adjusted by the collimator holes 31a and 31b, respectively.
  • the total amount of X-rays reaching each of the first detection region R1 and the second detection region R2 can be easily adjusted to an optimum amount for generating the phase contrast image 71 and the absorption image 72. it can.
  • the collimator holes 31a and 31b are in the direction (X direction) in which the relative positions of the imaging unit 10 and the first grating G1 with respect to the subject T are continuously changed. Arrange along the distance. Thereby, since the collimator holes 31a and the collimator holes 31b are disposed apart, the irradiation range of the X-rays by the collimator holes 31a is compared with the case where the collimator holes 31a and the collimator holes 31b are not disposed apart. And adjustment of the irradiation range of the X-ray by the collimator hole 31b can be easily performed independently.
  • the collimator holes 31a and the collimator holes 31b are disposed apart along the direction (X direction) in which the relative position of the imaging unit 10 and the first grating G1 to the subject T is continuously changed, It is easy to determine the necessity of generation of the phase contrast image 71 based on the first image 71a acquired after the second image 72a based on the absorption image 72 based on the second image 72a taken up to Can be secured.
  • the irradiation range of the X-rays reaching the second detection region R2 by the collimator holes 31b is the irradiation range of the X-rays reaching the first detection region R1 by the collimator holes 31a.
  • the X-ray dose reaching the second detection area R2 can be made smaller than the X-ray dose reaching the first detection area R1, so the phase contrast image 71 and the second image 72a based on the first image 71a
  • the X-ray imaging apparatus 100 is disposed closer to the X-ray source 11 (Z1 side) than the subject T, and the spectrum of X-rays irradiated to the first detection region R1 is A filter 41a to be adjusted, and a filter 41b that is disposed closer to the X-ray source 11 (Z1 side) than the subject T and that adjusts the spectrum of X-rays reaching the second detection region R2 are provided.
  • the spectra of X-rays reaching the first detection region R1 and the second detection region R2 can be individually and individually added to the first image 71a without depending on the spectra of X-rays emitted from the X-ray source 11.
  • the spectrum of X-rays suitable for generating the absorption image 72 based on the phase contrast image 71 based on the second image 72a can be easily adjusted.
  • the X-ray imaging apparatus 100 is disposed between the first grating G1 and the detector 12, and the second grating for causing interference with the self image of the first grating G1.
  • G2 is provided.
  • the self-image of the first grating G1 interfere with the second grating G2
  • the detection accuracy of the detector 12 required for the phase contrast image 71 is increased compared to the case where the self-image of the first grating G1 is directly detected. It can be suppressed.
  • first modified example of the first embodiment will be described with reference to FIGS. 5 and 6.
  • the first modified example of the first embodiment unlike the X-ray imaging apparatus 100 of the first embodiment provided with the collimator 31 in which one collimator hole 31 a and one collimator hole 31 b are formed, one collimator hole
  • the example provided with the collimator 231 in which 31a and the several collimator hole 231b were formed is demonstrated.
  • the same reference numerals are given to the same components as those in the first embodiment.
  • the X-ray imaging apparatus 200 includes collimators 231 and 232 instead of the collimators 31 and 32 of the X-ray imaging apparatus 100.
  • the collimator 231 is formed with one collimator hole 31 a and a plurality of (two) collimator holes 231 b. Further, in the collimator 232, one collimator hole 32a and a plurality of (two) collimator holes 232b are formed.
  • the collimator 231 is an example of the “irradiation range adjusting member” in the claims. Further, they are an example of the “second irradiation range adjustment unit” in the claims of the collimator hole 231b.
  • the first detection region R1 is obtained by performing X-ray imaging and X-ray phase imaging in a state where the plurality of collimator holes 231b and 232b are opened (state of FIG. 5).
  • the phase contrast image 71 and the absorption image 72 can be generated based on the X-rays detected in the plurality (two) of the second detection regions R2. That is, in the first modification of the first embodiment, two absorption images 72 shown in FIG. 4 can be acquired in parallel by the two second detection regions R2. By adding these absorption images 72, it is possible to secure twice the exposure time in the same photographing time.
  • the plurality of collimator holes 231b changes the number of collimator holes 231b in the state of transmitting X-rays to reach the second detection region R2. It is configured to adjust the irradiation range.
  • the collimator 231 changes the state in which both of the two collimator holes 231b are opened and the state in which one collimator hole 231b is opened and one collimator hole 231b is closed among the two collimator holes 231b. It is configured to be possible.
  • the collimator holes 232b formed in the collimator 232 are configured to open and close in correspondence with the open / close state of the collimator holes 231b. Thereby, it is possible to easily adjust the irradiation range of the X-rays reaching the second detection region R2.
  • the remaining structure of the first modification of the first embodiment is similar to that of the aforementioned first embodiment.
  • the X-ray imaging apparatus 200 is provided with a plurality of collimator holes 231b out of the collimator holes 31a and the collimator holes 231b, and the plurality of collimator holes 231b
  • the irradiation range of X-rays reaching the second detection region R2 is adjusted.
  • the X-ray dose to reach the second detection region R2 can be easily adjusted without passing through the grating to generate the absorption image 72 by the collimator hole 231b.
  • the X-ray dose reaching the second detection region R2 and used for generating the absorption image 72 is It can be easily adjusted to obtain an optimal X-ray dose every T.
  • the X-ray imaging apparatus 300 according to the second modification of the first embodiment is replaced by grating holders 321 and 322 in place of the grating holders 21, 22 and 23 of the X-ray imaging apparatus 200 of the first modification of the first embodiment. And 323 are provided. Similar to the grating holders 21, 22 and 23 of the X-ray imaging apparatus 200, grating holding holes 21a, 22a and 23a are formed in the grating holders 321, 322 and 323, respectively. Then, in the grating holding holes 21a, 22a and 23a, a region A302 in which the grating (the first grating G301, the second grating G302 and the third grating G303) is not disposed, and the grating is disposed along the X direction. The area A301 and the area A302 in which the grid is not arranged are arranged in this order.
  • the X-ray imaging apparatus 300 includes a collimator 331 and a collimator 332.
  • the collimator 331 has a collimator hole 231a and a plurality of collimator holes 231b so as to correspond to the region A301 in which the grid is arranged in the grid holding hole 21a formed in the grid holder 321 and the region A302 in which the grid is not arranged. Is formed.
  • the collimator 332 has a collimator hole 232a and a plurality of collimator holes 232b so as to correspond to the region A301 in which the grid is arranged in the grid holding hole 22a formed in the grid holder 22 and the region A302 in which the grid is not arranged. Is formed.
  • the first detection area R1 is obtained by performing X-ray imaging and X-ray phase imaging in a state where the plurality of collimator holes 231b and 232b are opened (state of FIG. 7).
  • the phase contrast image 71 and the absorption image 72 can be generated based on the X-rays detected in the plurality (two) of the second detection regions R2.
  • the second detection area R2 is disposed on both sides (X1 side and X2 side) of the first detection area R1 so as to sandwich the first detection area R1. It is possible to start acquisition of the second image 72a before acquisition of the first image 71a by moving the moving mechanism 54 in either direction of the X1 side or the X2 side with respect to T.
  • the remaining structure of the second modification of the first embodiment is similar to that of the aforementioned first embodiment and the first modification of the aforementioned first embodiment.
  • the second detection area R2 is set in the direction (X direction) in which the relative position of the imaging unit 10 and the first grating G301 to the subject T is continuously changed. It arrange
  • positions on both sides (X1 side and X2 side) so that 1st detection region R1 may be pinched along.
  • the imaging unit 10 including the X-ray source 11 and the detector 12 with respect to the subject T
  • the imaging unit 10 including the X-ray source 11 and the detector 12 with respect to the subject T
  • the same reference numerals are given to the same components as those in the first embodiment.
  • the X-ray imaging apparatus 400 of the second embodiment includes an imaging unit 10 including an X-ray source 11 and a detector 12, and a plurality of grating holders including grating holders 21, 22 and 23.
  • a scattered radiation grid 80, a control unit 450, and a moving mechanism 454 are provided.
  • the scattered radiation grid 80 is an example of the “scattered radiation removing member” in the claims.
  • the moving mechanism 454 is an example of the “relative position changer” in the claims.
  • grating holding holes 21a, 22a and 23a are formed in the grating holders 21, 22 and 23, respectively.
  • a first grating G401, a second grating G402 and a third grating G403 are held in the lattice holding holes 21a, 22a and 23a, respectively.
  • the first grating G401, the second grating G402, and the third grating G403 are smaller in size than the grating holding holes 21a, 22a and 23a, respectively, and have approximately half the size in the substantially X direction. It is formed.
  • the area A401 in which the lattice on the X2 side is disposed and the area A402 in which the lattice on the X1 side is not disposed are formed to have substantially the same size, respectively. There is.
  • the X-rays reached after passing through the first grating G 401 and not passing through the first grating G 401 are The X ray which has passed through is detected by the first detection region R401 and the second detection region R402, respectively. That is, in the first detection area R401 and the second detection area R402, it is possible to detect X-rays for generating the phase contrast image 471 (see FIG. 11) and the absorption image 472 (see FIG. 11), respectively. .
  • the phase contrast image 471 is an example of the “phase or scattering contrast image” in the claims.
  • the scattered radiation grid 80 is configured to remove scattered radiation other than X-rays emitted from the X-ray source 11.
  • the scattered radiation grid 80 is disposed at a position corresponding to the second detection region R402 in the X direction among the first detection region R401 and the second detection region R402.
  • the control unit 450 includes an image processing unit 450a capable of generating an X-ray image. Further, the control unit 450 is configured to control the operation of the moving mechanism 454.
  • the image processing unit 450 a is configured to generate a phase contrast image 471 and an absorption image 472 as an X-ray image based on the detection signal sent from the detector 12.
  • the moving mechanism 454 is configured to be able to move the first grating G401, the second grating G402 and the third grating G403 in the X direction in the grating holders 21, 22 and 23, respectively. That is, in the second embodiment, the moving mechanism 454 moves the first grating G401 relative to the subject T and the imaging unit 10 to thereby set the relative positions of the first detection area R401 and the second detection area R402 with respect to the subject T. It is configured to change.
  • the first grating G401, the second grating G402 and the third grating G403 are configured to be slidable to the X1 side and the X2 side.
  • the first grating G401, the second grating G402, and the third grating G403 are placed on the X1 side (the state in FIG. 9) and on the X2 side (the state in FIG. 10). be able to.
  • the imaging unit 10 is configured to perform imaging a plurality of times (twice).
  • the first image 471a (471b) and the first image 471a (471b) change the relative position by the moving mechanism 454 so that the relative positions of the first detection area R401 and the second detection area R402 with respect to the subject T differ for each imaging.
  • Two images 472a (472b) are configured to be generated.
  • the image processing unit 450a performs the first detection region R401 and the second detection.
  • the first image 471a and the second image 472a shown in the upper left of FIG. 11 are acquired by the X-rays detected in the region R402.
  • the image processing unit 450a performs the first detection region R401 and the second detection region R402.
  • the first image 471b and the second image 472b shown in the upper right of FIG. 11 are acquired from the detected X-rays, respectively.
  • the first image 471b and the second image 472b are images in which the imaging positions are opposite to the first image 471a and the second image 472a shown in the upper left of FIG. 11, respectively.
  • the image processing unit 450a obtains the first image 471a acquired in a state where the first grating G401, the second grating G402, and the third grating G403 are disposed on the X1 side (state of FIG. 9). And the first image 471b acquired in the state of being arranged on the X2 side (the state of FIG. 10) to generate a phase contrast image 471. In addition, the image processing unit 450a moves to the X2 side with the second image 472a acquired in the state where the arrangement of the first grating G401, the second grating G402, and the third grating G403 is disposed on the X1 side (state of FIG. 9).
  • the absorption image 472 is generated by combining the second image 472b acquired in the arranged state (state of FIG. 10). As a result, the phase contrast image 471 and the absorption image 472 are generated in a size larger than the area A 401 in which the grating is disposed and the area A 402 in which the grating is not disposed.
  • the remaining structure of the second embodiment is similar to that of the aforementioned first embodiment.
  • the image processing unit 450a generates the phase contrast image 471 based on the plurality of first images 471a acquired in the first detection region R401 at the plurality of relative positions with respect to the subject T.
  • the absorption image 472 is generated based on the plurality of second images 472a acquired in the second detection region R402 at a plurality of relative positions with respect to the subject T.
  • generation of the phase contrast image 471 and the absorption image 472 can be performed based on the first image 471a (471b) and the second image 472a (472b) simultaneously acquired, so that normal X-ray imaging and X
  • the imaging position of the subject T in each image can be easily made to coincide with line phase imaging.
  • the imaging positions of the subject T in the respective images can be easily made to coincide with each other as compared with the case where normal X-ray imaging and X-ray phase imaging are performed by separate devices. Therefore, it is possible to suppress a decrease in the accuracy of diagnosis (evaluation) based on an image captured by normal X-ray imaging and X-ray phase imaging.
  • the moving mechanism 454 moves the first grating G401 relative to the subject T and the imaging unit 10 to make the first detection area R401 and the second detection area for the subject T. It is configured to change the relative position of R402.
  • the relative position of the first detection area R401 and the second detection area R402 with respect to the subject T can be easily changed by the moving mechanism 454.
  • the imaging unit 10 is configured to perform imaging a plurality of times, and the first detection area R401 and the second detection area R402 with respect to the subject T are taken for each imaging.
  • the first image 471a (471b) and the second image 472a (472b) are generated in a state where the relative position is changed by the moving mechanism 454 so that the relative position is different.
  • the large-area phase contrast image 471 and the absorption image 472 can be easily generated based on the plurality of first images 471a (471b) and the second images 472a (472b) having different relative positions.
  • the region of the detector 12 necessary to generate the phase contrast image 471 or the absorption image 472 can be made to coincide with the sum of the first detection region R401 and the second detection region R402, a normal X-ray
  • the distance by which the first grating G1 is moved can be reduced as compared with the case where the first grating G1 is completely retracted from the X-ray irradiation range.
  • the X-ray imaging apparatus 400 is disposed at a position corresponding to the second detection area R402 in the first detection area R401 and the second detection area R402, and the scattered radiation is detected.
  • a scattered radiation grid 80 is provided for removal.
  • a plurality of (two for each) first grating G501, second grating G502 and third grating G503 are provided in the X direction.
  • the first grating G501, the second grating G502, and the third grating G503 are alternately arranged in the X direction. Specifically, as shown in FIG.
  • the first grating G501, the second grating G502 and the third grating G503 are respectively provided in the grating holding holes 21a, 22a and 23a, and from the X2 side to the X1 side ,
  • the region A501 in which the grating (the first grating G501, the second grating G502 and the third grating G503) is disposed, the region A502 in which the grating is not disposed, the region A501 in which the grating is disposed, and the grating Areas A 502 which are not included are arranged in this order.
  • the first detection region R501 and the second detection region R502 move from the X2 side toward the X1 side, the first detection region R501, the second detection region R502, the first detection region R501, the second It arrange
  • the scattered radiation grid 580 corresponds to the second detection area R502 in the X direction among the first detection area R501 and the second detection area R502 as in the X-ray imaging apparatus 400. It is placed in position.
  • the image processing unit 450a performs the first detection region R501 and the second detection region R502.
  • the image processing unit 450a arranges the first grating G501, the second grating G502, and the third grating G503 in such a manner that the region A501 in which the gratings are disposed and the region A502 in which the gratings are not disposed are opposite to those in FIG.
  • the first image 571b and the second image 572b shown in the upper right of FIG. 13 are acquired by the X-rays detected in the first detection region R501 and the second detection region R502, respectively.
  • the first image 571 b and the second image 572 b are images in which the imaging positions are opposite to the first image 571 a and the second image 572 a shown in the upper left of FIG. 13.
  • the image processing unit 450 a has a first image 571 a acquired by the first grating G501, the second grating G502, and the third grating G503 arranged as shown in FIG.
  • the phase contrast image 471 is generated by combining the first region 571b obtained in the state where the arranged area A501 and the not-arranged area A502 are arranged reverse to the arrangement of FIG.
  • the image processing unit 450a generates a second image 572a obtained by arranging the first grating G501, the second grating G502, and the third grating G503 as illustrated in FIG. 12, and the region A501 in which the grating is disposed.
  • An absorption image 472 is generated by combining the second image 572b acquired in a state in which the non-arranged area A 502 is arranged reverse to the arrangement in FIG.
  • a plurality of first detection areas R501 and a plurality of second detection areas R502 are provided, and are alternately arranged.
  • the position of the first detection area R501 and the second detection area at the time of the first photographing and the time of the second photographing By replacing the position of R 502 with each other so as to be opposite to each other, the second image acquired by the first image 571 a (571 b) acquired by the first detection area R 501 and the second detection area R 502 only by imaging twice.
  • a phase contrast image 471 and an absorption image 472 can be generated that span the imaging range combined with the image 572a (572b).
  • the first grating G501, the second grating G502, and the The distance by which the three gratings G503 are moved can be reduced as compared to the case where a plurality of first gratings G501, second gratings G502 and third gratings G503 are not provided. As a result of these, it is possible to reliably suppress an increase in the overall imaging time for performing X-ray imaging and X-ray phase imaging.
  • the moving mechanism 54 moves the imaging unit 10 including the X-ray source 11 and the detector 12 and the first grating G1 with respect to the subject T to perform the first
  • region R2 was shown, this invention is not limited to this.
  • the relative positions of the first detection area and the second detection area with respect to the subject may be changed by moving the subject with respect to the imaging unit and the first lattice.
  • the collimators 31 and 32 respectively have one collimator hole 31b and 32b for adjusting the irradiation range of the X-ray reaching the second detection region R2, respectively.
  • the collimators 231 and 232 respectively form two collimator holes 231b and 232b for adjusting the irradiation range of X-rays reaching the second detection region R2 is described.
  • the present invention is not limited to this.
  • the number of collimator holes for adjusting the irradiation range of X-rays reaching the second detection area may be three or more.
  • lattice G2 and G402 (G502) was shown in said 1st and 2nd embodiment, this invention is not limited to this.
  • the second grating may not be provided. In that case, for example, as shown in FIG. 14, the collimator arranged near the X-ray source side of the second grating may be omitted.
  • the X-ray imaging apparatus 600 is a modification of the first embodiment.
  • the third grating may not be provided. In such a case, it may not be possible to use a high-power X-ray source having a large focal spot size because microfocusing of X-rays by the third grating can not be performed.
  • the X-ray imaging apparatus 700 is a modification of the first embodiment.
  • the collimator 33 is provided.
  • the collimator is not disposed in the vicinity of the X-ray source 11.
  • the present invention is not limited to this.
  • the collimator in the configuration of the first embodiment, the collimator may not be disposed in the vicinity of the X-ray source. Further, in the configuration of the second embodiment, the collimator may be arranged in the vicinity of the X-ray source.
  • the direction in which the grating of the first grating G1 extends and the direction in which the conversion elements 12b of the detector 12 are arranged are inclined, and the imaging unit 10 including the first grating G1 and the detector 12
  • the imaging unit including the first grating G1 and the detector 12 is made to coincide with the direction in which the gratings of the first grating G1 extend and the direction in which the conversion elements 12b of the detectors are arranged.
  • the subject T may be configured to be moved in a direction inclined with respect to the direction in which the conversion elements 12 b of the detector 12 are arranged.
  • the present invention is not limited to this.
  • three or more photographing may be performed. In that case, while the movement distance of a lattice can be made small, it can control that the size of a lattice becomes large.
  • the first grating G501, the second grating G502, and the third grating G503 are arranged two by two in the X direction, but the present invention is not limited thereto. It is not limited.
  • the first lattice, the second lattice and the third lattice may be arranged three by three in the X direction.
  • the present invention is not limited to this.
  • a method of directly detecting a self-image using a detector having fine pixels may be used. That is, in the present invention, the resolution (resolution) of the image to be detected can be configured to be different between the first detection area and the second detection area. As a result, the resolution can be made different between the first image acquired in the first detection area and the second image acquired in the second detection area. It is possible to generate at an appropriate resolution. For example, since an area for acquiring an absorption image (second detection area) does not need to have fine pixels, an increase in the number of pixels can be suppressed by using a general detector that does not have fine pixels. Can.
  • the present invention is not limited to this.
  • a method of causing interference with the self-image using a detector having a scintillator in the form of a grid may be used. That is, in the present invention, the detector includes a scintillator that emits X-rays and emits fluorescence, and a photodetector that detects the fluorescence, and the scintillator corresponds to the first detection region and the second detection region.
  • the corresponding part may be configured to have a different structure.
  • the first detection area and the second detection area can be made into a scintillator structure suitable for acquiring the first image and the second image, respectively, so that the phase or scattering contrast image and the absorption image can be obtained. Can each be generated in an appropriate state.
  • detection sensitivity can be improved by using a scintillator having a general structure that is not lattice-like. .
  • the filter 41a and the filter 41b are arranged at predetermined positions with respect to the first grating G1 in the Z-axis direction, but the present invention is limited to this. Absent.
  • the relative position between the first grating G1 and the filter 41a may be different from the relative position between the first grating G1 and the filter 41b.
  • an adjustment mechanism may be provided to adjust the relative position between the first grating G1 and the filter 41a and the relative position between the first grating G1 and the filter 41b.
  • lattice G1 can be adjusted so that the spectrum of the X-ray irradiated from the X-ray source 11 may each be appropriately filtered.
  • the first detection area R1 (R401) and the second detection area R2 (R402) are arranged side by side in the X direction, but the present invention is not limited thereto. It is not limited. In the present invention, the first detection area and the second detection area may not be arranged in the X direction. In that case, for example, as in the X-ray imaging apparatus 800 (900) shown in FIG. 17 (FIG. 18), the distance L12 (L22) of the second detection area R802 (R902) from the subject T is the first detection area R401. It may be arranged to be smaller than the distance L11 (21) from the subject T.
  • the X-ray imaging apparatuses 800 and 900 are modifications of the first and second embodiments, respectively.
  • the X-ray imaging apparatus 800 includes a detector 812, a grating holder 822, and a collimator 832.
  • the detector 812 includes a detector portion 812a and a detector portion 812b whose positions in the Z direction are different from each other so that the distance from the subject T in the Z direction is different between the first detection region R1 and the second detection region R802.
  • the detector portion 912a is arranged such that the distance between the surface of the detector portion 912a on the first grating G1 side and the subject T is the distance L11.
  • the detector portion 912b is arranged such that the distance between the surface of the detector portion 912b on the first grating G1 side and the subject T is the distance L12 (smaller than the distance L11).
  • Grating holder 822 includes portions that differ in position in the Z direction so as to correspond to detector portion 812a and detector portion 812b.
  • the collimator 832 includes portions different in position in the Z direction so as to correspond to the detector portion 812a and the detector portion 812b.
  • the X-ray imaging apparatus 900 includes a detector 912 and a moving mechanism 954.
  • Detector 912 includes a detector portion 912a and a detector portion 912b different in position in the Z direction such that the first detection region R401 and the second detection region R902 have different distances from subject T in the Z direction.
  • the detector portion 912a is arranged such that the distance between the surface of the detector portion 912a on the first grating G1 side and the subject T is the distance L21.
  • the detector portion 912b is arranged such that the distance between the surface of the detector portion 912b on the first grating G1 side and the subject T is the distance L22 (which is smaller than the distance L21).
  • the moving mechanism 954 corresponds to the movement of the first grating G401, the second grating G402, and the third grating G403 in the X direction when changing the relative positions of the first detection region R401 and the second detection region R902 with respect to the subject T.
  • the detector portion 912a and the detector portion 912b are configured to move in the X direction.
  • the distance L12 (L22) from the subject T in the second detection area R802 (R902) can be made relatively small. Therefore, the second detection area R802 (R902) It is possible to suppress an increase in the penumbra (image blur) of the subject T caused by the focal spot size of the X-ray source generated in the absorption image detected in the above.
  • the imaging unit 10 arranges the first grating G401, the second grating G402, and the third grating G403 on the X1 side (state of FIG. 9) and on the X2 side.
  • the state the state shown in FIG. 10
  • the first grating G401, the second grating G402, and the third grating G403 may be configured to be photographed a plurality of times each in the state disposed on the X1 side and the state disposed on the X2 side. In that case, for example, as in the X-ray imaging apparatus 1000 shown in FIGS.
  • the imaging unit 10 changes the incident angle of X-rays to the subject T in the first detection region R401 and the second detection region R402.
  • the imaging may be performed a plurality of times, and the first image and the second image may be generated for each imaging in which the incident angle is changed.
  • the image processing unit selects the first image and the second image in which the incident angles of X-rays to the subject T are equal to each other, and the phase contrast is selected based on the selected first image and the second image. It may be configured to generate an image and an absorption image.
  • the X-ray imaging apparatus 1000 is a modification of the second embodiment.
  • the X-ray imaging apparatus 1000 includes a moving mechanism 54, a moving mechanism 454 and a control unit 1050.
  • the moving mechanism 54 and the moving mechanism 454 are respectively similar to the moving mechanisms provided in the X-ray imaging apparatus 100 and the X-ray imaging apparatus 400.
  • the control unit 1050 is configured to control the operation of the moving mechanism 54 and the moving mechanism 454.
  • the control unit 1050 includes an image processing unit 1050a.
  • the imaging unit 10 and the first grating G1 are moved by the moving mechanism 54 in a state in which the first grating G401, the second grating G402 and the third grating G403 are arranged on the X2 side (state of FIG. 19).
  • the imaging is performed at a plurality of positions in the X direction while the relative positions of the second grating G2 and the third grating G3 are continuously changed in a predetermined direction (X direction).
  • the image processing unit 1050a is configured to generate a plurality of first images captured at a plurality of positions in the X direction (the incident angles of the X-rays with respect to the subject T are different).
  • the imaging unit 10 is performed by the moving mechanism 54.
  • the imaging is performed at a plurality of positions in the X direction while continuously changing the relative position of the third grating G3 in a predetermined direction (X direction).
  • the image processing unit 1050a is configured to generate a plurality of second images captured at a plurality of positions in the X direction (the incident angles of the X-ray with respect to the subject T are different).
  • the image processing unit 1050a is based on the first image and the second image having the same incident angle to the subject T among the plurality of first images and the plurality of second images. It is possible to generate a phase contrast image and an absorption image. This makes it possible to generate a phase contrast image and an absorption image in which the incident angles of X-rays to the object T are equal to each other. Therefore, even when the object T has a thickness, the phase contrast image and the absorption image are accurately compared. can do.
  • the image processing unit 1050a generates a phase contrast image and an absorption image by combining a plurality of images having different X-ray incident angles to the subject T among the plurality of first images and the plurality of second images. Is possible. As a result, it is possible to generate a phase contrast image and an absorption image in which the resolution is improved in the incident direction of the X-ray on the subject T.
  • the moving mechanism 54 moves the configuration from the X-ray source 11 to the detector 12 arranged in the optical axis direction (Z direction) in the X direction
  • the imaging unit 10 performs imaging a plurality of times so as to change the incident angle of the X-ray to the subject T in the first detection region R1 and the second detection region R2, and It is possible to generate one image and a second image. Therefore, as in the X-ray imaging apparatus 1000 which is a modification of the second embodiment, the incident angles of X-rays to the subject T are equal to each other as a modification of the first embodiment.
  • the first image and the second image may be selected, and the phase contrast image and the absorption image may be generated based on the selected first image and the second image.

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Abstract

このＸ線撮影装置（１００）では、画像処理部（５０ａ）は、被写体（Ｔ）に対する複数の相対位置で第１検出領域（Ｒ１）において取得された複数の第１画像（７１ａ）に基づいて位相コントラスト画像（７１）を生成するとともに、被写体に対する複数の相対位置で第２検出領域（Ｒ２）において取得された複数の第２画像（７２ａ）に基づいて吸収像（７２）を生成するように構成されている。

Description

Ｘ線撮影装置
　この発明は、Ｘ線源から照射されたＸ線を回折または遮蔽するように格子パターンが形成された格子を備えるＸ線撮影装置に関する。
　従来、Ｘ線源から照射されたＸ線を回折するように格子パターンが形成された格子を備えるＸ線撮影装置が知られている。このようなＸ線撮像装置は、たとえば、Kai Scherer, et al., "Toward Clinically Compatible Phase-Contrast Mammography", PLOS ONE, US, PLOS, June 25, 2015, DOI:10.1371/ Journal.pone 0130776に開示されている。
　Kai Scherer, et al., "Toward Clinically Compatible Phase-Contrast Mammography", PLOS ONE, US, PLOS, June 25, 2015, DOI:10.1371/ Journal.pone 0130776には、Ｘ線源と、Ｘ線源から照射されたＸ線を回折するように格子パターンが形成された位相格子と、位相格子で回折されたＸ線を検出する検出器とを備える、位相イメージング装置（Ｘ線撮影装置）が開示されている。Kai Scherer, et al., "Toward Clinically Compatible Phase-Contrast Mammography", PLOS ONE, US, PLOS, June 25, 2015, DOI:10.1371/ Journal.pone 0130776の位相イメージング装置は、乳房を撮影する乳房Ｘ線撮影装置（マンモグラフィ）として構成されている。位相格子で回折されたＸ線を検出する手法として、Ｘ線を回折する位相格子とは別に位相格子で生じる自己像と干渉させるための格子をさらに設ける手法や、微細な画素の検出器を用いて自己像を直接検知する手法、あるいはシンチレータ（Ｘ線を検出するための物質）を格子状に形成して自己像と干渉させる手法がある。
Kai Scherer, et al., "Toward Clinically Compatible Phase-ContrastMammography", PLOS ONE, US, PLOS, June 25, 2015, DOI:10.1371/ Journal.pone 0130776
　Kai Scherer, et al., "Toward Clinically Compatible Phase-Contrast Mammography", PLOS ONE, US, PLOS, June 25, 2015, DOI:10.1371/ Journal.pone 0130776のようなＸ線撮影装置を用いたＸ線位相撮影では、位相格子を用いない通常のＸ線撮影による吸収像に加えて、位相微分像（屈折像）および暗視野像（散乱像）が生成される。これらの画像の内、たとえば、乳がんの診断では、吸収像における淡い陰影や形状を読影することにより、腫瘍の良悪判断が行われる。また、暗視野像では、乳がんに起因する組織の石灰化（カルシウムの沈着）や、がん境界の描写に優れることが知られている。したがって、Kai Scherer, et al., "Toward Clinically Compatible Phase-Contrast Mammography", PLOS ONE, US, PLOS, June 25, 2015, DOI:10.1371/ Journal.pone 0130776のようなＸ線撮影装置（マンモグラフィ）を用いることにより、腫瘍の良悪判断をするための吸収像と、石灰化や、がん境界の描写に優れた暗視野像とを組み合わせた乳がんの診断を行うことが可能である。
　しかしながら、Kai Scherer, et al., "Toward Clinically Compatible Phase-Contrast Mammography", PLOS ONE, US, PLOS, June 25, 2015, DOI:10.1371/ Journal.pone 0130776のようなＸ線撮影装置を用いたＸ線位相撮影により生成される吸収像は、位相格子を通過させたＸ線を検出することに起因して、位相格子を通過させないＸ線を検出する通常のＸ線撮影により生成される吸収像と比較して、コントラストが劣るという問題がある。そこで、診断用の吸収像を生成するために、Kai Scherer, et al., "Toward Clinically Compatible Phase-Contrast Mammography", PLOS ONE, US, PLOS, June 25, 2015, DOI:10.1371/ Journal.pone 0130776のようなＸ線撮影装置によるＸ線位相撮影とは別個に通常のＸ線撮影装置を用いて通常のＸ線撮影を行う必要がある。しかしながら、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とを別個の装置において行うため、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とにおける被写体の撮影位置が一致しなくなるという問題がある。なお、乳がんの診断に限らず、たとえば、他の医用検査における診断または非破壊検査における評価等においても、吸収像と、位相微分像および暗視野像とを組み合わせる場合には、上記と同様の問題が発生すると考えられる。
　この発明は、上記のような課題を解決するためになされたものであり、この発明の１つの目的は、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とで撮影された画像に基づく診断（評価）の精度が低下するのを抑制することが可能なＸ線撮影装置を提供することである。
　上記目的を達成するために、この発明の一の局面によるＸ線撮影装置は、Ｘ線源と、Ｘ線源から照射されたＸ線を回折または遮蔽するように格子パターンが形成された第１格子と、第１格子を通過して到達したＸ線を検出する第１検出領域と、第１格子を通過せずに到達したＸ線を検出する第２検出領域と、を含む検出器と、被写体に対する第１検出領域および第２検出領域の相対位置を変更する相対位置変更部と、被写体に対する複数の上記相対位置で第１検出領域において取得された複数の第１画像に基づいて位相または散乱コントラスト画像を生成するとともに、被写体に対する複数の上記相対位置で第２検出領域において取得された複数の第２画像に基づいて吸収像を生成する画像処理部と、を備える。
　この発明の一の局面によるＸ線撮影装置では、上記のように、画像処理部は、被写体に対する複数の上記相対位置で第１検出領域において取得された複数の第１画像に基づいて位相または散乱コントラスト画像を生成するとともに、被写体に対する複数の上記相対位置で第２検出領域において取得された複数の第２画像に基づいて吸収像を生成する。これにより、同時に取得された第１画像および第２画像に基づいて、位相または散乱コントラスト画像および吸収像の生成を行うことができるので、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とで、各々の画像における被写体の撮影位置を容易に一致させることができる。その結果、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とが別個の装置で行われる場合と比較して、各々の画像における被写体の撮影位置を一致させ易くすることができるので、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とで撮影された画像に基づく診断（評価）の精度が低下するのを抑制することができる。これにより、医用検査における診断や非破壊検査における評価等において、同一の被写体に対して、吸収像、または、位相微分像および暗視野像のいずれか一方のみで描写され易い部分と他方のみで描写され易い部分とがある場合に、精度よく診断（評価）を行うことができる。
　上記一の局面によるＸ線撮影装置において、好ましくは、画像処理部は、被写体に対する複数の上記相対位置で第１検出領域において取得された複数の第１画像に基づいて暗視野像を生成するとともに、被写体に対する複数の上記相対位置で第２検出領域において取得された複数の第２画像に基づいて吸収像を生成する。このように構成すれば、通常のＸ線撮影により生成された吸収像と、Ｘ線位相撮影により生成された暗視野像とを、容易に被写体の撮影位置を一致させた状態で生成することができる。その結果、通常のＸ線撮影により生成された吸収像と、Ｘ線位相撮影により生成された暗視野像とに基づく診断（評価）の精度が低下するのを抑制することができる。これにより、たとえば、乳がんの診断において、腫瘍の良悪判断をするための吸収像と、石灰化やがんの境界の描写に優れた暗視野像とを組み合わせることにより、精度よく診断を行うことができる。
　上記一の局面によるＸ線撮影装置において、好ましくは、相対位置変更部は、被写体に対して、Ｘ線源と検出器とを含む撮像部および第１格子を移動させるか、撮像部および第１格子に対して、被写体を移動させるか、被写体および撮像部に対して、第１格子を移動させるか、のいずれかにより、被写体に対する第１検出領域および第２検出領域の相対位置を変更する移動機構を含む。このように構成すれば、移動機構により被写体に対する第１検出領域および第２検出領域の相対位置を容易に変更することができる。
　この場合、好ましくは、移動機構は、撮像部に対する第１格子の相対位置を維持した状態で、撮像部および第１格子、または、被写体のいずれかを、所定の方向に連続的に移動させることにより、被写体に対する撮像部および第１格子の相対位置を所定の方向に連続的に変更するように構成されており、画像処理部は、移動機構によって被写体に対する撮像部および第１格子の相対位置が連続的に変更されることにより生成された複数の第１画像および複数の第２画像のそれぞれに基づいて位相または散乱コントラスト画像および吸収像を生成するように構成されている。このように構成すれば、被写体に対する撮像部および第１格子の相対位置を所定の方向に連続的に変更することにより、所定の方向に並ぶ複数の第１画像および第２画像を取得することができる。その結果、所定の方向に並ぶ複数の第１画像および第２画像に基づいて、それぞれ、大面積の位相または散乱コントラスト画像および吸収像を容易に生成することができる。また、被写体に対する撮像部および第１格子の相対位置を所定の方向に連続的に変更するだけで、位相または散乱コントラスト画像を生成することができるので、第１格子による自己像を形成するための撮像部と第１格子との位置関係の精密な調整を行なわずに、Ｘ線位相撮影を行うことができる。
　上記移動機構が被写体に対する撮像部および第１格子の相対位置を連続的に変更する構成において、好ましくは、第１検出領域および第２検出領域は、それぞれ、被写体に対する撮像部および第１格子の相対位置が連続的に変更される方向に沿って並んで配置されており、移動機構は、第１検出領域および第２検出領域のうち、検出器によるＸ線の検出が第２検出領域の側から行われるように相対位置を変更するように構成されている。このように構成すれば、第２検出領域における第２画像の取得を第１検出領域における第１画像の取得よりも先に開始することができるので、途中まで撮影された第２画像に基づく吸収像に基づいて、第２画像よりも後に取得される第１画像に基づく位相または散乱コントラスト画像の生成の要否を判断することができる。その結果、吸収像の一部から位相または散乱コントラスト画像が不要と判断される場合、吸収像を生成するための通常のＸ線撮影のみを続けて行い、位相または散乱コントラスト画像を生成するためのＸ線位相撮影を行わないことにより、被写体への不要なＸ線の照射を抑制することができる。これにより、たとえば、医用検査における診断において、患者が被爆するＸ線量が大きくなるのを抑制することができる。
　上記移動機構が被写体に対する撮像部および第１格子の相対位置を連続的に変更する構成において、好ましくは、Ｘ線源と第１格子との間において被写体よりもＸ線源側に配置され、第１検出領域に到達するＸ線の照射範囲を調整する第１照射範囲調整部と、第２検出領域に到達するＸ線の照射範囲を調整する第２照射範囲調整部と、を含む、照射範囲調整部材をさらに備える。このように構成すれば、第１照射範囲調整部および第２照射範囲調整部により、それぞれ、第１検出領域および第２検出領域に到達するＸ線の照射範囲を容易に調整することができる。その結果、第１検出領域および第２検出領域にそれぞれ到達するＸ線の総量を、位相または散乱コントラスト画像および吸収像を生成するのに最適な量となるように容易に調整することができる。
　この場合、好ましくは、第１照射範囲調整部と第２照射範囲調整部とは、被写体に対する撮像部および第１格子の相対位置が連続的に変更される方向に沿って離れて配置されている。このように構成すれば、第１照射範囲調整部と第２照射範囲調整部とが離れて配置されているので、第１照射範囲調整部と第２照射範囲調整部とが離れて配置されていない場合と比較して、第１照射範囲調整部によるＸ線の照射範囲の調整と、第２照射範囲調整部によるＸ線の照射範囲の調整とを容易に独立して行うことができる。また、第１照射範囲調整部と第２照射範囲調整部とが、被写体に対する撮像部および第１格子の相対位置が連続的に変更される方向に沿って離れて配置されているので、途中まで撮影された第２画像に基づく吸収像に基づいて、第２画像よりも後に取得される第１画像に基づく位相または散乱コントラスト画像の生成の要否を判断するための時間を容易に確保することができる。
　上記照射範囲調整部材を備える構成において、好ましくは、第２照射範囲調整部による第２検出領域に到達するＸ線の照射範囲は、第１照射範囲調整部による第１検出領域に到達するＸ線の照射範囲よりも小さくなるように構成されている。ここで、第２画像に基づく吸収像を生成するために必要となるＸ線量は、略同等の解像度の画像を生成する場合、第１画像に基づく位相または散乱コントラスト画像を生成するために必要となるＸ線量よりも少ない。したがって、上記のように構成することによって、第２検出領域に到達するＸ線量を、第１検出領域に到達するＸ線量よりも少なくすることができるので、第１画像に基づく位相または散乱コントラスト画像および第２画像に基づく吸収像の両方を生成する際に、画像生成に必要なＸ線以外のＸ線が被写体に対して照射されるのを抑制することができる。
　上記照射範囲調整部材を備える構成において、好ましくは、第１照射範囲調整部および第２照射範囲調整部のうち、少なくとも第２照射範囲調整部は、複数設けられており、複数の第２照射範囲調整部は、Ｘ線を透過させる状態の第２照射範囲調整部の個数を変更することにより、第２検出領域に到達するＸ線の照射範囲を調整するように構成されている。このように構成すれば、第２照射範囲調整部により、吸収像を生成するために格子を通過させずに第２検出領域に到達させるＸ線量を容易に調整することができる。その結果、被写体の差異に起因して吸収像の生成に必要なＸ線量に差異が生じる場合に、第２検出領域に到達して吸収像の生成に用いられるＸ線量を、被写体毎に最適なＸ線量となるように容易に調整することができる。
　上記移動機構が被写体に対する撮像部および第１格子の相対位置を連続的に変更する構において、好ましくは、被写体よりもＸ線源側に配置され、第１検出領域に照射するＸ線のスペクトルを調整する第１フィルタ部と、被写体よりもＸ線源側に配置され、第２検出領域に到達するＸ線のスペクトルを調整する第２フィルタ部と、をさらに備える。このように構成すれば、Ｘ線源から照射されたＸ線のスペクトルに依存されずに、第１検出領域および第２検出領域に到達するＸ線のスペクトルを、それぞれ個別に、第１画像に基づく位相または散乱コントラスト画像および第２画像に基づく吸収像を生成するのに適したＸ線のスペクトルに容易に調整することができる。
　上記一の局面によるＸ線撮影装置において、好ましくは、第１格子と第１フィルタ部との間の相対位置、および、第１格子と第２フィルタ部との間の相対位置を調整する調整機構をさらに備える。このように構成すれば、第１フィルタ部および第２フィルタ部を、それぞれ、Ｘ線源から照射されたＸ線のスペクトルが適切にフィルタリングされるように、第１格子に対する相対位置を調整することができる。
　上記相対位置変更部が移動機構を含む構成において、好ましくは、移動機構は、被写体および撮像部に対して、第１格子を移動させることにより、被写体に対する第１検出領域および第２検出領域の相対位置を変更するように構成されており、撮像部は、複数回の撮像を行うように構成されており、それぞれの撮像毎で、被写体に対する第１検出領域および第２検出領域の相対位置が異なるように移動機構により上記相対位置を変更した状態で、第１画像および第２画像を生成するように構成されている。このように構成すれば、複数回の撮影毎に取得され上記相対位置が異なる複数の第１画像および第２画像を取得することができる。その結果、上記相対位置が異なる複数の第１画像および第２画像に基づいて、それぞれ、大面積の位相または散乱コントラスト画像および吸収像を容易に生成することができる。また、位相または散乱コントラスト画像または吸収像を生成するのに必要な検出器の領域を、第１検出領域と第２検出領域との総和に一致させることができるので、たとえば、通常のＸ線撮影をＸ線位相撮影とは別個に行うためにＸ線の照射範囲から第１格子を完全に退避させる場合と比較して、第１格子を移動させる距離を小さくすることができる。その結果、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とを行うための全体の撮影時間が長くなるのを抑制することができる。
　この場合、好ましくは、第１検出領域および第２検出領域は、それぞれ、複数設けられるとともに、交互に配置されるように構成されている。このように構成すれば、第１検出領域と第２検出領域とが交互に配置されているので、１回目の撮影時と２回目の撮影時とで、第１検出領域の位置と第２検出領域の位置とを互いに逆になるように入れ替えることにより、２回の撮像のみで、第１検出領域により取得される第１画像と第２検出領域により取得される第２画像とを合わせた撮影範囲に渡る大きさの位相または散乱コントラスト画像および吸収像を生成することができる。また、第１検出領域および第２検出領域とが、それぞれ、複数設けられているので、１回目の撮影時と２回目の撮影時とで、第１格子を移動させる距離を、第１格子が複数設けられていない場合と比較して、小さくすることができる。これらの結果、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とを行うための全体の撮影時間が長くなるのを確実に抑制することができる。
　上記移動機構が被写体および撮像部に対して第１格子を移動させることにより被写体に対する第１検出領域および第２検出領域の相対位置を変更する構成において、好ましくは、第１検出領域および第２検出領域のうち、第２検出領域に対応する位置に配置され、散乱線を除去するための散乱線除去部材をさらに備える。このように構成すれば、Ｘ線源から照射され第１格子を通過せずに第２検出領域に到達するＸ線以外の散乱線が、第２検出領域に到達するのを抑制することができる。その結果、吸収像において散乱線の影響によるノイズが発生するのを抑制することができる。
　上記相対位置変更部が被写体に対する第１検出領域および第２検出領域の相対位置を変更する移動機構を含む構成において、好ましくは、第２検出領域の被写体からの距離は、第１検出領域の被写体からの距離よりも小さくなるように配置されるように構成されている。ここで、吸収像において、被写体から検出器までの距離が大きくなる程、Ｘ線源の焦点サイズによって生じる被写体の半影（画像ボケ）の部分が大きくなる。したがって、上記のように構成すれば、第２検出領域において検出される吸収像に生じる画像ボケが大きくなるのを抑制することができる。
　上記相対位置変更部が被写体に対する第１検出領域および第２検出領域の相対位置を変更する移動機構を含む構成において、好ましくは、第１検出領域および第２検出領域における被写体へのＸ線の入射角度を変更するように複数回の撮影を行うとともに、入射角度を変更した撮影毎に第１画像と第２画像とを生成するように構成されており、画像処理部は、被写体へのＸ線の入射角度が互いに等しい第１画像と第２画像とを選択して、選択した第１画像と第２画像とに基づいて位相または散乱コントラスト画像および吸収像を生成するように構成されている。このように構成すれば、被写体へのＸ線の入射角度が互いに等しい位相または散乱コントラスト画像と吸収像とを生成することができるので、被写体に厚みがある場合でも、位相または散乱コントラスト画像と吸収像とを正確に比較するすることができる。
　上記一の局面によるＸ線撮影装置において、好ましくは、第１格子と検出器との間に配置され、第１格子の自己像と干渉させるための第２格子をさらに備える。このように構成すれば、第１格子の自己像と第２格子とを干渉させることにより、第１格子の自己像よりもピッチが大きい干渉縞を形成することができる。その結果、形成された干渉縞を検出することにより、第１格子の自己像を直接検出する場合と比較して、位相または散乱コントラスト画像に要求される検出器の検出精度が大きくなるのを抑制することができる。
　上記一の局面によるＸ線撮影装置において、好ましくは、第１検出領域および第２検出領域で、検出する画像の分解能が異なるように構成されている。このように構成すれば、第１検出領域において取得される第１画像と、第２検出領域において取得される第２画像とで、分解能を異ならせることができるので、位相または散乱コントラスト画像および吸収像を、それぞれ、適切な解像度で生成することができる。
　上記一の局面によるＸ線撮影装置において、好ましくは、検出器は、Ｘ線を検出して蛍光を発するシンチレータと、蛍光を検出する光検出器と、を含み、シンチレータは、第１検出領域に対応する部分と第２検出領域に対応する部分とで、構造が異なるように構成されている。このように構成すれば、第１検出領域と第２検出領域とを、それぞれ、第１画像と第２画像とを取得するのに適したシンチレータの構造とすることができるので、位相または散乱コントラスト画像および吸収像を、それぞれ、適切な状態で生成することができる。
　本発明によれば、上記のように、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とで撮影された画像に基づく診断（評価）の精度が低下するのを抑制することができる。
本発明の第１実施形態によるＸ線撮影装置の全体構成を示した模式図である。 （Ａ）は、第１格子の保持する格子ホルダを示した図である。（Ｂ）は、検出器の検出面を示した図である。（Ｃ）は、検出器の検出面および第１格子による自己像を示した図である。 （Ａ）は、第１実施形態によるＸ線撮影装置において、被写体に対して第１検出領域および第２検出領域が移動する様子を示した図である。（Ｂ）は、被写体に対する第１検出領域および第２検出領域の位置が（Ａ）における位置とは異なる様子を示した図である。（Ｃ）は、被写体に対する第１検出領域および第２検出領域の位置が（Ａ）および（Ｂ）における位置とは異なる様子を示した図である。 （Ａ）は、複数の第２画像に基づく吸収像の生成を示した図である。（Ｂ）は、複数の第１画像に基づく位相コントラスト画像の生成を示した図である。 第１実施形態の第１変形例によるＸ線撮影装置の全体構成を示した模式図である。 （Ａ）は、第１実施形態の第１変形例によるＸ線撮影装置において、被写体に対して第１検出領域および第２検出領域が移動する様子を示した図である。（Ｂ）は、被写体に対する第１検出領域および第２検出領域の位置が（Ａ）における位置とは異なる様子を示した図である。（Ｃ）は、被写体に対する第１検出領域および第２検出領域の位置が（Ａ）および（Ｂ）における位置とは異なる様子を示した図である。 第１実施形態の第２変形例によるＸ線撮影装置の全体構成を示した模式図である。 （Ａ）は、第１実施形態の第２変形例によるＸ線撮影装置において、被写体に対して第１検出領域および第２検出領域が移動する様子を示した図である。（Ｂ）は、被写体に対する第１検出領域および第２検出領域の位置が（Ａ）における位置とは異なる様子を示した図である。（Ｃ）は、被写体に対する第１検出領域および第２検出領域の位置が（Ａ）および（Ｂ）における位置とは異なる様子を示した図である。 第２実施形態によるＸ線撮影装置の全体構成を示した模式図である。 第２実施形態によるＸ線撮影装置において、格子の位置を移動させた様子を示した図である。 第２実施形態によるＸ線撮影装置において、複数の第１画像および複数の第２画像に基づく位相コントラスト画像および吸収像の生成を示した図である。 第２実施形態の変形例によるＸ線撮影装置の全体構成を示した模式図である。 第２実施形態の変形例によるＸ線撮影装置において、複数の第１画像および複数の第２画像に基づく位相コントラスト画像および吸収像の生成を示した図である。 第１実施形態のＸ線撮影装置において、第２格子を備えない構成の変形例を示した図である。 第１実施形態のＸ線撮影装置において、第３格子を備えない構成の変形例を示した図である。 第１実施形態のＸ線撮影装置において格子および撮像部の向きと被写体に対する撮像部および格子の移動方向とを異ならせた構成の変形例を示した図である。 第１実施形態のＸ線撮影装置において、第２検出領域の被写体からの距離が、第１検出領域の被写体からの距離よりも小さくなるように配置させた構成の変形例を示した図である。 第２実施形態のＸ線撮影装置において、第２検出領域の被写体からの距離が、第１検出領域の被写体からの距離よりも小さくなるように配置させた構成の変形例を示した図である。 第２実施形態のＸ線撮影装置において、第１格子、第２格子および第３格子を、Ｘ１側に配置された状態とＸ２側に配置された状態において各々複数回ずつ撮影させる構成の変形例において、第１格子、第２格子および第３格子をＸ１側に配置された状態を示した図である。 第２実施形態のＸ線撮影装置において、第１格子、第２格子および第３格子を、Ｘ１側に配置された状態とＸ２側に配置された状態において各々複数回ずつ撮影させる構成の変形例において、第１格子、第２格子および第３格子をＸ２側に配置された状態を示した図である。
　以下、本発明を具体化した実施形態を図面に基づいて説明する。
　［第１実施形態］
　図１および図２を参照して、本発明の第１実施形態によるＸ線撮影装置１００の構成について説明する。なお、Ｘ線撮影装置１００は、マンモグラフィにおける乳がんの診断に用いることが可能な撮影装置である。また、Ｘ線撮影装置１００は、乳がん以外の医用検査における診断や非破壊検査における評価等にも用いることが可能な撮影装置である。
　（Ｘ線撮影装置の構成）
　Ｘ線撮影装置１００は、図１に示すように、Ｘ線源１１と検出器１２とを含む撮像部１０と、格子ホルダ２１、２２および２３を含む複数の格子ホルダと、コリメータ３１、３２および３３を含む複数のコリメータと、フィルタ４１ａおよび４１ｂと、制御部５０と、被写体ステージ５３と、移動機構５４と、を備えている。なお、コリメータ３１は、特許請求の範囲の「照射範囲調整部材」の一例である。また、フィルタ４１ａおよび４１ｂは、それぞれ、特許請求の範囲の「第１フィルタ部」および「第２フィルタ部」の一例である。また、移動機構５４は、特許請求の範囲の「相対位置変更部」の一例である。
　Ｘ線撮影装置１００では、Ｘ線源１１と、コリメータ３３と、格子ホルダ２３と、フィルタ４１ａおよび４１ｂと、コリメータ３１と、格子ホルダ２１と、コリメータ３２と、格子ホルダ２２と、検出器１２とが、Ｘ線の照射軸方向（光軸方向、Ｚ方向）に、この順に並んで配置されている。なお、本明細書において、Ｘ線の光軸方向と直交する水平方向および鉛直方向を、それぞれ、Ｘ方向およびＹ方向とする。
　Ｘ線源１１は、高電圧が印加されることにより、Ｘ線を発生させる。Ｘ線源１１で発生されたＸ線は、検出器１２が配置された方向（Ｚ２方向）に照射されるように構成されている。
　検出器１２は、Ｘ線源１１から照射されたＸ線を検出するとともに、検出されたＸ線を電気信号に変換する。検出器１２は、たとえば、ＦＰＤ（Ｆｌａｔ　Ｐａｎｅｌ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）である。検出器１２は、Ｘ線源１１側（Ｚ１側）の検出面１２ａ上に配置された複数の変換素子１２ｂ（図２（Ｂ）参照）と、複数の変換素子１２ｂ上に配置された画素電極（図示せず）とにより構成されている。複数の変換素子１２ｂおよび画素電極は、所定の周期（画素ピッチ）で、Ｘ方向およびＹ方向に並んで配置されている。検出器１２の検出信号（画像信号）は、制御部５０が備える画像処理部５０ａへと送られる。
　格子ホルダ２１、２２および２３には、それぞれ、格子保持孔２１ａ、２２ａおよび２３ａが形成されている。格子保持孔２１ａ、２２ａおよび２３ａには、それぞれ、第１格子Ｇ１、第２格子Ｇ２および第３格子Ｇ３が保持されている。図１および図２（Ａ）に示すように、第１格子Ｇ１、第２格子Ｇ２および第３格子Ｇ３は、それぞれ、略Ｘ方向において、格子保持孔２１ａ、２２ａおよび２３ａよりも小さく形成されている。これにより、格子保持孔２１ａ、２２ａおよび２３ａには、それぞれ、Ｘ２側の格子が配置された領域Ａ１と、Ｘ１側の格子が配置されていない領域Ａ２とが形成されている。
　第１格子Ｇ１は、Ｘ線源１１から照射されたＸ線を回折するように格子パターンが形成されている。具体的には、第１格子Ｇ１は、通過するＸ線の位相を変化させる回折格子（位相格子）として構成されている。第１格子Ｇ１は、図２（Ａ）に示すように、略Ｙ方向に所定の周期（格子ピッチ）で配列されるスリットおよびＸ線吸収部を有している。各スリットおよびＸ線吸収部は、略Ｘ方向に延びるように形成されている。
　第１格子Ｇ１は、Ｘ線源１１と第２格子Ｇ２との間に配置されており、Ｘ線源１１から照射されたＸ線により（タルボ効果によって）自己像を形成するために設けられている。なお、タルボ効果は、可干渉性を有するＸ線が、スリットが形成された格子を通過すると、格子から所定の距離（タルボ距離）離れた位置に、格子の像（自己像）が形成されることを意味する。
　第２格子Ｇ２は、第１格子Ｇ１と同様に、略Ｙ方向に所定の周期（格子ピッチ）で配列される複数のスリットおよびＸ線吸収部を有している。各スリットおよびＸ線吸収部は、略Ｘ方向に延びるように形成されている。
　第２格子Ｇ２は、第１格子Ｇ１と検出器１２との間に配置されており、第１格子Ｇ１により形成された自己像と干渉させるために設けられている。第２格子Ｇ２は、自己像と第２格子Ｇ２とを干渉させるために、第１格子Ｇ１からタルボ距離だけ離れた位置に配置されている。なお、第１格子Ｇ１により形成された自己像と第２格子Ｇ２とが干渉することにより、検出面１２ａ上には、自己像の格子ピッチよりも大きい周期を有するモアレ６０（図２（ｃ）参照）が形成される。
　第３格子Ｇ３は、Ｘ線源１１と第１格子Ｇ１との間に配置されており、Ｘ線源１１から照射されたＸ線を微小焦点化することが可能な格子（マルチスリット）として構成されている。
　コリメータ３１は、Ｘ線を遮蔽する遮蔽部材により構成されている。コリメータ３１には、開閉自在に構成されたコリメータ孔３１ａおよび３１ｂが形成されている。コリメータ孔３１ａは、Ｘ線源１１から照射されたＸ線の内、第１格子Ｇ１を通過して検出器１２に照射されるＸ線の照射範囲を調整することが可能である。コリメータ孔３１ｂは、第１格子Ｇ１を通過せずに検出器１２に照射されるＸ線の照射範囲を調整することが可能である。なお、コリメータ孔３１ａおよび３１ｂは、それぞれ、特許請求の範囲の「第１照射範囲調整部」および「第２照射範囲調整部」の一例である。
　ここで、第１実施形態では、検出器１２において、第１格子Ｇ１を通過して到達したＸ線および第１格子Ｇ１を通過せずに到達したＸ線を、それぞれ、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２により検出するように構成されている。すなわち、検出器１２の内、第１検出領域Ｒ１は、Ｘ２側の格子が配置された領域Ａ１を通過したＸ線を検出する。第２検出領域Ｒ２は、Ｘ１側の格子が配置されていない領域Ａ２を通過したＸ線を検出する。これにより、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２では、それぞれ、位相コントラスト画像７１（図４参照）および吸収像７２（図４参照）を生成するためのＸ線を検出することが可能である。なお、第１実施形態では、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２は、図１に示すように、Ｘ方向に並んで配置されているとともに、Ｘ方向に離れて配置されている。なお、位相コントラスト画像７１は、特許請求の範囲の「位相または散乱コントラスト画像」の一例である。
　なお、位相コントラスト画像７１は、第１格子Ｇ１や第２格子Ｇ２を使用して撮影した画像の総称であって、吸収像、位相微分像、暗視野像を含む。吸収像は、被写体ＴによるＸ線の吸収度合の差に基づいて画像化したＸ線画像である。位相微分像は、Ｘ線の位相のずれに基づいて画像化したＸ線画像である。暗視野像は、物体の小角散乱に基づくＶｉｓｉｂｉｌｉｔｙの変化によって得られる、Ｖｉｓｉｂｉｌｉｔｙ像のことである。また、暗視野像は、小角散乱像とも呼ばれる。「Ｖｉｓｉｂｉｌｉｔｙ」とは、鮮明度のことである。また、第２検出領域Ｒ２で検出されたＸ線に基づいて生成される吸収像７２は、位相コントラスト画像７１に含まれる吸収像と比較して、第１格子Ｇ１を含む複数の格子を通過せずに検出器１２に到達したＸ線に基づいた画像であるため、コントラストが大きくなる。
　コリメータ３２には、開閉自在に構成されたコリメータ孔３２ａおよび３２ｂが形成されている。コリメータ孔３２ａおよび３２ｂは、それぞれ、Ｘ方向において、格子保持孔２２ａにおける格子が配置された領域Ａ１と、格子が配置されていない領域Ａ２とに対応するように形成されている。また、コリメータ孔３２ａおよび３２ｂは、コリメータ孔３１ａおよび３１ｂで調整されたＸ線の照射範囲と略対応する大きさに形成されている。これにより、コリメータ３２は、Ｘ線源１１から照射されたＸ線以外の散乱線等が検出器１２の第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２に到達するのを抑制することが可能である。
　コリメータ３３には、コリメータ孔３３ａが形成されている。コリメータ孔３３ａは、Ｘ線源１１から発生されたＸ線の照射範囲を調整するために設けられている。これにより、Ｘ線源１１から発生されたＸ線が、検出器１２の検出面１２ａ以外の方向に照射されるのを抑制することが可能である。
　なお、第１実施形態では、コリメータ孔３１ｂによる第２検出領域Ｒ２に到達するＸ線の照射範囲は、コリメータ孔３１ａによる第１検出領域Ｒ１に到達するＸ線の照射範囲よりも小さくなるように構成されている。具体的には、コリメータ孔３１ｂの大きさは、コリメータ孔３１ａの大きさよりも小さく形成されている。言い換えると、Ｘ方向において、第２検出領域Ｒ２が、第１検出領域Ｒ１よりも小さくなっている。これにより、コリメータ孔３１ｂにより絞られたＸ線の照射範囲は、コリメータ孔３１ａに絞られたＸ線の照射範囲よりも小さくなるので、第２検出領域Ｒ２に到達するＸ線の照射範囲が第１検出領域Ｒ１に到達するＸ線の照射範囲よりも小さくなる。
　フィルタ４１ａは、コリメータ孔３１ａのＸ線源１１側（Ｚ１側）の近傍に配置され、コリメータ孔３１ａを通過するＸ線のスペクトルを変更するように構成されている。フィルタ４１ｂは、コリメータ孔３１ｂのＸ線源１１側（Ｚ１側）の近傍に配置され、コリメータ孔３１ｂを通過するＸ線のスペクトルを変更するように構成されている。これにより、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２に到達するＸ線のスペクトルを調整することが可能である。Ｘ線撮影装置１００では、フィルタ４１ａおよびフィルタ４１ｂは、それぞれ、入射したＸ線を、位相コントラスト画像７１および吸収像７２を生成するのに適したスペクトルとなるように調整する。なお、第１実施形態では、フィルタ４１ａおよびフィルタ４１ｂは、それぞれ、Ｚ軸方向において、第１格子Ｇ１に対して所定の位置に配置されている。
　制御部５０は、Ｘ線画像を生成可能な画像処理部５０ａを備えている。また、制御部５０は、移動機構５４の動作を制御するように構成されている。制御部５０は、たとえば、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）およびＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）などを含む。
　画像処理部５０ａは、検出器１２から送られた検出信号に基づいて、Ｘ線画像として、位相コントラスト画像７１および吸収像７２を生成するように構成されている。画像処理部５０ａは、たとえば、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ　Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ　Ｕｎｉｔ）や画像処理用に構成されたＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ－Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ　Ｇａｔｅ　Ａｒｒａｙ）などのプロセッサを含む。
　被写体ステージ５３は、被写体Ｔを保持することが可能な載置面を有する。被写体ステージ５３は、たとえば、図示しないチャック機構やハンド機構等の被写体ステージ５３の保持機構を有していてもよい。また、たとえば、Ｘ線撮影装置１００がマンモグラフィとして構成される場合には、被写体ステージ５３には、乳房を保持するための乳房保持部が設けられる。
　移動機構５４は、図１の太線矢印で示すように、光軸方向（Ｚ方向）に並んで配置された、Ｘ線源１１から検出器１２までの構成（図１の一点鎖線内に含まれる各部）を、略Ｘ方向に移動させることが可能に構成されている。すなわち、第１実施形態では、移動機構５４は、被写体ステージ５３に載置された被写体Ｔに対して、Ｘ線源１１と検出器１２とを含む撮像部１０および第１格子Ｇ１を移動させることにより、被写体Ｔに対する第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２の相対位置を変更することができる。より詳細には、移動機構５４は、撮像部１０に対する第１格子Ｇ１の相対位置を維持した状態で、撮像部１０および第１格子Ｇ１を、所定の方向（Ｘ方向）に連続的に移動させることにより、被写体Ｔに対する撮像部１０および第１格子Ｇ１の相対位置を所定の方向（Ｘ方向）に連続的に変更するように構成されている。
　なお、Ｘ線撮影装置１００では、第１格子Ｇ１の格子が延びる方向と検出器１２の変換素子１２ｂが並ぶ方向とが傾斜するとともに、第１格子Ｇ１および検出器１２を含む撮像部１０が、被写体Ｔに対して、検出器１２の変換素子１２ｂが並ぶ方向に移動するように構成されている。具体的には、第１格子Ｇ１の格子が延びる方向は、図２（Ａ）に示すように、Ｘ方向よりも角度θだけ傾斜している。また、第２格子Ｇ２の格子が延びる方向もＸ方向よりも角度θだけ傾斜している。また、検出器１２は、図２（Ｂ）に示すように、変換素子１２ｂの並ぶ方向が、Ｘ方向およびＹ方向となるように配置されている。これにより、第１格子Ｇ１により回折された自己像と第２格子Ｇ２により生成されるモアレ６０は、図２（Ｃ）のように、Ｘ方向よりも角度θだけ傾斜した状態となる。この状態で、移動機構５４により、第１格子Ｇ１および検出器１２を含む撮像部１０が、被写体Ｔに対して、Ｘ１方向（図２（Ｃ）の太線矢印の方向）に移動される。その結果、移動機構５４は、被写体Ｔに対して、Ｘ線源１１と検出器１２とを含む撮像部１０および第１格子Ｇ１を移動させることができる。
　（位相コントラスト画像および吸収像の生成）
　次に、図２～図４を参照しながら、Ｘ線撮影装置１００における位相コントラスト画像７１および吸収像７２の生成の詳細について説明する。
　上述したように、移動機構５４は、光軸方向（Ｚ方向）に並んで配置された、Ｘ線源１１から検出器１２までの構成を、Ｘ方向に移動させることにより、被写体Ｔに対する第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２の相対位置を変更するように構成されている。すなわち、図３に示すように、被写体Ｔに対して、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２の位置をＸ方向に移動させることができる。
　ここで、検出器１２は、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２が、マルチライン画素のラインセンサとして機能するように構成されている。すなわち、図２に示すように、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２は、検出面１２ａにおいて、Ｘ方向の短辺とＹ方向の長辺とで形成される矩形状に形成された領域である。Ｘ線撮影装置１００では、被写体Ｔに対して第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２をＸ方向に移動させながら、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２に到達するＸ線を検出する。これにより、画像処理部５０ａは、図４に示すように、複数の第１画像７１ａおよび複数の第２画像７２ａを取得することが可能である。また、画像処理部５０ａは、複数の第１画像７１ａおよび複数の第２画像７２ａに基づいて、それぞれ、複数の第１画像７１ａを再構成した位相コントラスト画像７１、および、複数の第２画像７２ａを再構成した吸収像７２を生成することが可能である。この結果、移動機構５４によるＸ方向の移動範囲に相当する位相コントラスト画像７１および吸収像７２が生成される。Ｘ線撮影装置１００では、図３に示すように、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２が被写体Ｔを通り過ぎるように移動機構５４が移動する結果、図４に示すように、被写体Ｔの全体を含む位相コントラスト画像７１および吸収像７２を生成することができる。
　なお、Ｘ線撮影装置１００では、制御部５０が、通常のＸ線撮影を途中まで行い、通常のＸ線撮影により生成された画像に基づいて、Ｘ線位相撮影を行うか否かを選択することが可能に構成されている。具体的には、第１実施形態では、移動機構５４は、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２のうち、検出器１２によるＸ線の検出が第２検出領域Ｒ２の側から行われるように、被写体Ｔに対する第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２の相対位置を変更するように構成されている。
　より具体的には、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２は、上述したように、被写体Ｔに対する撮像部１０および第１格子Ｇ１の相対位置が連続的に変更される方向（Ｘ方向）に沿って、それぞれ、Ｘ２側およびＸ１側に並んで配置されている。これにより、第２検出領域Ｒ２では、第１検出領域Ｒ１よりも先にＸ線の検出が開始されるので、第２画像７２ａの取得を、第１画像７１ａの取得よりも先に開始することが可能である。ここで、上述したように、コリメータ３１を含む複数のコリメータに形成されたコリメータ孔は、開閉自在に構成されている。したがって、制御部５０は、先に取得された第２画像７２ａ（吸収像７２）を確認して、第１画像７１ａ（位相コントラスト画像７１）の要否に応じて、コリメータ孔３１ａの開閉を行うことにより、第１検出領域Ｒ１へのＸ線を照射の有無を決定することが可能である。また、第１実施形態では、第１検出領域Ｒ１と第２検出領域Ｒ２とがＸ方向に離れて配置されているので、制御部５０は、第１画像７１ａを確認してから、第１検出領域Ｒ１へのＸ線を照射の有無を決定するまでの処理時間を容易に確保することが可能である。
　（第１実施形態の効果）
　第１実施形態では、以下のような効果を得ることができる。
　第１実施形態では、上記のように、画像処理部５０ａを、被写体Ｔに対する複数の相対位置で第１検出領域Ｒ１において取得された複数の第１画像７１ａに基づいて位相コントラスト画像７１を生成するとともに、被写体Ｔに対する複数の相対位置で第２検出領域Ｒ２において取得された複数の第２画像７２ａに基づいて吸収像７２を生成するように構成する。これにより、同時に取得された第１画像７１ａおよび第２画像７２ａに基づいて、位相コントラスト画像７１および吸収像７２の生成を行うことができるので、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とで、各々の画像における被写体Ｔの撮影位置を容易に一致させることができる。その結果、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とが別個の装置で行われる場合と比較して、各々の画像における被写体Ｔの撮影位置を一致させ易くすることができるので、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とで撮影された画像に基づく診断（評価）の精度が低下するのを抑制することができる。これにより、医用検査における診断や非破壊検査における評価等において、同一の被写体Ｔに対して、吸収像、または、位相微分像および暗視野像のいずれか一方のみで描写され易い部分と他方のみで描写され易い部分とがある場合に、精度よく診断（評価）を行うことができる。また、吸収像と位相微分像または暗視野像とを合成、あるいは、他の画像の情報（がんと思われる部位や構造の情報など）を用いてコントラストの強調や空間周波数処理を施すことで、診断能力を向上させることが可能となる。
　また、第１実施形態では、上記のように、画像処理部５０ａを、被写体Ｔに対する複数の相対位置で第１検出領域Ｒ１において取得された複数の第１画像７１ａに基づいて暗視野像（位相コントラスト画像７１）を生成するとともに、被写体Ｔに対する複数の相対位置で第２検出領域Ｒ２において取得された複数の第２画像７２ａに基づいて吸収像７２を生成するように構成する。これにより、通常のＸ線撮影により生成された吸収像と、Ｘ線位相撮影により生成された暗視野像とを、容易に被写体の撮影位置を一致させた状態で生成することができる。その結果、通常のＸ線撮影により生成された吸収像７２と、Ｘ線位相撮影により生成された暗視野像とに基づく診断（評価）の精度が低下するのを抑制することができる。これにより、たとえば、乳がんの診断において、腫瘍の良悪判断をするための吸収像７２と、石灰化やがんの境界の描写に優れた暗視野像とを組み合わせることにより、精度よく診断を行うことができる。
　また、第１実施形態では、上記のように、移動機構５４を、被写体Ｔに対して、Ｘ線源１１と検出器１２とを含む撮像部１０および第１格子Ｇ１を移動させることにより、被写体Ｔに対する第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２の相対位置を変更するように構成する。これにより、移動機構５４により被写体Ｔに対する第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２の相対位置を容易に変更することができる。
　また、第１実施形態では、上記のように、移動機構５４を、撮像部１０に対する第１格子Ｇ１の相対位置を維持した状態で、撮像部１０および第１格子Ｇ１を、所定の方向（Ｘ１方向）に連続的に移動させることにより、被写体Ｔに対する撮像部１０および第１格子Ｇ１の相対位置を所定の方向（Ｘ１方向）に連続的に変更するように構成する。そして、画像処理部５０ａを、移動機構５４によって被写体Ｔに対する撮像部１０および第１格子Ｇ１の相対位置が連続的に変更されることにより生成された複数の第１画像７１ａおよび複数の第２画像７２ａのそれぞれに基づいて位相コントラスト画像７１および吸収像７２を生成するように構成する。これにより、被写体Ｔに対する撮像部１０および第１格子Ｇ１の相対位置を所定の方向（Ｘ１方向）に連続的に変更することにより、所定の方向（Ｘ方向）に並ぶ複数の第１画像７１ａおよび第２画像７２ａを取得することができる。その結果、所定の方向（Ｘ方向）に並ぶ複数の第１画像７１ａおよび第２画像７２ａに基づいて、それぞれ、大面積の位相コントラスト画像７１および吸収像７２を容易に生成することができる。また、被写体Ｔに対する撮像部１０および第１格子Ｇ１の相対位置を所定の方向（Ｘ１方向）に連続的に変更するだけで、位相コントラスト画像７１を生成することができるので、第１格子Ｇ１による自己像を形成するための撮像部１０と第１格子Ｇ１との位置関係の精密な調整を行なわずに、Ｘ線位相撮影を行うことができる。
　また、第１実施形態では、上記のように、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２を、それぞれ、被写体Ｔに対する撮像部１０および第１格子Ｇ１の相対位置が連続的に変更される方向（Ｘ方向）に沿って並んで配置させる。そして、移動機構５４を、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２のうち、検出器１２によるＸ線の検出が第２検出領域Ｒ２の側から行われるように相対位置を変更するように構成する。これにより、第２検出領域Ｒ２における第２画像７２ａの取得を第１検出領域Ｒ１における第１画像７１ａの取得よりも先に開始することができるので、途中まで撮影された第２画像７２ａに基づく吸収像７２に基づいて、第２画像７２ａよりも後に取得される第１画像７１ａに基づく位相コントラスト画像７１の生成の要否を判断することができる。その結果、吸収像７２の一部から位相コントラスト画像７１が不要と判断される場合、吸収像７２を生成するための通常のＸ線撮影のみを続けて行い、位相コントラスト画像７１を生成するためのＸ線位相撮影を行わないことにより、被写体Ｔへの不要なＸ線の照射を抑制することができる。これにより、たとえば、医用検査における診断において、患者が被爆するＸ線量が大きくなるのを抑制することができる。
　また、第１実施形態では、上記のように、Ｘ線撮影装置１００は、Ｘ線源１１と第１格子Ｇ１との間において被写体ＴよりもＸ線源１１側（Ｚ１側）に配置され、第１検出領域Ｒ１に到達するＸ線の照射範囲を調整するコリメータ孔３１ａと、第２検出領域Ｒ２に到達するＸ線の照射範囲を調整するコリメータ孔３１ｂと、を含む、コリメータ３１を備える。これにより、コリメータ孔３１ａおよびコリメータ孔３１ｂにより、それぞれ、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２に到達するＸ線の照射範囲を容易に調整することができる。その結果、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２にそれぞれ到達するＸ線の総量を、位相コントラスト画像７１および吸収像７２を生成するのに最適な量となるように容易に調整することができる。
　また、第１実施形態では、上記のように、コリメータ孔３１ａとコリメータ孔３１ｂとを、被写体Ｔに対する撮像部１０および第１格子Ｇ１の相対位置が連続的に変更される方向（Ｘ方向）に沿って離れて配置させる。これにより、コリメータ孔３１ａとコリメータ孔３１ｂとが離れて配置されているので、コリメータ孔３１ａとコリメータ孔３１ｂとが離れて配置されていない場合と比較して、コリメータ孔３１ａによるＸ線の照射範囲の調整と、コリメータ孔３１ｂによるＸ線の照射範囲の調整とを容易に独立して行うことができる。また、コリメータ孔３１ａとコリメータ孔３１ｂとが、被写体Ｔに対する撮像部１０および第１格子Ｇ１の相対位置が連続的に変更される方向（Ｘ方向）に沿って離れて配置されているので、途中まで撮影された第２画像７２ａに基づく吸収像７２に基づいて、第２画像７２ａよりも後に取得される第１画像７１ａに基づく位相コントラスト画像７１の生成の要否を判断するための時間を容易に確保することができる。
　また、第１実施形態では、上記のように、コリメータ孔３１ｂによる第２検出領域Ｒ２に到達するＸ線の照射範囲を、コリメータ孔３１ａによる第１検出領域Ｒ１に到達するＸ線の照射範囲よりも小さくなるように構成する。これにより、第２検出領域Ｒ２に到達するＸ線量を、第１検出領域Ｒ１に到達するＸ線量よりも少なくすることができるので、第１画像７１ａに基づく位相コントラスト画像７１および第２画像７２ａに基づく吸収像７２の両方を生成する際に、画像生成に必要なＸ線以外のＸ線が被写体Ｔに対して照射されるのを抑制することができる。
　また、第１実施形態では、上記のように、Ｘ線撮影装置１００は、被写体ＴよりもＸ線源１１側（Ｚ１側）に配置され、第１検出領域Ｒ１に照射するＸ線のスペクトルを調整するフィルタ４１ａと、被写体ＴよりもＸ線源１１側（Ｚ１側）に配置され、第２検出領域Ｒ２に到達するＸ線のスペクトルを調整するフィルタ４１ｂと、を備える。これにより、Ｘ線源１１から照射されたＸ線のスペクトルに依存されずに、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２に到達するＸ線のスペクトルを、それぞれ個別に、第１画像７１ａに基づく位相コントラスト画像７１および第２画像７２ａに基づく吸収像７２を生成するのに適したＸ線のスペクトルに容易に調整することができる。
　また、第１実施形態では、上記のように、Ｘ線撮影装置１００は、第１格子Ｇ１と検出器１２との間に配置され、第１格子Ｇ１の自己像と干渉させるための第２格子Ｇ２を備える。これにより、第１格子Ｇ１の自己像と第２格子Ｇ２とを干渉させることにより、第１格子Ｇ１の自己像よりもピッチが大きいモアレ６０を形成することができる。その結果、形成されたモアレ６０を検出することにより、第１格子Ｇ１の自己像を直接検出する場合と比較して、位相コントラスト画像７１に要求される検出器１２の検出精度が大きくなるのを抑制することができる。
　［第１実施形態の第１変形例］
　次に、図５および図６を参照して、第１実施形態の第１変形例について説明する。この第１実施形態の第１変形例では、１つのコリメータ孔３１ａおよび１つのコリメータ孔３１ｂが形成されたコリメータ３１を備える上記第１実施形態のＸ線撮影装置１００とは異なり、１つのコリメータ孔３１ａおよび複数のコリメータ孔２３１ｂが形成されたコリメータ２３１を備える例について説明する。なお、図中において、上記第１実施形態と同様の構成には、同一の符号を付している。
　第１実施形態の第１変形例によるＸ線撮影装置２００は、Ｘ線撮影装置１００のコリメータ３１および３２に代えて、コリメータ２３１および２３２を備えている。コリメータ２３１には、１つのコリメータ孔３１ａと、複数（２つ）のコリメータ孔２３１ｂとが形成されている。また、コリメータ２３２には、１つのコリメータ孔３２ａと、複数（２つ）のコリメータ孔２３２ｂとが形成されている。なお、コリメータ２３１は、特許請求の範囲の「照射範囲調整部材」の一例である。また、コリメータ孔２３１ｂ特許請求の範囲の「第２照射範囲調整部」の一例である。
　Ｘ線撮影装置２００では、複数のコリメータ孔２３１ｂおよび２３２ｂを開いた状態（図５の状態）でＸ線撮影およびＸ線位相撮影を行うことによって、図６に示すように、第１検出領域Ｒ１と複数（２つ）の第２検出領域Ｒ２とで検出されたＸ線に基づいて、位相コントラスト画像７１および吸収像７２を生成することが可能である。すなわち、第１実施の第1変形例では、２つの第２検出領域Ｒ２によって、図４に示す吸収像７２を２枚並行して取得することができる。これらの吸収像７２を加算することにより、同じ撮影時間で２倍の露光時間を確保することが可能である。
　ここで、第１実施形態の第１変形例では、複数のコリメータ孔２３１ｂは、Ｘ線を透過させる状態のコリメータ孔２３１ｂの個数を変更することにより、第２検出領域Ｒ２に到達するＸ線の照射範囲を調整するように構成されている。具体的には、コリメータ２３１は、２つのコリメータ孔２３１ｂの両方を開いた状態と、２つのコリメータ孔２３１ｂの内、１つのコリメータ孔２３１ｂを開き、１つのコリメータ孔２３１ｂを閉じた状態とを変更可能に構成されている。なお、コリメータ２３２に形成されたコリメータ孔２３２ｂは、コリメータ孔２３１ｂの開閉状態に対応するように開閉するように構成されている。これにより、第２検出領域Ｒ２に到達するＸ線の照射範囲を容易に調整することが可能である。
　なお、第１実施形態の第1変形例のその他の構成については、上記第１実施形態と同様である。
　（第１実施形態の第１変形例の効果）
　第１実施形態の第１変形例では、以下のような効果を得ることができる。
　第１実施形態の第１変形例では、上記のように、Ｘ線撮影装置２００には、コリメータ孔３１ａおよびコリメータ孔２３１ｂのうち、コリメータ孔２３１ｂが複数設けられており、複数のコリメータ孔２３１ｂを、Ｘ線を透過させる状態のコリメータ孔２３１ｂの個数を変更することにより、第２検出領域Ｒ２に到達するＸ線の照射範囲を調整するように構成する。これにより、コリメータ孔２３１ｂにより、吸収像７２を生成するために格子を通過させずに第２検出領域Ｒ２に到達させるＸ線量を容易に調整することができる。その結果、被写体Ｔの差異に起因して吸収像７２の生成に必要なＸ線量に差異が生じる場合に、第２検出領域Ｒ２に到達して吸収像７２の生成に用いられるＸ線量を、被写体Ｔ毎に最適なＸ線量となるように容易に調整することができる。
　なお、第１実施形態の第１変形例のその他の効果については、上記第１実施形態と同様である。
　［第１実施形態の第２変形例］
　次に、図７および図８を参照して、第１実施形態の第２変形例について説明する。この第１実施形態の第２変形例では、複数の格子における格子が配置された領域と格子が配置されていない領域との位置を上記第１実施形態の第１変形例のＸ線撮影装置２００とは異ならせた例について説明する。なお、図中において、上記第１実施形態および上記第１実施形態の第１変形例と同様の構成には、同一の符号を付している。
　第１実施形態の第２変形例によるＸ線撮影装置３００は、上記第１実施形態の第１変形例のＸ線撮影装置２００の格子ホルダ２１、２２および２３に代えて、格子ホルダ３２１、３２２および３２３を備えている。格子ホルダ３２１、３２２および３２３には、Ｘ線撮影装置２００の格子ホルダ２１、２２および２３と同様に、それぞれ、格子保持孔２１ａ、２２ａおよび２３ａが形成されている。そして、格子保持孔２１ａ、２２ａおよび２３ａには、Ｘ方向に沿って、格子（第１格子Ｇ３０１、第２格子Ｇ３０２および第３格子Ｇ３０３）が配置されていない領域Ａ３０２と、格子が配置された領域Ａ３０１と、格子が配置されていない領域Ａ３０２とが、この順に並ぶように構成されている。
　また、第１実施形態の第２変形例によるＸ線撮影装置３００は、コリメータ３３１と、コリメータ３３２と、を備える。コリメータ３３１は、格子ホルダ３２１に形成された格子保持孔２１ａにおける格子が配置された領域Ａ３０１と、格子が配置されていない領域Ａ３０２とに対応するように、コリメータ孔２３１ａと複数のコリメータ孔２３１ｂとが形成されている。コリメータ３３２は、格子ホルダ２２に形成された格子保持孔２２ａにおける格子が配置された領域Ａ３０１と、格子が配置されていない領域Ａ３０２とに対応するように、コリメータ孔２３２ａと複数のコリメータ孔２３２ｂとが形成されている。
　Ｘ線撮影装置３００では、複数のコリメータ孔２３１ｂおよび２３２ｂを開いた状態（図７の状態）でＸ線撮影およびＸ線位相撮影を行うことによって、図８に示すように、第１検出領域Ｒ１と複数（２つ）の第２検出領域Ｒ２とで検出されたＸ線に基づいて、位相コントラスト画像７１および吸収像７２を生成することが可能である。
　ここで、Ｘ線撮影装置３００では、第２検出領域Ｒ２は、第１検出領域Ｒ１を挟むように、第１検出領域Ｒ１の両側（Ｘ１側とＸ２側と）に配置されているので、被写体Ｔに対して移動機構５４をＸ１側とＸ２側とのいずれの方向に移動させても、第２画像７２ａの取得を第１画像７１ａの取得よりも先に開始することが可能である。
　なお、第１実施形態の第２変形例のその他の構成については、上記第１実施形態および上記第１実施形態の第１変形例と同様である。
　（第１実施形態の第２変形例の効果）
　第１実施形態の第２変形例では、以下のような効果を得ることができる。
　第１実施形態の第２変形例では、上記のように、第２検出領域Ｒ２を、被写体Ｔに対する撮像部１０および第１格子Ｇ３０１の相対位置が連続的に変更される方向（Ｘ方向）に沿って、第１検出領域Ｒ１を挟むように両側（Ｘ１側およびＸ２側）に配置する。これにより、被写体Ｔの位置と撮像部１０および第１格子Ｇ１の位置とを逆に配置した場合でも、被写体Ｔに対する撮像部１０および第１格子Ｇ１の相対位置を変更しながら、Ｘ線位相撮影よりも先に通常のＸ線撮影を開始することができる。
　なお、第１実施形態の第２変形例のその他の効果については、上記第１実施形態および上記第１実施形態の第１変形例と同様である。
　［第２実施形態］
　次に、図９～図１１を参照して、第２実施形態について説明する。この第２実施形態では、被写体Ｔに対する第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２の相対位置を変更するために、被写体Ｔに対してＸ線源１１と検出器１２とを含む撮像部１０および第１格子Ｇ１を移動させた第１実施形態とは異なり、被写体Ｔおよび撮像部１０に対して、第１格子Ｇ４０１を移動させるように構成させた例について説明する。なお、図中において、上記第１実施形態と同様の構成には、同一の符号を付している。
　第２実施形態のＸ線撮影装置４００は、図９に示すように、Ｘ線源１１と検出器１２とを含む撮像部１０と、格子ホルダ２１、２２および２３を含む複数の格子ホルダと、散乱線グリッド８０と、制御部４５０と、移動機構４５４と、を備えている。なお、散乱線グリッド８０は、特許請求の範囲の「散乱線除去部材」の一例である。また、移動機構４５４は、特許請求の範囲の「相対位置変更部」の一例である。
　格子ホルダ２１、２２および２３には、第１実施形態と同様に、それぞれ、格子保持孔２１ａ、２２ａおよび２３ａが形成されている。格子保持孔２１ａ、２２ａおよび２３ａには、それぞれ、第１格子Ｇ４０１、第２格子Ｇ４０２および第３格子Ｇ４０３が保持されている。図９に示すように、第１格子Ｇ４０１、第２格子Ｇ４０２および第３格子Ｇ４０３は、それぞれ、略Ｘ方向において、格子保持孔２１ａ、２２ａおよび２３ａよりも小さく、かつ、略半分の大きさに形成されている。これにより、格子保持孔２１ａ、２２ａおよび２３ａには、それぞれ、Ｘ２側の格子が配置された領域Ａ４０１と、Ｘ１側の格子が配置されていない領域Ａ４０２とが略同一の大きさに形成されている。
　第２実施形態では、図９に示すように、検出器１２において、第１格子Ｇ４０１を通過して到達したＸ線および第１格子Ｇ４０１を通過せずに（格子が配置されていない領域Ａ４０２を通過して）到達したＸ線を、それぞれ、第１検出領域Ｒ４０１および第２検出領域Ｒ４０２により検出するように構成されている。すなわち、第１検出領域Ｒ４０１および第２検出領域Ｒ４０２では、それぞれ、位相コントラスト画像４７１（図１１参照）および吸収像４７２（図１１参照）を生成するためのＸ線を検出することが可能である。なお、位相コントラスト画像４７１は、特許請求の範囲の「位相または散乱コントラスト画像」の一例である。
　散乱線グリッド８０は、Ｘ線源１１から照射されたＸ線以外の散乱線を除去するように構成されている。散乱線グリッド８０は、第１検出領域Ｒ４０１および第２検出領域Ｒ４０２のうち、Ｘ方向において、第２検出領域Ｒ４０２に対応する位置に配置されている。
　制御部４５０は、Ｘ線画像を生成可能な画像処理部４５０ａを備えている。また、制御部４５０は、移動機構４５４の動作を制御するように構成されている。画像処理部４５０ａは、検出器１２から送られた検出信号に基づいて、Ｘ線画像として、位相コントラスト画像４７１および吸収像４７２を生成するように構成されている。
　移動機構４５４は、格子ホルダ２１、２２および２３において、それぞれ、第１格子Ｇ４０１、第２格子Ｇ４０２および第３格子Ｇ４０３を、Ｘ方向に移動可能に構成されている。すなわち、第２実施形態では、移動機構４５４は、被写体Ｔおよび撮像部１０に対して第１格子Ｇ４０１を移動させることにより、被写体Ｔに対する第１検出領域Ｒ４０１および第２検出領域Ｒ４０２の相対位置を変更するように構成されている。
　具体的には、格子保持孔２１ａ、２２ａおよび２３ａにおいて、第１格子Ｇ４０１、第２格子Ｇ４０２および第３格子Ｇ４０３は、Ｘ１側とＸ２側とにスライドさせることが可能に構成されている。これにより、第１格子Ｇ４０１、第２格子Ｇ４０２および第３格子Ｇ４０３の配置は、Ｘ１側に配置された状態（図９の状態）とＸ２側に配置された状態（図１０の状態）にすることができる。
　（位相コントラスト画像および吸収像の生成）
　次に、図１１を参照しながら、Ｘ線撮影装置４００における位相コントラスト画像４７１および吸収像４７２の生成の詳細について説明する。
　第２実施形態では、撮像部１０により、複数回（２回）の撮像を行うように構成されている。そして、それぞれの撮像毎で、被写体Ｔに対する第１検出領域Ｒ４０１および第２検出領域Ｒ４０２の相対位置が異なるように移動機構４５４により相対位置を変更した状態で、第１画像４７１ａ（４７１ｂ）および第２画像４７２ａ（４７２ｂ）を生成するように構成されている。
　具体的には、画像処理部４５０ａは、第１格子Ｇ４０１、第２格子Ｇ４０２および第３格子Ｇ４０３を、Ｘ１側に配置した状態（図９の状態）で、第１検出領域Ｒ４０１および第２検出領域Ｒ４０２において検出されたＸ線により、それぞれ、図１１の左上に示す第１画像４７１ａおよび第２画像４７２ａを取得する。また、画像処理部４５０ａは、第１格子Ｇ４０１、第２格子Ｇ４０２および第３格子Ｇ４０３を、Ｘ２側に配置した状態（図１０の状態）で、第１検出領域Ｒ４０１および第２検出領域Ｒ４０２において検出されたＸ線により、それぞれ、図１１の右上に示す第１画像４７１ｂおよび第２画像４７２ｂを取得する。なお、第１画像４７１ｂおよび第２画像４７２ｂは、それぞれ、図１１の左上に示す第１画像４７１ａおよび第２画像４７２ａと撮影位置が逆に配置された画像となる。
　画像処理部４５０ａは、図１１の下段に示すように、第１格子Ｇ４０１、第２格子Ｇ４０２および第３格子Ｇ４０３を、Ｘ１側に配置した状態（図９の状態）により取得した第１画像４７１ａと、Ｘ２側に配置した状態（図１０の状態）により取得した第１画像４７１ｂとを組み合わせて、位相コントラスト画像４７１を生成する。また、画像処理部４５０ａは、第１格子Ｇ４０１、第２格子Ｇ４０２および第３格子Ｇ４０３の配置を、Ｘ１側に配置した状態（図９の状態）により取得した第２画像４７２ａと、Ｘ２側に配置した状態（図１０の状態）により取得した第２画像４７２ｂとを組み合わせて、吸収像４７２を生成する。この結果、格子が配置された領域Ａ４０１および格子が配置されていない領域Ａ４０２よりも大きいサイズで、位相コントラスト画像４７１と吸収像４７２とが生成される。
　なお、第２実施形態のその他の構成については、上記第１実施形態と同様である。
　（第２実施形態の効果）
　第２実施形態では、以下のような効果を得ることができる。
　第２実施形態では、上記のように、画像処理部４５０ａを、被写体Ｔに対する複数の相対位置で第１検出領域Ｒ４０１において取得された複数の第１画像４７１ａに基づいて位相コントラスト画像４７１を生成するとともに、被写体Ｔに対する複数の相対位置で第２検出領域Ｒ４０２において取得された複数の第２画像４７２ａに基づいて吸収像４７２を生成するように構成する。これにより、同時に取得された第１画像４７１ａ（４７１ｂ）および第２画像４７２ａ（４７２ｂ）に基づいて、位相コントラスト画像４７１および吸収像４７２の生成を行うことができるので、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とで、各々の画像における被写体Ｔの撮影位置を容易に一致させることができる。その結果、第１実施形態と同様に、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とが別個の装置で行われる場合と比較して、各々の画像における被写体Ｔの撮影位置を一致させ易くすることができるので、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とで撮影された画像に基づく診断（評価）の精度が低下するのを抑制することができる。
　また、第２実施形態では、上記のように、移動機構４５４を、被写体Ｔおよび撮像部１０に対して第１格子Ｇ４０１を移動させることにより、被写体Ｔに対する第１検出領域Ｒ４０１および第２検出領域Ｒ４０２の相対位置を変更するように構成する。これにより、第１実施形態と同様に、移動機構４５４により被写体Ｔに対する第１検出領域Ｒ４０１および第２検出領域Ｒ４０２の相対位置を容易に変更することができる。
　また、第２実施形態では、上記のように、撮像部１０を、複数回の撮像を行うように構成させ、それぞれの撮像毎で、被写体Ｔに対する第１検出領域Ｒ４０１および第２検出領域Ｒ４０２の相対位置が異なるように移動機構４５４により相対位置を変更した状態で、第１画像４７１ａ（４７１ｂ）および第２画像４７２ａ（４７２ｂ）を生成するように構成する。これにより、複数回の撮影毎に取得され相対位置が異なる複数の第１画像４７１ａ（４７１ｂ）および第２画像４７２ａ（４７２ｂ）を取得することができる。その結果、相対位置が異なる複数の第１画像４７１ａ（４７１ｂ）および第２画像４７２ａ（４７２ｂ）に基づいて、それぞれ、大面積の位相コントラスト画像４７１および吸収像４７２を容易に生成することができる。また、位相コントラスト画像４７１または吸収像４７２を生成するのに必要な検出器１２の領域を、第１検出領域Ｒ４０１と第２検出領域Ｒ４０２との総和に一致させることができるので、通常のＸ線撮影をＸ線位相撮影とは別個に行うためにＸ線の照射範囲から第１格子Ｇ１を完全に退避させる場合と比較して、第１格子Ｇ１を移動させる距離を小さくすることができる。その結果、通常のＸ線撮影とＸ線位相撮影とを行うための全体の撮影時間が長くなるのを確実に抑制することができる。
　また、第２実施形態では、上記のように、Ｘ線撮影装置４００は、第１検出領域Ｒ４０１および第２検出領域Ｒ４０２のうち、第２検出領域Ｒ４０２に対応する位置に配置され、散乱線を除去するための散乱線グリッド８０を備える。これにより、Ｘ線源１１から照射され第１格子Ｇ４０１を通過せずに第２検出領域Ｒ４０２に到達するＸ線以外の散乱線が、第２検出領域Ｒ４０２に到達するのを抑制することができる。その結果、吸収像４７２において散乱線の影響によるノイズが発生するのを抑制することができる。
　なお、第２実施形態のその他の効果については、上記第１実施形態と同様である。
　［第２実施形態の変形例］
　次に、図１２および図１３を参照して、第２実施形態の変形例について説明する。この第２実施形態の変形例では、それぞれの格子ホルダにおいて格子が配置された領域Ａ４０１と格子が配置されていない領域Ａ４０２とをＸ方向に並んで１箇所ずつ配置させた上記第２実施形態のＸ線撮影装置４００とは異なり、それぞれの格子ホルダにおいて格子が配置された領域Ａ５０１と格子が配置されていない領域Ａ５０２とをＸ方向に並んで２箇所ずつを配置させた例について説明する。なお、図中において、上記第２実施形態と同様の構成には、同一の符号を付している。
　第２実施形態の変形例によるＸ線撮影装置５００では、第１格子Ｇ５０１、第２格子Ｇ５０２および第３格子Ｇ５０３は、それぞれ、Ｘ方向に複数（２つずつ）設けられている。また、第１格子Ｇ５０１、第２格子Ｇ５０２および第３格子Ｇ５０３は、それぞれ、Ｘ方向に交互に配置されている。具体的には、図１２に示すように、第１格子Ｇ５０１、第２格子Ｇ５０２および第３格子Ｇ５０３は、それぞれ、格子保持孔２１ａ、２２ａおよび２３ａに設けられており、Ｘ２側からＸ１側に向かって、格子（第１格子Ｇ５０１、第２格子Ｇ５０２および第３格子Ｇ５０３）が配置された領域Ａ５０１と、格子が配置されていない領域Ａ５０２と、格子が配置された領域Ａ５０１と、格子が配置されていない領域Ａ５０２とが、この順に配置されている。これにより、検出器１２において、第１検出領域Ｒ５０１および第２検出領域Ｒ５０２が、Ｘ２側からＸ１側に向かって、第１検出領域Ｒ５０１、第２検出領域Ｒ５０２、第１検出領域Ｒ５０１、第２検出領域Ｒ５０２の順に配置されている。なお、Ｘ線撮影装置５００では、散乱線グリッド５８０は、Ｘ線撮影装置４００と同様に、第１検出領域Ｒ５０１および第２検出領域Ｒ５０２のうち、Ｘ方向において、第２検出領域Ｒ５０２に対応する位置に配置されている。
　Ｘ線撮影装置５００では、画像処理部４５０ａは、第１格子Ｇ５０１、第２格子Ｇ５０２および第３格子Ｇ５０３を、図１２のように配置した状態で、第１検出領域Ｒ５０１および第２検出領域Ｒ５０２において検出されたＸ線により、それぞれ、図１３の左上に示す第１画像５７１ａおよび第２画像５７２ａを取得する。また、画像処理部４５０ａは、第１格子Ｇ５０１、第２格子Ｇ５０２および第３格子Ｇ５０３の配置を、格子の配置された領域Ａ５０１と配置されていない領域Ａ５０２とを図１２の配置とは逆にした状態で、第１検出領域Ｒ５０１および第２検出領域Ｒ５０２において検出されたＸ線により、それぞれ、図１３の右上に示す第１画像５７１ｂおよび第２画像５７２ｂを取得する。なお、第１画像５７１ｂおよび第２画像５７２ｂは、図１３の左上に示す第１画像５７１ａと第２画像５７２ａと撮影位置が逆に配置された画像となる。
　画像処理部４５０ａは、図１３の下段に示すように、第１格子Ｇ５０１、第２格子Ｇ５０２および第３格子Ｇ５０３を、図１２のように配置した状態により取得した第１画像５７１ａと、格子の配置された領域Ａ５０１と配置されていない領域Ａ５０２とを図１２の配置とは逆に配置した状態により取得した第１画像５７１ｂとを組み合わせて、位相コントラスト画像４７１を生成する。また、画像処理部４５０ａは、第１格子Ｇ５０１、第２格子Ｇ５０２および第３格子Ｇ５０３の配置を、図１２ように配置した状態により取得した第２画像５７２ａと、格子の配置された領域Ａ５０１と配置されていない領域Ａ５０２とを図１２の配置とは逆に配置した状態により取得した第２画像５７２ｂとを組み合わせて、吸収像４７２を生成する。
　なお、第２実施形態の変形例のその他の構成については、上記第２実施形態と同様である。
　（第２実施形態の変形例の効果）
　第２実施形態の変形例では、以下のような効果を得ることができる。
　第２実施形態の変形例では、上記のように、第１検出領域Ｒ５０１および第２検出領域Ｒ５０２を、それぞれ、複数設けるとともに、交互に配置されるように構成する。これにより、第１検出領域Ｒ５０１と第２検出領域Ｒ５０２とが交互に配置されているので、１回目の撮影時と２回目の撮影時とで、第１検出領域Ｒ５０１の位置と第２検出領域Ｒ５０２の位置とを互いに逆になるように入れ替えることにより、２回の撮像のみで、第１検出領域Ｒ５０１により取得される第１画像５７１ａ（５７１ｂ）と第２検出領域Ｒ５０２により取得される第２画像５７２ａ（５７２ｂ）とを合わせた撮影範囲に渡る大きさの位相コントラスト画像４７１および吸収像４７２を生成することができる。また、第１検出領域Ｒ５０１および第２検出領域Ｒ５０２とが、それぞれ、複数設けられているので、１回目の撮影時と２回目の撮影時とで、第１格子Ｇ５０１、第２格子Ｇ５０２および第３格子Ｇ５０３を移動させる距離を、第１格子Ｇ５０１、第２格子Ｇ５０２および第３格子Ｇ５０３が、それぞれ複数設けられていない場合と比較して、小さくすることができる。これらの結果、Ｘ線撮影とＸ線位相撮影とを行うための全体の撮影時間が長くなるのを確実に抑制することができる。
　なお、第２実施形態の変形例のその他の効果については、上記第２実施形態と同様である。
　［その他の変形例］
　今回開示された実施形態は、全ての点で例示であり制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記実施形態の説明ではなく特許請求の範囲によって示され、さらに特許請求の範囲と均等の意味および範囲内での全ての変更（変形例）が含まれる。
　たとえば、上記第１実施形態では、移動機構５４を、被写体Ｔに対して、Ｘ線源１１と検出器１２とを含む撮像部１０および第１格子Ｇ１を移動させることにより、被写体Ｔに対する第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２の相対位置を変更させた例を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、撮像部および第１格子に対して、被写体を移動させることにより、被写体に対する第１検出領域および第２検出領域の相対位置を変更してもよい。
　また、上記第１実施形態では、コリメータ３１および３２に、それぞれ、第２検出領域Ｒ２に到達するＸ線の照射範囲を調整する１つのコリメータ孔３１ｂおよび３２ｂを形成させた例を示し、上記第１実施形態の第１および第２変形例では、コリメータ２３１および２３２に、それぞれ、第２検出領域Ｒ２に到達するＸ線の照射範囲を調整する２つのコリメータ孔２３１ｂおよび２３２ｂを形成させた例を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、第２検出領域に到達するＸ線の照射範囲を調整するコリメータ孔の個数は３つ以上としてもよい。
　また、上記第１および第２実施形態では、第２格子Ｇ２およびＧ４０２（Ｇ５０２）を備える例を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、図１４に示すＸ線撮影装置６００のように、第２格子を備えない構成としてもよい。その場合、たとえば、図１４に示すように、第２格子のＸ線源側の近傍に配置させるコリメータを省略してもよい。なお、Ｘ線撮影装置６００は、第１実施形態の一変形例である。
　また、上記第１および第２実施形態では、第３格子Ｇ３およびＧ４０３（Ｇ５０３）を備える例を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、図１５のＸ線撮影装置７００に示すように、第３格子を備えない構成としてもよい。その場合、第３格子によるＸ線の微小焦点化ができないため、焦点サイズが大きい高出力のＸ線源の利用ができない場合がある。なお、Ｘ線撮影装置７００は、第１実施形態の一変形例である。
　また、上記第１実施形態では、コリメータ３３を備える例を示し、上記第２実施形態では、Ｘ線源１１の近傍にはコリメータを配置させない例を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、第１実施形態の構成において、Ｘ線源の近傍にコリメータを配置させないように構成してもよい。また、第２実施形態の構成において、Ｘ線源の近傍にコリメータを配置させるように構成してもよい。
　また、上記第１実施形態では、第１格子Ｇ１の格子が延びる方向と検出器１２の変換素子１２ｂが並ぶ方向とが傾斜するとともに、第１格子Ｇ１および検出器１２を含む撮像部１０が、被写体Ｔに対して、検出器１２の変換素子１２ｂが並ぶ方向に移動するように構成させた例を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、たとえば、図１６に示すように、第１格子Ｇ１の格子が延びる方向と検出器の変換素子１２ｂが並ぶ方向とを一致させ、第１格子Ｇ１および検出器１２を含む撮像部を、被写体Ｔに対して、検出器１２の変換素子１２ｂが並ぶ方向に対して傾斜した方向に移動させるように構成してもよい。
　また、上記第２実施形態では、２回の撮影を行うように構成させた例を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、３回以上の撮影を行うように構成してもよい。その場合、格子の移動距離を小さくすることができるととも、格子のサイズが大きくなるのを抑制することができる。
　また、上記第２実施形態の変形例では、第１格子Ｇ５０１、第２格子Ｇ５０２および第３格子Ｇ５０３を、それぞれ、Ｘ方向に２つずつ配置させた例を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、第１格子、第２格子および第３格子を、Ｘ方向に３つずつ配置させるように構成してもよい。
　また、上記第１および第２実施形態では、Ｘ線を回折する格子を用いた例を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、Ｘ線を遮蔽する格子を用いてもよい。
　また、上記第１および第２実施形態では、位相格子（第１格子）で回折されたＸ線を検出する手法として、位相格子で生じる自己像と干渉させるための第２格子を設ける手法を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、微細な画素を有する検出器を用いて自己像を直接検知する手法を用いてもよい。すなわち、本発明では、第１検出領域と第２検出領域とで、検出する画像の分解能（解像度）が異なるように構成させることができる。これにより、第１検出領域において取得される第１画像と、第２検出領域において取得される第２画像とで、分解能を異ならせることができるので、位相または散乱コントラスト画像および吸収像を、それぞれ、適切な解像度で生成することが可能である。たとえば、吸収像を取得する領域（第２検出領域）は微細な画素を有する必要がないので、微細な画素を有さない一般的な検出器を用いることにより、画素数の増大を抑制することができる。
　また、上記第１および第２実施形態では、位相格子（第１格子）で回折されたＸ線を検出する手法として、位相格子で生じる自己像と干渉させるための第２格子を設ける手法を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、格子状のシンチレータを有する検出器を用いて自己像と干渉させる手法を用いてもよい。すなわち、本発明では、検出器が、Ｘ線を検出して蛍光を発するシンチレータと、蛍光を検出する光検出器と、を含み、シンチレータを、第１検出領域に対応する部分と第２検出領域に対応する部分とで、構造が異なるように構成させてもよい。これにより、第１検出領域と第２検出領域とを、それぞれ、第１画像と第２画像とを取得するのに適したシンチレータの構造とすることができるので、位相または散乱コントラスト画像および吸収像を、それぞれ、適切な状態で生成することができる。たとえば、吸収像を取得する領域（第２検出領域）は、格子状のシンチレータを有する必要がないので、格子状ではない一般的な構造のシンチレータを用いることにより、検出感度を向上させることができる。
　また、上記第１実施形態では、フィルタ４１ａおよびフィルタ４１ｂは、それぞれ、Ｚ軸方向において、第１格子Ｇ１に対して所定の位置に配置させた例を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、第１格子Ｇ１とフィルタ４１ａとの間の相対位置と第１格子Ｇ１とフィルタ４１ｂとの間の相対位置が異なるようにしてもよい。その場合、第１格子Ｇ１とフィルタ４１ａとの間の相対位置と、第１格子Ｇ１とフィルタ４１ｂとの間の相対位置とを調整する調整機構を備えるようにしてもい。これにより、フィルタ４１ａおよびフィルタ４１ｂを、それぞれ、Ｘ線源１１から照射されたＸ線のスペクトルが適切にフィルタリングされるように、第１格子Ｇ１に対する相対位置を調整することができる。
　また、上記第１および第２実施形態では、第１検出領域Ｒ１（Ｒ４０１）および第２検出領域Ｒ２（Ｒ４０２）を、Ｘ方向に並んで配置させた例を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、第１検出領域と第２検出領域とを、Ｘ方向に並ばないように構成してもよい。その場合、たとえば、図１７（図１８）に示すＸ線撮影装置８００（９００）のように、第２検出領域Ｒ８０２（Ｒ９０２）の被写体Ｔからの距離Ｌ１２（Ｌ２２）が、第１検出領域Ｒ４０１の被写体Ｔからの距離Ｌ１１（２１）よりも小さくなるように配置するように構成してもよい。なお、Ｘ線撮影装置８００および９００は、それぞれ、第１および第２実施形態の一変形例である。
　図１７に示すように、Ｘ線撮影装置８００は、検出器８１２と、格子ホルダ８２２と、コリメータ８３２と、を備えている。検出器８１２は、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ８０２とでＺ方向における被写体Ｔからの距離が異なるように、Ｚ方向における位置が互いに異なる検出器部分８１２ａと検出器部分８１２ｂとを含む。検出器部分９１２ａは、検出器部分９１２ａの第１格子Ｇ１側の面と被写体Ｔとの距離が距離Ｌ１１となるように配置されている。検出器部分９１２ｂは、検出器部分９１２ｂの第１格子Ｇ１側の面と被写体Ｔとの距離が（距離Ｌ１１よりも小さい）距離Ｌ１２となるように配置されている。格子ホルダ８２２は、検出器部分８１２ａと検出器部分８１２ｂとに対応するように、Ｚ方向における位置が互いに異なる部分を含む。コリメータ８３２は、検出器部分８１２ａと検出器部分８１２ｂとに対応するように、Ｚ方向における位置が互いに異なる部分を含む。
　図１８に示すように、Ｘ線撮影装置９００は、検出器９１２と、移動機構９５４と、を備えている。検出器９１２は、第１検出領域Ｒ４０１および第２検出領域Ｒ９０２とでＺ方向における被写体Ｔからの距離が異なるように、Ｚ方向における位置が互いに異なる検出器部分９１２ａと検出器部分９１２ｂとを含む。検出器部分９１２ａは、検出器部分９１２ａの第１格子Ｇ１側の面と被写体Ｔとの距離が距離Ｌ２１となるように配置されている。検出器部分９１２ｂは、検出器部分９１２ｂの第１格子Ｇ１側の面と被写体Ｔとの距離が（距離Ｌ２１よりも小さい）距離Ｌ２２となるように配置されている。移動機構９５４は、被写体Ｔに対する第１検出領域Ｒ４０１および第２検出領域Ｒ９０２の相対位置を変更する際に、第１格子Ｇ４０１、第２格子Ｇ４０２および第３格子Ｇ４０３のＸ方向における移動に対応するように、検出器部分９１２ａおよび検出器部分９１２ｂをＸ方向に移動するように構成されている。
　上記のＸ線撮影装置８００（９００）の構成により、第２検出領域Ｒ８０２（Ｒ９０２）の被写体Ｔからの距離Ｌ１２（Ｌ２２）を比較的小さくすることができるので、第２検出領域Ｒ８０２（Ｒ９０２）において検出される吸収像に生じるＸ線源の焦点サイズによって生じる被写体Ｔの半影（画像ボケ）が大きくなるのを抑制することができる。
　また、上記第２実施形態では、撮像部１０により、第１格子Ｇ４０１、第２格子Ｇ４０２および第３格子Ｇ４０３を、Ｘ１側に配置された状態（図９の状態）とＸ２側に配置された状態（図１０の状態）において各々１回ずつ撮影するように構成させた例を示したが、本発明はこれに限られない。本発明では、第１格子Ｇ４０１、第２格子Ｇ４０２および第３格子Ｇ４０３を、Ｘ１側に配置された状態とＸ２側に配置された状態において各々複数回ずつ撮影するように構成してもよい。その場合、たとえば、図１９および図２０に示すＸ線撮影装置１０００のように、撮像部１０により、第１検出領域Ｒ４０１および第２検出領域Ｒ４０２における被写体ＴへのＸ線の入射角度を変更するように複数回の撮影を行うとともに、入射角度を変更した撮影毎に第１画像と第２画像とを生成するように構成してもよい。その場合、たとえば、画像処理部を、被写体ＴへのＸ線の入射角度が互いに等しい第１画像と第２画像とを選択して、選択した第１画像と第２画像とに基づいて位相コントラスト画像および吸収像を生成するように構成してもよい。なお、Ｘ線撮影装置１０００は、第２実施形態の一変形例である。
　図１９および図２０に示すように、Ｘ線撮影装置１０００は、移動機構５４と、移動機構４５４と、制御部１０５０と、を備えている。移動機構５４および移動機構４５４は、それぞれ、Ｘ線撮影装置１００およびＸ線撮影装置４００が備える移動機構と同様である。制御部１０５０は、移動機構５４および移動機構４５４の動作を制御するように構成されている。制御部１０５０は、画像処理部１０５０ａを備えている。
　Ｘ線撮影装置１０００では、第１格子Ｇ４０１、第２格子Ｇ４０２および第３格子Ｇ４０３をＸ２側に配置させた状態（図１９の状態）で、移動機構５４により、撮像部１０および第１格子Ｇ１、第２格子Ｇ２および第３格子Ｇ３の相対位置を所定の方向（Ｘ方向）に連続的に変更しながら、Ｘ方向における複数の位置で撮影を行うようように構成されている。そして、画像処理部１０５０ａは、Ｘ方向における複数の位置で撮影された（被写体Ｔに対するＸ線の入射角度が異なる）複数の第１画像を生成するように構成されている。また、第１格子Ｇ４０１、第２格子Ｇ４０２および第３格子Ｇ４０３をＸ１側に配置させた状態（図２０の状態）で、移動機構５４により、撮像部１０および第１格子Ｇ１、第２格子Ｇ２および第３格子Ｇ３の相対位置を所定の方向（Ｘ方向）に連続的に変更しながら、Ｘ方向における複数の位置で撮影を行うようように構成されている。そして、画像処理部１０５０ａは、Ｘ方向における複数の位置で撮影された（被写体Ｔに対するＸ線の入射角度が異なる）複数の第２画像を生成するように構成されている。
　上記のＸ線撮影装置１０００の構成によって、画像処理部１０５０ａは、複数の第１画像と複数の第２画像のうち、互いに被写体Ｔへの入射角度が等しい第１画像と第２画像とに基づいて位相コントラスト画像および吸収像を生成することが可能である。これにより、被写体ＴへのＸ線の入射角度が互いに等しい位相コントラスト画像と吸収像とを生成することができるので、被写体Ｔに厚みがある場合でも、位相コントラスト画像と吸収像とを正確に比較することができる。また、画像処理部１０５０ａは、複数の第１画像と複数の第２画像のうち、被写体ＴへのＸ線の入射角度が互いに異なる複数の画像を組み合わせて位相コントラスト画像および吸収像を生成することが可能である。これにより、被写体ＴへのＸ線の入射方向へ分解能を向上させた位相コントラスト画像および吸収像を生成することができる。
　なお、第１実施形態のＸ線撮影装置１００では、移動機構５４は、光軸方向（Ｚ方向）に並んで配置された、Ｘ線源１１から検出器１２までの構成を、Ｘ方向に移動させることにより、被写体Ｔに対する第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２の相対位置を変更するように構成されている。すなわち、撮像部１０により、第１検出領域Ｒ１および第２検出領域Ｒ２における被写体ＴへのＸ線の入射角度を変更するように複数回の撮影を行うとともに、入射角度を変更した撮影毎に第１画像と第２画像とを生成することが可能である。したがって、上記第２実施形態の一変形例であるＸ線撮影装置１０００と同様に、上記第１実施形態の一変形例として、画像処理部を、被写体ＴへのＸ線の入射角度が互いに等しい第１画像と第２画像とを選択して、選択した第１画像と第２画像とに基づいて位相コントラスト画像および吸収像を生成するように構成してもよい。
　１０　撮像部
　１１　Ｘ線源
　１２、８１２、９１２　検出器
　１２ａ　（検出器の）検出面
　３１、２３１、３３１　コリメータ（照射範囲調整部材）
　３１ａ、３３１ａ　コリメータ孔（第１照射範囲調整部）
　３１ｂ、２３１ｂ　コリメータ孔（第２照射範囲調整部）
　４１ａ　フィルタ（第１フィルタ部）
　４１ｂ　フィルタ（第２フィルタ部）
　５０ａ、２５０ａ、３５０ａ、４５０ａ、５５０ａ、１０５０ａ　画像処理部
　５４、４５４、９５４　移動機構（相対位置変更部）
　７１、４７１　位相コントラスト画像（位相または散乱コントラスト画像）
　７１ａ、４７１ａ、４７１ｂ、５７１ａ、５７１ｂ　第１画像
　７２、４７２　吸収像
　７２ａ、４７２ａ、４７２ｂ、５７２ａ、５７２ｂ　第２画像
　８０、５８０　散乱線グリッド（散乱線除去部材）
　１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、９００、１０００　Ｘ線撮影装置
　Ｇ１、Ｇ３０１、Ｇ４０１、Ｇ５０１　第１格子
　Ｇ２、Ｇ３０２、Ｇ４０２、Ｇ５０２　第２格子
　Ｒ１、Ｒ４０１、Ｒ５０１　第１検出領域
　Ｒ２、Ｒ４０２、Ｒ５０２、Ｒ８０２、Ｒ９０２　第２検出領域
　Ｔ　被写体

Claims (19)

  1. 　Ｘ線源と、
    　前記Ｘ線源から照射されたＸ線を回折または遮蔽するように格子パターンが形成された第１格子と、
    　前記第１格子を通過して到達したＸ線を検出する第１検出領域と、前記第１格子を通過せずに到達したＸ線を検出する第２検出領域と、を含む検出器と、
    　被写体に対する前記第１検出領域および前記第２検出領域の相対位置を変更する相対位置変更部と、
    　前記被写体に対する複数の前記相対位置で前記第１検出領域において取得された複数の第１画像に基づいて位相または散乱コントラスト画像を生成するとともに、前記被写体に対する複数の前記相対位置で前記第２検出領域において取得された複数の第２画像に基づいて吸収像を生成する画像処理部と、を備える、Ｘ線撮影装置。
  2. 　前記画像処理部は、前記被写体に対する複数の前記相対位置で前記第１検出領域において取得された前記複数の第１画像に基づいて暗視野像を生成するとともに、前記被写体に対する複数の前記相対位置で前記第２検出領域において取得された前記複数の第２画像に基づいて前記吸収像を生成する、請求項１に記載のＸ線撮影装置。
  3. 　前記相対位置変更部は、
    　　前記被写体に対して、前記Ｘ線源と前記検出器とを含む撮像部および前記第１格子を移動させるか、
    　　前記撮像部および前記第１格子に対して、前記被写体を移動させるか、
    　　前記被写体および前記撮像部に対して、前記第１格子を移動させるか、
    　のいずれかにより、前記被写体に対する前記第１検出領域および前記第２検出領域の相対位置を変更する移動機構を含む、請求項１に記載のＸ線撮影装置。
  4. 　前記移動機構は、前記撮像部に対する前記第１格子の相対位置を維持した状態で、前記撮像部および前記第１格子、または、前記被写体のいずれかを、所定の方向に連続的に移動させることにより、前記被写体に対する前記撮像部および前記第１格子の相対位置を所定の方向に連続的に変更するように構成されており、
    　前記画像処理部は、前記移動機構によって前記被写体に対する前記撮像部および前記第１格子の相対位置が連続的に変更されることにより生成された複数の前記第１画像および複数の前記第２画像のそれぞれに基づいて前記位相または散乱コントラスト画像および前記吸収像を生成するように構成されている、請求項３に記載のＸ線撮影装置。
  5. 　前記第１検出領域および前記第２検出領域は、それぞれ、前記被写体に対する前記撮像部および前記第１格子の相対位置が連続的に変更される方向に沿って並んで配置されており、
    　前記移動機構は、前記第１検出領域および前記第２検出領域のうち、前記検出器によるＸ線の検出が前記第２検出領域の側から行われるように前記相対位置を変更するように構成されている、請求項４に記載のＸ線撮影装置。
  6. 　前記Ｘ線源と前記第１格子との間において前記被写体よりも前記Ｘ線源側に配置され、前記第１検出領域に到達するＸ線の照射範囲を調整する第１照射範囲調整部と、前記第２検出領域に到達するＸ線の照射範囲を調整する第２照射範囲調整部と、を含む、照射範囲調整部材をさらに備える、請求項４に記載のＸ線撮影装置。
  7. 　前記第１照射範囲調整部と前記第２照射範囲調整部とは、前記被写体に対する前記撮像部および前記第１格子の相対位置が連続的に変更される方向に沿って離れて配置されている、請求項６に記載のＸ線撮影装置。
  8. 　前記第２照射範囲調整部による前記第２検出領域に到達するＸ線の照射範囲は、前記第１照射範囲調整部による前記第１検出領域に到達するＸ線の照射範囲よりも小さくなるように構成されている、請求項６に記載のＸ線撮影装置。
  9. 　前記第１照射範囲調整部および前記第２照射範囲調整部のうち、少なくとも前記第２照射範囲調整部は、複数設けられており、
    　前記複数の第２照射範囲調整部は、Ｘ線を透過させる状態の前記第２照射範囲調整部の個数を変更することにより、前記第２検出領域に到達するＸ線の照射範囲を調整するように構成されている、請求項６に記載のＸ線撮影装置。
  10. 　前記被写体よりも前記Ｘ線源側に配置され、前記第１検出領域に到達するＸ線のスペクトルを調整する第１フィルタ部と、前記被写体よりも前記Ｘ線源側に配置され、前記第２検出領域に到達するＸ線のスペクトルを調整する第２フィルタ部と、をさらに備える、請求項１に記載のＸ線撮影装置。
  11. 　前記第１格子と前記第１フィルタ部との間の相対位置、および、前記第１格子と前記第２フィルタ部との間の相対位置を調整する調整機構をさらに備える、請求項１０に記載のＸ線撮影装置。
  12. 　前記移動機構は、前記被写体および前記撮像部に対して、前記第１格子を移動させることにより、前記被写体に対する前記第１検出領域および前記第２検出領域の相対位置を変更するように構成されており、
    　前記撮像部は、複数回の撮像を行うように構成されており、それぞれの撮像毎で、前記被写体に対する前記第１検出領域および前記第２検出領域の相対位置が異なるように前記移動機構により前記相対位置を変更した状態で、前記第１画像および前記第２画像を生成するように構成されている、請求項３に記載のＸ線撮影装置。
  13. 　前記第１検出領域および前記第２検出領域は、それぞれ、複数設けられるとともに、交互に配置されるように構成されている、請求項１２に記載のＸ線撮影装置。
  14. 　前記検出器の検出面近傍において、前記第１検出領域および前記第２検出領域のうち、前記第２検出領域に対応する位置に配置され、散乱線を除去するための散乱線除去部材をさらに備える、請求項１２に記載のＸ線撮影装置。
  15. 　前記第２検出領域の前記被写体からの距離は、前記第１検出領域の前記被写体からの距離よりも小さくなるように配置されるように構成されている、請求項３に記載のＸ線撮影装置。
  16. 　前記第１検出領域および前記第２検出領域における前記被写体へのＸ線の入射角度を変更するように複数回の撮影を行うとともに、入射角度を変更した撮影毎に前記第１画像と前記第２画像とを生成するように構成されており、
    　前記画像処理部は、前記被写体へのＸ線の入射角度が互いに等しい前記第１画像と前記第２画像とを選択して、選択した前記第１画像と前記第２画像とに基づいて前記位相または散乱コントラスト画像および前記吸収像を生成するように構成されている、請求項３に記載のＸ線撮影装置。
  17. 　前記第１格子と前記検出器との間に配置され、前記第１格子の自己像と干渉させるための第２格子をさらに備える、請求項１に記載のＸ線撮影装置。
  18. 　前記第１検出領域と前記第２検出領域とで、検出する画像の分解能が異なるように構成されている、請求項１に記載のＸ線撮影装置。
  19. 　前記検出器は、Ｘ線を検出して蛍光を発するシンチレータと、前記蛍光を検出する光検出器と、を含み、
    　前記シンチレータは、前記第１検出領域に対応する部分と前記第２検出領域に対応する部分とで、構造が異なるように構成されている、請求項１に記載のＸ線撮影装置。
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