JP2012090805A - 放射線撮影装置及び放射線撮影システム - Google Patents

Abstract

【課題】格子の振動を迅速に減衰させることで、位相情報の検出精度の向上と撮影時間の短縮化とが可能な放射線撮影装置及び放射線撮影システムの提供。
【解決手段】放射線撮影システムは、第１の格子と、第１の格子を通過した放射線により形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する第２の格子３２と、第２の格子３２と放射線像とを相対変位させる走査手段３３と、第２の格子３２によってマスキングされた放射線像を検出する放射線画像検出器と、を備え、走査手段３３は、第１の格子及び第２の格子３２の少なくとも一方を他方に対して、放射線像のパターン配列方向に駆動する駆動手段３５と、互いに異なる固有振動数を有し駆動手段３５による駆動対象をその駆動方向とは反対方向に付勢する複数種類の弾性体３６，３６，３７，３７と、を含む。
【選択図】図１０

Description

本発明は、Ｘ線等の放射線を用いた被写体の位相イメージングを可能とする放射線撮影装置及び放射線撮影システムに関する。

Ｘ線は、物質を構成する元素の原子番号と、物質の密度及び厚さとに依存して減衰するといった特性を有することから、被検体の内部を透視するためのプローブとして用いられている。Ｘ線を用いた撮影は、医療診断や非破壊検査等の分野において広く普及している。

一般的なＸ線撮影システムでは、Ｘ線を放射するＸ線源とＸ線を検出するＸ線画像検出器との間に被検体を配置して、被検体の透過像を撮影する。この場合、Ｘ線源からＸ線画像検出器に向けて放射された各Ｘ線は、Ｘ線画像検出器までの経路上に存在する物質の特性（原子番号、密度、厚さ）の差異に応じた量の減衰（吸収）を受けた後、Ｘ線画像検出器の各画素に入射する。この結果、被検体のＸ線吸収像がＸ線画像検出器により検出され画像化される。Ｘ線画像検出器としては、Ｘ線増感紙とフイルムとの組み合わせや輝尽性蛍光体のほか、半導体回路を用いたフラットパネル検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）が広く用いられている。

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

このような問題を背景に、近年、被検体によるＸ線の強度変化に代えて、被検体によるＸ線の位相変化（角度変化）に基づいた画像（以下、位相コントラスト画像と称する）を得るＸ線位相イメージングの研究が盛んに行われている。一般に、Ｘ線が物体に入射したとき、Ｘ線の強度よりも位相のほうが高い相互作用を示すことが知られている。このため、位相差を利用したＸ線位相イメージングでは、Ｘ線吸収能が低い弱吸収物体であっても高コントラストの画像を得ることができる。このようなＸ線位相イメージングの一種として、近年、２枚の透過回折格子（位相型格子及び吸収型格子）とＸ線画像検出器とからなるＸ線タルボ干渉計を用いたＸ線撮影システムが考案されている（例えば、特許文献１参照）。

Ｘ線タルボ干渉計は、被検体の背後に第１の回折格子（位相型格子あるいは吸収型格子）を配置し、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長で決まる特定距離（タルボ干渉距離）だけ下流に第２の回折格子（吸収型格子）を配置し、その背後にＸ線画像検出器を配置することにより構成される。上記タルボ干渉距離とは、第１の回折格子を通過したＸ線が、タルボ干渉効果によって自己像を形成する距離であり、この自己像は、Ｘ線源と第１の回折格子との間に配置された被検体とＸ線との相互作用（位相変化）により変調を受ける。

Ｘ線タルボ干渉計では、第１の回折格子の自己像と第２の回折格子との重ね合わせ（強度変調）により生じるモアレ縞を検出し、被検体によるモアレ縞の変化を解析することによって被検体の位相情報を取得する。モアレ縞の解析方法としては、例えば、縞走査法が知られている。この縞走査法によると、第１の回折格子に対して第２の回折格子を、第１の回折格子の面にほぼ平行で、かつ第１の回折格子の格子方向（条帯方向）にほぼ垂直な方向に、格子ピッチを等分割した走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を行い、Ｘ線画像検出器で得られる各画素値の変化から、被検体で屈折したＸ線の角度分布（位相シフトの微分像）を取得する方法であり、この角度分布に基づいて被検体の位相コントラスト画像を得ることができる。

上述のようなＸ線位相イメージングにおいて、第２の格子を第１の格子に対して移動して走査を行う場合を例にとると、第２の格子のピッチの１周期を等分割した走査ピッチで第２の格子を第１の格子に対して移動させながら、１周期の分割数に応じた複数回の撮影を行い、Ｘ線画像検出器の画素毎に複数の撮影画像間におけるＸ線強度変調信号の変化量を計測し、強度変調信号の変化量から放射線像の位相シフト量（Ｘ線の屈折角度に相当する）を演算することにより、被写体の透過像としての位相コントラスト画像を形成する。
走査の駆動対象である第２の格子のピッチは典型的には数μｍであり、走査ピッチは１μｍ前後となるため、走査駆動手段にはサブミクロン以下の変位分解能が求められる。このため、微動送りが可能なピエゾ素子などの圧電アクチュエータが駆動手段として好適に用いられている。第１の格子を第２の格子に対して移動させる特許文献１においても、圧電アクチュエータが用いられている。
なお、Ｘ線撮影装置ではなく一般のステージ装置に関し、ステージを圧電アクチュエータ、あるいはボールねじでそれぞれ駆動する特許文献２，３では、圧電アクチュエータやボールねじによる駆動方向とは反対方向にステージを付勢するバネないしゴム部材などの弾性体を設けて予圧を加えることにより、位置決め精度を高めている。

特開２００８−２００３５９号公報 特開平１０−４８５３１号公報 特開２０００−１９４１５号公報

ここで、被写体を透過した際のＸ線の屈折角度は数μｒａｄとごく僅かであって、この屈折角度に応じた放射線像の位相シフト量及び各画素の強度変調信号の変化量もまた、ごく僅かである。このような僅かな変化量を計測する上では、走査に伴う格子の振動が位相情報の検出精度に大きく影響する。走査撮影時に格子が振動していると、決められた走査ピッチが乱れる結果となるから、撮影画像に基づく位相情報の検出精度が低下してしまう。走査ピッチ毎に、格子の振動が減衰して収束するまで待って撮影できればよいが、複数回の撮影時と撮影時との間隔が長くなると、その間に被写体の体動が生じて位相コントラストが低下し易いので、位相検出精度が低下してしまう。このため、走査ピッチ毎の撮影時間の間隔は短い方が好ましく、複数回の撮影に要するトータルの撮影時間としては例えば秒以下のオーダーであることが要求される。以上から、走査に伴う格子の振動を如何に速やかに減衰させるかが重要となる。

なお、特許文献２，３のように弾性体を用いて予圧を加えた場合でも、駆動対象の振動を速やかに減衰させることは難しい。弾性体による振動系が構成されてしまうことで格子の振動収束が遅れ、短い撮影時間間隔の間には振動を十分に減衰させることができない虞がある。

以上に鑑みて、本発明の目的は、格子の振動を迅速に減衰させることで、位相情報の検出精度の向上と撮影時間の短縮化とが可能な放射線撮影装置及び放射線撮影システムを提供することにある。

第１の格子と、
前記第１の格子を通過した放射線により形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する第２の格子と、
前記放射線像と前記第２の格子との位相差が互いに異なる複数の相対位置に、前記放射線像と前記第２の格子とを相対変位させる走査手段と、
前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、を備え、
前記走査手段は、前記第１の格子及び前記第２の格子の少なくとも一方を他方に対して、前記放射線像のパターン配列方向に駆動する駆動手段と、互いに異なる固有振動数を有して前記駆動手段による駆動対象をその駆動方向とは反対方向に付勢する複数種類の弾性体と、を含むことを特徴とする放射線撮影装置。

上記の放射線撮影装置と、
前記放射線撮影装置の前記放射線画像検出器により検出された画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、を備えることを特徴とする放射線撮影システム。

本発明の放射線撮影装置及び放射線撮影システムによれば、走査に伴って駆動対象（第１、第２の格子の少なくとも一方）が振動した際に、駆動対象を付勢する複数種類の弾性体の振動が、これら弾性体の固有振動数の相違から相互に抑制されるので、駆動対象及び弾性体の全体として、振動を迅速に減衰させることが可能となる。すなわち、固有振動数が相違する複数の弾性体を用いることで、駆動対象に予圧を加えつつ、弾性体による振動系が構成されることを回避して駆動対象の早期収束をも実現し得る。駆動対象を迅速に減衰させることで、位相検出精度の向上と、複数回の撮影に要する撮影時間の短縮化とが可能となる。

本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を模式的に示す側面図である。 図１の放射線撮影システムの制御ブロック図である。 ブロックを用いて放射線画像検出器の構成を示す模式図である。 第１、第２の格子及び放射線画像検出器の斜視図である。 第１、第２の格子及び放射線画像検出器の側面図である。 第１及び第２の格子の相互作用による干渉縞（モアレ）の周期を変更するための機構を示す模式図である。 被写体による放射線の屈折を説明するための模式図である。 縞走査法を説明するための模式図である。 縞走査に伴う放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。 第２の格子及び走査手段の模式図である。 上記例の第１変形例に係る第２の格子及び走査手段の模式図である。 上記例の第２変形例に係る第２の格子及び走査手段の模式図である。 上記例の第３変形例に係る第２の格子及び走査手段の模式図である。 上記例の第４変形例に係る第２の格子及び走査手段の模式図である。 上記例の第５変形例に係る第２の格子及び走査手段の模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 図１７の放射線撮影システムの斜視図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を模式的に示す側面図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を模式的に示す側面図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を模式的に示す側面図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を模式的に示す側面図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を模式的に示す側面図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、放射線画像を生成する演算部の構成を示すブロック図である。 図２４の放射線撮影システムの演算部における処理を説明するための放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。

図１は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示し、図２は、図１の放射線撮影システムの制御ブロックを示す。
なお、既に述べた構成と同様の構成については同一符号を付してその説明を省略し、既に述べた構成との差異についてのみ説明する。

Ｘ線撮影システム１０は、被写体（患者）Ｈを立位状態で撮影するＸ線診断装置であって、被写体ＨにＸ線を照射するＸ線源１１と、Ｘ線源１１との間に被写体Ｈを介在させた状態でＸ線源１１に対向配置され、Ｘ線源１１から被写体Ｈを透過したＸ線を検出して画像データを生成する撮影部１２と、操作者の操作に基づいてＸ線源１１の曝射動作や撮影部１２の撮影動作を制御するとともに、撮影部１２により取得された画像データを演算処理して位相コントラスト画像を生成するコンソール１３（図２）とに大別される。

Ｘ線源１１は、天井から吊り下げられたＸ線源保持装置１４により上下方向（ｘ方向）に移動自在に保持されている。
撮影部１２は、床上に設置された立位スタンド１５により上下方向に移動自在に保持されている。

Ｘ線源１１は、Ｘ線源制御部１７の制御に基づき、高電圧発生器１６から印加される高電圧に応じてＸ線を発生するＸ線管１８と、Ｘ線管１８から発せられたＸ線のうち、被写体Ｈの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限する可動式のコリメータ１９ａを備えたコリメータユニット１９とから構成されている。Ｘ線管１８は、陽極回転型であり、電子放出源（陰極）としてのフィラメント（図示せず）から電子線を放出して、所定の速度で回転する回転陽極１８ａに衝突させることによりＸ線を発生する。この回転陽極１８ａの電子線の衝突部分がＸ線焦点１８ｂとなる。

Ｘ線源保持装置１４は、天井に設置された天井レール（図示せず）により水平方向（ｚ方向）に移動自在に構成された台車部１４ａと、上下方向に連結された複数の支柱部１４ｂとからなる。台車部１４ａには、支柱部１４ｂを伸縮させて、Ｘ線源１１の上下方向に関する位置を変更するモータ（図示せず）が設けられている。

立位スタンド１５は、床に設置された本体１５ａに、撮影部１２を保持する保持部１５ｂが上下方向に移動自在に取り付けられている。保持部１５ｂは、上下方向に離間して配置された２つのプーリ１５ｃの間に掛架された無端ベルト１５ｄに接続され、プーリ１５ｃを回転させるモータ（図示せず）により駆動される。このモータの駆動は、操作者の設定操作に基づき、後述するコンソール１３の制御装置２０により制御される。

また、立位スタンド１５には、プーリ１５ｃ又は無端ベルト１５ｄの移動量を計測することにより、撮影部１２の上下方向に関する位置を検出するポテンショメータ等の位置センサ（図示せず）が設けられている。この位置センサの検出値は、ケーブル等によりＸ線源保持装置１４に供給される。Ｘ線源保持装置１４は、供給された検出値に基づいて支柱部１４ｂを伸縮させ、撮影部１２の上下動に追従するようにＸ線源１１を移動させる。

コンソール１３には、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等からなる制御装置２０が設けられている。制御装置２０には、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置２１と、撮影部１２により取得された画像データを演算処理してＸ線画像を生成する演算処理部２２と、Ｘ線画像を記憶する記憶部２３と、Ｘ線画像等を表示するモニタ２４と、Ｘ線撮影システム１０の各部と接続されるインターフェース（Ｉ／Ｆ）２５とがバス２６を介して接続されている。

入力装置２１としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等を用いることが可能であり、入力装置２１の操作により、Ｘ線管電圧やＸ線照射時間等のＸ線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。モニタ２４は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置２０の制御により、Ｘ線撮影条件等の文字やＸ線画像を表示する。

撮影部１２は、半導体回路からなる放射線画像検出器としてのフラットパネル検出器（ＦＰＤ）３０、被写体ＨによるＸ線の位相変化（角度変化）を検出し位相イメージングを行うための第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２を有する。

撮影部１２には、第２の吸収型格子３２を上下方向（ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２を相対移動させる走査手段３３が設けられている。

ＦＰＤ３０は、検出面がＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交するように配置されている。詳しくは後述するが、第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、ＦＰＤ３０とＸ線源１１との間に配置されている。

図３は、図１の放射線撮影システムに含まれる放射線画像検出器の構成を示す。

放射線画像検出器としてのＦＰＤ３０は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素４０がアクティブマトリクス基板上にｘｙ方向に２次元配列されてなる受像部４１と、受像部４１からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路４２と、各画素４０に蓄積された電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して記憶する読み出し回路４３と、画像データをコンソール１３のＩ／Ｆ２５を介して演算処理部２２に送信するデータ送信回路４４とから構成されている。なお、走査回路４２と各画素４０とは、行毎に走査線４５によって接続されており、読み出し回路４３と各画素４０とは、列毎に信号線４６によって接続されている。

各画素４０は、アモルファスセレン等の変換層（図示せず）でＸ線を電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたキャパシタ（図示せず）に蓄積する直接変換型の素子として構成することができる。各画素４０には、ＴＦＴスイッチ（図示せず）が接続され、ＴＦＴスイッチのゲート電極が走査線４５、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線４６に接続される。ＴＦＴスイッチが走査回路４２からの駆動パルスによってＯＮ状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線４６に読み出される。

なお、各画素４０は、酸化ガドリニウム（Ｇｄ_２Ｏ_３）やヨウ化セシウム（ＣｓＩ）等からなるシンチレータ（図示せず）でＸ線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード（図示せず）で電荷に変換して蓄積する間接変換型のＸ線検出素子として構成することも可能である。また、Ｘ線画像検出器としては、ＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤに限られず、ＣＣＤセンサやＣＭＯＳセンサ等の固体撮像素子をベースとした各種のＸ線画像検出器を用いることも可能である。

読み出し回路４３は、積分アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、補正回路、及び画像メモリ（いずれも図示せず）により構成されている。積分アンプ回路は、各画素４０から信号線４６を介して出力された電荷を積分して電圧信号（画像信号）に変換して、Ａ／Ｄ変換器に入力する。Ａ／Ｄ変換器は、入力された画像信号をデジタルの画像データに変換して補正回路に入力する。補正回路は、画像データに対して、オフセット補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正を行い、補正後の画像データを画像メモリに記憶させる。なお、補正回路による補正処理として、Ｘ線の露光量や露光分布（いわゆるシェーディング）の補正や、ＦＰＤ３０の制御条件（駆動周波数や読み出し期間）に依存するパターンノイズ（例えば、ＴＦＴスイッチのリーク信号）の補正等を含めてもよい。

図４及び図５は、第１、第２の格子３１，３２及びＦＰＤ３０を示す。

第１の吸収型格子３１は、基板３１ａと、この基板３１ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３１ｂとから構成されている。同様に、第２の吸収型格子３２は、基板３２ａと、この基板３２ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３２ｂとから構成されている。基板３１ａ，３１ｂは、いずれもＸ線を透過させるガラス等のＸ線透過性部材により形成されている。

Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、いずれもＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交する面内の一方向（図示の例では、ｘ方向及びｚ方向に直交するｙ方向）に延伸した線状の部材で構成される。各Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの材料としては、Ｘ線吸収性に優れるものが好ましく、例えば、金、白金等の重金属であることが好ましい。これらのＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、金属メッキ法や蒸着法によって形成することが可能である。

Ｘ線遮蔽部３１ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定のピッチｐ_１で、互いに所定の間隔ｄ_１を空けて配列されている。同様に、Ｘ線遮蔽部３２ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定のピッチｐ_２で、互いに所定の間隔ｄ_２を空けて配列されている。
このような第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、入射Ｘ線に位相差を与えるものでなく、強度差を与えるものであるため、振幅型格子とも称される。なお、スリット部（上記間隔ｄ_１，ｄ_２の領域）は空隙でなくてもよく、例えば、高分子や軽金属などのＸ線低吸収材で該空隙を充填してもよい。

第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、タルボ干渉効果の有無に係らず、スリット部を通過したＸ線を幾何学的に投影するように構成されている。具体的には、間隔ｄ_１，ｄ_２を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線のピーク波長より十分大きな値とすることで、照射Ｘ線に含まれる大部分のＸ線をスリット部で回折させずに、直進性を保ったまま通過するように構成する。例えば、前述の回転陽極１８ａとしてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、Ｘ線のピーク波長は、約０．４Åである。この場合には、間隔ｄ_１，ｄ_２を、１〜１０μｍ程度とすれば、スリット部で大部分のＸ線が回折されずに幾何学的に投影される。

Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点１８ｂを発光点としたコーンビームであるため、第１の吸収型格子３１を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像と称する）は、Ｘ線焦点１８ｂからの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、そのスリット部が、第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像の明部の周期パターンと実質的に一致するように決定されている。すなわち、Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子３１までの距離をＬ_１、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離をＬ_２とした場合に、格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、次式（１）及び（２）の関係を満たすように決定される。

第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ_２は、タルボ干渉計では、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本Ｘ線撮影システム１０の撮影部１２では、第１の吸収型格子３１が入射Ｘ線を回折させずに投影させる構成であって、第１の吸収型格子３１のＧ１像が、第１の吸収型格子３１の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離Ｌ_２を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。

上記のように撮影部１２は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第１の吸収型格子３１でＸ線を回折したと仮定した場合のタルボ干渉距離Ｚは、第１の吸収型格子３１の格子ピッチｐ_１、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２、Ｘ線波長（ピーク波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、次式（３）で表される。

式（３）は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線がコーンビームである場合のタルボ干渉距離を表す式であり、「Atsushi Momose, et al., Japanese Journal of Applied Physics, Vol.47, No.10, 2008年10月, 8077頁」により知られている。

本Ｘ線撮影システム１０では、撮影部１２の薄型化を目的とし、上記距離Ｌ_２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ干渉距離Ｚより短い値に設定する。すなわち、上記距離Ｌ_２は、次式（４）を満たす範囲の値に設定される。

なお、Ｘ線源１１から照射されるＸ線が実質的に平行ビームとみなせる場合のタルボ干渉距離Ｚは次式（５）となり、上記距離Ｌ_２を、次式（６）を満たす範囲の値に設定する。

Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、Ｘ線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上記したＸ線吸収性に優れる材料（金、白金等）を用いたとしても、吸収されずに透過するＸ線が少なからず存在する。このため、Ｘ線の遮蔽性を高めるためには、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂのそれぞれの厚みｈ_１，ｈ_２を、可能な限り厚くすることが好ましい。例えば、Ｘ線管１８の管電圧が５０ｋＶの場合に、照射Ｘ線の９０％以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、厚みｈ_１，ｈ_２は、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。

一方、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ_１，ｈ_２を厚くし過ぎると、斜めに入射するＸ線がスリット部を通過しにくくなり、いわゆるケラレが生じて、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向（条帯方向）に直交する方向（ｘ方向）の有効視野が狭くなるといった問題がある。このため、視野確保の観点から、厚みｈ_１，ｈ_２の上限を規定する。ＦＰＤ３０の検出面におけるｘ方向の有効視野の長さＶを確保するには、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離をＬとすると、厚みｈ_１，ｈ_２は、図５に示す幾何学的関係から、次式（７）及び（８）を満たすように設定する必要がある。

例えば、ｄ_１＝２．５μｍ、ｄ_２＝３．０μｍであり、通常の病院での検査を想定して、Ｌ＝２ｍとした場合には、ｘ方向の有効視野の長さＶとして１０ｃｍの長さを確保するには、厚みｈ_１は１００μｍ以下、厚みｈ_２は１２０μｍ以下とすればよい。

以上のように構成された撮影部１２では、第１の吸収型格子３１のＧ１像と第２の吸収型格子３２との重ね合わせにより、強度変調された像が形成され、ＦＰＤ３０によって撮像される。第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像のパターン周期ｐ_１’と、第２の吸収型格子３２の実質的な格子ピッチｐ_２’（製造後の実質的なピッチ）とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じる。このうち、配置誤差とは、第１及び第２の吸収型格子３１，３２が、相対的に傾斜や回転、両者の間隔が変化することによりｘ方向への実質的なピッチが変化することを意味している。

Ｇ１像のパターン周期ｐ_１’と格子ピッチｐ_２’との微小な差異により、画像コントラストはモアレ縞となる。このモアレ縞の周期Ｔは、次式（９）で表される。

このモアレ縞をＦＰＤ３０で検出するには、画素４０のｘ方向に関する配列ピッチＰは、少なくとも次式（１０）を満たす必要があり、更には、次式（１１）を満たすことが好ましい（ここで、ｎは正の整数である）。

式（１０）は、配列ピッチＰがモアレ周期Ｔの整数倍でないことを意味しており、ｎ≧２の場合であっても原理的にモアレ縞を検出することが可能である。式（１１）は、配列ピッチＰをモアレ周期Ｔより小さくすることを意味している。

ＦＰＤ３０の画素４０の配列ピッチＰは、設計的に定められた値（一般的に１００μｍ程度）であり変更することが困難であるため、配列ピッチＰとモアレ周期Ｔとの大小関係を調整するには、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の位置調整を行い、Ｇ１像のパターン周期ｐ_１’と格子ピッチｐ_２’との少なくともいずれか一方を変更することによりモアレ周期Ｔを変更することが好ましい。

図６に、モアレ周期Ｔを変更する方法を示す。

モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａを中心として相対的に回転させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａを中心として相対的に回転させる相対回転機構５０を設ける。この相対回転機構５０により、第２の吸収型格子３２を角度θだけ回転させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ_２’」→「ｐ_２’／ｃｏｓθ」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ａ）。

別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａに直交し、かつｙ方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させる相対傾斜機構５１を設ける。この相対傾斜機構５１により、第２の吸収型格子３２を角度αだけ傾斜させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ_２’」→「ｐ_２’×ｃｏｓα」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｂ）。

更に別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間の距離Ｌ_２を変更するように、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａの方向に沿って相対的に移動させる相対移動機構５２を設ける。この相対移動機構５２により、第２の吸収型格子３２を光軸Ａに移動量δだけ移動させると、第２の吸収型格子３２の位置に投影される第１の吸収型格子３１のＧ１像のパターン周期は、「ｐ_１’」→「ｐ_１’×（Ｌ_１＋Ｌ_２＋δ）／（Ｌ_１＋Ｌ_２）」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｃ）。

本Ｘ線撮影システム１０において、撮影部１２は、上述のようにタルボ干渉計ではなく、距離Ｌ_２を自由に設定することができるため、相対移動機構５２のように距離Ｌ_２の変更によりモアレ周期Ｔを変更する機構を、好適に採用することができる。モアレ周期Ｔを変更するための第１及び第２の吸収型格子３１，３２の上記変更機構（相対回転機構５０、相対傾斜機構５１、及び相対移動機構５２）は、圧電素子等のアクチュエータにより構成することが可能である。

Ｘ線源１１と第１の吸収型格子３１との間に被写体Ｈを配置した場合には、ＦＰＤ３０により検出されるモアレ縞は、被写体Ｈにより変調を受ける。この変調量は、被写体Ｈによる屈折効果によって偏向したＸ線の角度に比例する。したがって、ＦＰＤ３０で検出されたモアレ縞を解析することによって、被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。

次に、モアレ縞の解析方法について説明する。

図７は、被写体Ｈのｘ方向に関する位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折される１つのＸ線を示す。

符号５５は、被写体Ｈが存在しない場合に直進するＸ線の経路を示しており、この経路５５を進むＸ線は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を通過してＦＰＤ３０に入射する。符号５６は、被写体Ｈが存在する場合に、被写体Ｈにより屈折されて偏向したＸ線の経路を示している。この経路５６を進むＸ線は、第１の吸収型格子３１を通過した後、第２の吸収型格子３２より遮蔽される。

被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被写体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、ｚをＸ線の進む方向として、次式（１２）で表される。

第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２の位置に投射されたＧ１像は、被写体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位することになる。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式（１３）で表される。

ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、式（１４）で表される。

このように、被写体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量Δｘは、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。そして、この変位量Δｘは、ＦＰＤ３０の各画素４０から出力される信号の位相ズレ量ψ（被写体Ｈがある場合とない場合とでの各画素４０の信号の位相のズレ量）に、次式（１５）のように関連している。

したがって、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（１５）から屈折角φが求まり、式（１４）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まるから、これをｘについて積分することにより、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。本Ｘ線撮影システム１０では、上記位相ズレ量ψを、下記に示す縞走査法を用いて算出する。

縞走査法では、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方を他方に対して相対的にｘ方向にステップ的に並進移動させながら撮影を行う（すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う）。本Ｘ線撮影システム１０では、前述の走査手段３３により第２の吸収型格子３２を移動させているが、第１の吸収型格子３１を移動させてもよい。第２の吸収型格子３２の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子３２の格子周期の１周期（格子ピッチｐ_２）に達すると（すなわち、位相変化が２πに達すると）、モアレ縞は元の位置に戻る。このようなモアレ縞の変化を、格子ピッチｐ_２を整数分の１ずつ第２の吸収型格子３２を移動させながら、ＦＰＤ３０で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素４０の信号を取得し、演算処理部２２で演算処理することにより、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを得る。

図８は、格子ピッチｐ_２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ_２／Ｍ）ずつ第２の吸収型格子３２を移動させる様子を模式的に示す。

走査手段３３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に、第２の吸収型格子３２を順に並進移動させる。なお、同図では、第２の吸収型格子３２の初期位置を、被写体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子３２の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部３２ｂにほぼ一致する位置（ｋ＝０）としているが、この初期位置は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のうちいずれの位置としてもよい。

まず、ｋ＝０の位置では、主として、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の吸収型格子３２を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の吸収型格子３２を移動させていくと、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２では、主として、被写体Ｈにより屈折されたＸ線のみが第２の吸収型格子３２を通過する。ｋ＝Ｍ／２を超えると、逆に、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が増加する。

ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、ＦＰＤ３０により撮影を行うと、各画素４０について、Ｍ個の信号値が得られる。以下に、このＭ個の信号値から各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。第２の吸収型格子３２の位置ｋにおける各画素４０の信号値をＩ_ｋ（ｘ）と標記すると、Ｉ_ｋ（ｘ）は、次式（１６）で表される。

ここで、ｘは、画素４０のｘ方向に関する座標であり、Ａ_０は入射Ｘ線の強度であり、Ａ_ｎは画素４０の信号値のコントラストに対応する値である（ここで、ｎは正の整数である）。また、φ（ｘ）は、上記屈折角φを画素４０の座標ｘの関数として表したものである。

次いで、次式（１７）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、次式（１８）のように表される。

ここで、ａｒｇ［ ］は、偏角の抽出を意味しており、各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素４０で得られたＭ個の信号値から、式（１８）に基づいて各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ（ｘ）が求められる。

図９は、縞走査に伴って変化する放射線画像検出器の一つの画素の信号を示す。

各画素４０で得られたＭ個の信号値は、第２の吸収型格子３２の位置ｋに対して、格子ピッチｐ_２の周期で周期的に変化する。図９中の破線は、被写体Ｈが存在しない場合の信号値の変化を示しており、図９中の実線は、被写体Ｈが存在する場合の信号値の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。

そして、屈折角φ（ｘ）は、上記式（１４）で示したように微分位相値に対応する値であるため、屈折角φ（ｘ）をｘ軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）が得られる。

以上の演算は、演算処理部２２により行われ、演算処理部２２は、位相コントラスト画像を記憶部２３に記憶させる。

上記の縞走査、及び位相コントラスト画像の生成処理は、入力装置２１から操作者により撮影指示がなされた後、制御装置２０の制御に基づいて各部が連係動作し、自動的に行われ、最終的に被写体Ｈの位相コントラスト画像がモニタ２４に表示される。

また、第１の吸収型格子３１で殆どのＸ線を回折させずに、第２の吸収型格子３２に幾何学的に投影するため、照射Ｘ線には、高い空間的可干渉性は要求されず、Ｘ線源１１として医療分野で用いられている一般的なＸ線源を用いることができる。そして、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ_２を任意の値とすることができ、該距離Ｌ_２を、タルボ干渉計での最小のタルボ干渉距離より小さく設定することができるため、撮影部１２を小型化（薄型化）することができる。更に、本Ｘ線撮影システムでは、第１の吸収型格子３１からの投影像（Ｇ１像）には、照射Ｘ線のほぼすべての波長成分が寄与し、モアレ縞のコントラストが向上するため、位相コントラスト画像の検出感度を向上させることができる。

図１０は、第２の格子３２及び走査手段３３の模式図である。

走査手段３３は、第２の格子３２を第１の格子３１に対して駆動する駆動手段としての圧電アクチュエータ３５と、複数種類の弾性体としての圧縮コイルバネ３６，３６，３７，３７と、駆動対象である第２の格子３２を駆動方向に案内する一対のガイドレール３８，３８と、図示しない電圧印加装置とを有する。

圧電アクチュエータ３５は、圧電素子、及び圧電素子の補強部材などを含んで構成され、電圧印加時の圧電素子の変位を駆動対象に伝達することで駆動する。圧電アクチュエータ３５は、第２の格子３２を上下方向に二等分して駆動方向（＋ｘ方向）に延びる中心線ＣＬ上において第２の格子３２の一端部に配置され、撮影部１２の筐体内部に設けられた支持部材３９に固定される。圧電アクチュエータ３５の圧電素子がｘ方向に変位して第２の格子３２に駆動力を与える作用点Ａは、中心線ＣＬ上にある。

４つのコイルバネ３６，３６，３７，３７は、第２の格子３２の圧電アクチュエータ３５が設けられた側と反対側において、支持部材３９と第２の格子３２の端部との間に設けられ、第２の格子３２の端部を駆動方向（＋ｘ方向）とは反対方向（−ｘ方向）に付勢する。これにより、第２の格子３２に圧電アクチュエータ３５が適切な接触圧（予圧）で当接するため、圧電素子の変位を第２の格子３２に確実に伝達することが可能となり、圧電素子の変位に対して第２の格子３２が応答性良く移動する。
なお、圧電アクチュエータ３５及び圧縮コイルバネ３６，３６，３７，３７により、第２の格子３２が駆動方向両側から挟持されるので、外乱に強く、安定して駆動できる。

これらのコイルバネ３６，３６，３７，３７は、互いに固有振動数が異なる２種類のバネで構成され、２本のコイルバネ３６，３６と、２本のコイルバネ３７，３７とのそれぞれの固有振動数は互いに異なり、かつ互いに整数倍の関係にもない。なお、本明細書において、固有振動数は、固有振動の基本振動数のことをいい、つまり固有振動の一次振動のことをいう。

なお、コイルバネ３６，３７の固有振動数は、互いに異なるだけでなく、動力によって伝えられる振動数（ここでは、圧電アクチュエータの固有振動数）とも異なり、また、動力によって伝えられる振動数と互いに整数倍の関係にもない。これらのコイルバネにより、駆動対象である格子の制振が可能となる。コイルバネ３６，３７の固有振動数はそれぞれ、動力によって伝えられる振動数に対して低くすることが好ましい。特に、これらコイルバネの固有振動数をそれぞれ、動力によって伝えられる振動数の例えば１／３程度に低くすることが好ましい。

ここで、同じ種類のコイルバネが中心線ＣＬについて対称に配置されている。具体的に、コイルバネ３６，３６は、中心線ＣＬを挟んで対称に配置され、各コイルバネ３６から中心線ＣＬまでのそれぞれの距離Ｄ１は等しい。同様に、コイルバネ３７，３７も、中心線ＣＬを挟んで対称に配置され、各コイルバネ３７から中心線ＣＬまでのそれぞれの距離Ｄ２は等しい。
なお、同じ種類のコイルバネが例えば３つ設けられていてもよく、この場合にも、１つのコイルバネを中心線ＣＬ上に配置することにより、同じ種類のコイルバネを中心線ＣＬについて対称に配置することが可能となる。
また、第１の固有振動数の２つのコイルバネ３６，３６と、第２の固有振動数の２つのコイルバネ３７，３７とに加え、第３の固有振動数の１つのコイルバネを含めて複数種類の弾性体を構成することも可能であり、この場合には、第３の固有振動数のコイルバネを中心線ＣＬ上に配置すればよい。

ガイドレール３８，３８はそれぞれ、撮影部１２の筐体内部に固定されており、第２の格子３２のｙ方向両端部を保持する。このガイドレール３８，３８により、第２の格子３２が撮影部１２筐体に対してｘ方向にスライドされる。

既に図８などを参照して縞走査法を説明したように、走査手段３３は、第２の格子３２のＸ線遮蔽部３２ｂのパターン周期（格子ピッチｐ_２）がＭ個に等分割された走査ピッチ（ｐ_２／Ｍ）で、第２の格子３２を第１の格子３１に対してステップ的（段階的）に移動させる。

ここで、格子ピッチｐ_２の分割数である整数Ｍは例えば５（撮影回数は５回）など、３以上に決められており、走査手段３３によるＧ１像と第２の格子３２との相対変位量、すなわち走査ピッチ（ｐ_２／５）は、格子ピッチｐ_２（パターン周期）を３以上の数で分割した区間に相当する。このとき、格子ピッチｐ_２の１周期内の３点以上におけるＸ線強度をプロットすることにより、図９に示したような画素毎の強度変化を示すグラフを容易に得ることが可能となる。

このように格子ピッチｐ_２の分割数である整数Ｍが例えば５であることに加え、第２の格子３２のピッチが典型的には数μｍであることから、走査ピッチ（ｐ_２／５）は１μｍ前後と非常に小さいピッチとなる。このため、走査手段３３の駆動手段にはサブミクロン以下の変位分解能が求められるが、前述のように、Ｘ線源１８から照射されるＸ線がコーンビームであって、第１の格子３１の格子ピッチｐ_１よりも大きい格子ピッチｐ_２を有する第２の格子３２を第１の格子３１に対して走査移動させているので、第１、第２の格子３１，３２を相対移動位させるうえでの位置決め精度を高く維持し易い。

また、整数Ｍが５のとき、第２の格子３２を第１の格子３１に対して走査ピッチ（ｐ_２／５）で移動させると、Ｇ１像と第２の格子３２との縞状パターン同士の位相差が互いに異なる５つの相対位置、すなわち位相差が０（２π）、２π／５、４π／５、６π／５、８π／５となるＧ１像と第２の格子３２との各相対位置に、Ｇ１像と第２の格子３２とがステップ的に相対変位される。
このとき、５回の撮影に要するトータルの撮影時間を１秒間と仮定すると、Ｇ１像と第２の格子３２との一の相対位置におけるモアレ像の撮影時から、次の相対位置に移動後この相対位置でのモアレ像の撮影時までに許容される時間は０．２秒間である。

制御装置２０（図２）からの指令信号を受けて、図示しない電圧印加装置により圧電アクチュエータ３５の圧電素子に電圧が印加されると、圧電アクチュエータ３５は印加電圧に応じた変位量で第２の格子３２を＋ｘ方向（Ｘ線遮蔽部３２ｂの配列方向）に押圧し、これによって第２の格子３２が第１の格子３１に対して移動する。この第２の格子３２の移動に伴い、第２の格子３２が主としてｘ方向に振動し、この振動が第２の格子３２を付勢するコイルバネ３６，３６，３７，３７に伝達される。

ここで、互いに固有振動数が異なり、かつ互いに整数倍でもない２種類のコイルバネ３６，３７が使用されているため、コイルバネ３６，３６，３７，３７の振動が合成されて相互に抑制される。このため、コイルバネ３６，３６，３７，３７による振動系が構成されず、コイルバネ３６，３６，３７，３７は、第２の格子３２の振動の制振に貢献する。これにより、第２の格子３２の振動減衰が促進されるので、第２の格子３２の振動は、例えば０．２秒の短時間内に収束する。

また、固有振動数の異なる２種類のコイルバネ３６，３６とコイルバネ３７，３７とが作用点Ａを通る中心線ＣＬについて対称に配置されることで中心線ＣＬの両側でのバネ力の均衡がとれており、ｚ軸回転方向にモーメントが生じないので、第２の格子３２が傾くことなく、圧電素子の変位を第２の格子３２に安定して伝達することが可能となる。また、相対回転機構５０（図６）により変更された、第１、第２の格子３１，３２のｚ軸に沿った光軸Ａを中心とする相対回転位置が維持される。

上述した第１及び第２の吸収型格子３１，３２を用いた縞走査法によるＸ線位相イメージングでは、Ｘ線の屈折角度、Ｇ１像の位相シフト量、強度変調信号などに関わるごく僅かな変化量を計測する上で、振動が位相情報の検出精度に大きく影響するところ、上述のように、固有振動数が互いに異なるコイルバネ３６，３７を含んで構成される複数種類の弾性体が第２の格子３２をその駆動方向とは反対方向に付勢するように設けられていることにより、走査の際の第２の格子３２の振動が短時間内に速やかに減衰する。
すなわち、第２の格子３２の振動が十分に抑制された状態、ないしは収束した状態で撮影が行えるので、走査ピッチ（ｐ_２／５）が乱れず、第１、第２の格子３１，３２がＸ線遮蔽部３１ｂ、３２ｂの配列方向にズレることなく正確な相対位置に置かれた状態のボケていない鮮明なモアレ像が得られる。このモアレ像の複数の撮影画像における強度変化のコントラストが低下しないので、強度変調信号の変化量を正確に捉えることが可能となり、位相検出精度を向上させることができる。

また、第２の格子３２の振動が十分に減衰するまでの時間が短縮されたことにより、撮影中に被写体Ｈの体動が生じ難く、撮影画像間の位相コントラストの低下が防止されるので、この点でも、位相検出精度を向上させることができる。
そして、Ｇ１像と第２の格子３２との各相対位置での撮影の時間間隔を短くできることにより、複数回の撮影に要するトータルの撮影時間を短縮できる。

なお、上述したＸ線撮影システム１０は、第１の格子の投影像に対して縞走査を行って屈折角φを演算するものであって、そのため、第１及び第２の格子がいずれも吸収型格子であるものとして説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。上述のとおり、タルボ干渉像に対して縞走査を行って屈折角φを演算する場合にも、本発明は有用である。よって、第１の格子は、吸収型格子に限らず位相型格子であってもよい。また、第１の格子のＸ線像と第２の格子との重ね合わせによって形成されるモアレ縞の解析方法は、前述した縞走査法に限られず、例えば「J. Opt. Soc. Am. Vol.72,No.1 (1982) p.156」により知られているフーリエ変換／フーリエ逆変換を用いた方法など、モアレ縞を利用した種々の方法も適用可能である。

また、本Ｘ線撮影システム１０は、位相シフト分布Φを画像としたものを位相コントラスト画像として記憶ないし表示するものとして説明したが、上記のとおり、位相シフト分布Φは、屈折角φより求まる位相シフト分布Φの微分量を積分したものであって、屈折角φ及び位相シフト分布Φの微分量もまた被写体によるＸ線の位相変化に関連している。よって、屈折角φを画像としたもの、また、位相シフトΦの微分量を画像としたものも位相コントラスト画像に含まれる。

上記では、第２の格子３２の走査に起因する第２の格子３２の振動について説明したが、振動の原因としては、この他、被写体Ｈの体動、Ｘ線撮影システム１０が設置された床面から伝わる振動、装置設置状況によってはＸ線源１１から伝わる振動などが考えられる。これらに起因する振動が第２の格子３２に伝達されて第２の格子３２が主としてｘ方向に振動した際にも、上述のように複数のコイルバネ３６，３６，３７，３７によって振動を迅速に減衰させることができる。第１及び第２の吸収型格子３１，３２を用いた縞走査法によるＸ線位相イメージングでは、位相検出精度の観点から、第１、第２の格子３１，３２の相対位置、及び、Ｘ線の焦点１８ａと第１、第２の格子３１，３２とのそれぞれの相対位置などを正確に維持するための振動対策が特に重要であり、上述したコイルバネ３６，３６，３７，３７によって振動の複数の原因の一要因でも取り除かれることには非常に意義がある。

図１１は、上記例の第１変形例に係る複数種類の弾性体を示す。複数種類の弾性体は、圧電アクチュエータ３５による作用点Ａを通る中心線ＣＬ上に設けられる第１のコイルバネ１３６と、第１のコイルバネ１３６の径よりも小径とされ第１のコイルバネ１３６の内側に設けられる第２のコイルバネ１３７とにより構成されている。これら第１、第２のコイルバネ１３６，１３７のそれぞれの固有振動数は互いに異なっており、かつ互いに整数倍でもない。このような第１、第２のコイルバネ１３６，１３７が互いに同軸に設けられ、中心線ＣＬの両側でバネ力が不均衡とならないので、第２の格子３２が傾かず、第２の格子３２を安定して駆動することが可能となる。

図１２は、上記例の第２変形例に係る複数種類の弾性体を示す。複数種類の弾性体は、固有振動数の相違する２つのコイルバネ３６，３７により構成されている。コイルバネ３６，３７のバネ力は異なるももの、これらコイルバネ３６，３７が中心線ＣＬの両側に対称に配置されることで中心線ＣＬ両側でのバネ力が均衡化されるので、第２の格子３２の傾きが抑制される。
なお、図１２では、コイルバネ３６，３７が第２の格子３２の平面視で対称に配置されているが、第２の格子３２の厚み方向における中心線（第２の格子を厚み方向に二等分して駆動方向に沿って延びる線）の両側にコイルバネ３６，３７が対称に配置されていてもよい。この場合には、第２の格子３２の厚み方向の傾きが抑制される。

また、図１３は、上記例の第３変形例に係る複数種類の弾性体を示す。複数種類の弾性体は、固有振動数が同じ２つのコイルバネ３６，３６と、コイルバネ３６とは固有振動数が異なる１つのコイルバネ３７とにより構成されている。２つのコイルバネ３６が中心線ＣＬの両側に対称に配置され、１つのコイルバネ３７が中心線ＣＬ上に配置されていることにより、これらコイルバネ３６，３６，３７は固有振動数の種類毎に対称に配置されている。このようにすることで、中心線ＣＬ両側でのバネ力が均衡するので、第２の格子３２の傾きを防止できる。

図１４は、上記例の第４変形例に係る駆動手段を示す。上記例における圧電アクチュエータ３５の代わりに、図１４のようにボールねじ及びステップモータが一体化されたボールねじアクチュエータ１３５を駆動手段として設けてもよい。ボールねじアクチュエータ１３５は、ねじ軸１３５Ａと、ねじ軸１３５Ａに螺合されるナット１３５Ｂとを含み、ナット１３５Ａが第２の格子３２の端部に固定されている。ステップモータの回転力によりねじ軸１３５Ｂが軸周りに回転すると、ナット１３５Ｂ及び第２の格子３２は、推力によりねじ軸１３５Ａの軸方向に動く。このような構成においても、複数のコイルバネ３６，３６，３７，３７により、ボールねじのバックラッシを詰めて予圧を付与しつつ、前述と同様に、第２の格子３２の振動を迅速に減衰させることが可能となる。

図１５は、上記例の第５変形例に係る駆動手段を示す。ここでは、駆動手段は、ボールねじ１４０と、ステップモータ１４５とを有して構成されている。ボールねじ１４０は、ねじ軸１４１と、このねじ軸１４１に螺合するナット１４２と、ねじ軸１４１を支持する軸受１４３，１４４とを含み、カップリング１４６を介してねじ軸１４１に設けられたステップモータ１４５の回転力により、第２の格子３２を直線駆動する。上記第３例と同様に、複数のコイルバネ３６，３６，３７，３７により、ボールねじのバックラッシを詰めて予圧を付与しつつ、第２の格子３２の振動を迅速に減衰させることが可能となる。

なお、第１、第２の格子３１，３２の相対移動を行う走査駆動にあたり、駆動対象（第１、第２の格子３１，３２の少なくとも一方）を駆動方向と反対方向に付勢する弾性体としては、前述の圧縮コイルバネに限らず、同じコイルバネでも引張バネや、そのほか板バネ、皿バネなどの各種バネや、ゴム部材、樹脂部材などの種々の弾性体を採用することができる。また、固有振動が相違する複数種類の弾性体がそれぞれ、バネ、ゴム部材、樹脂部材などの異なる材質により形成されていてもよい。例えば、円柱状のゴム部材の内側に、コイルバネを同軸に設けることなども考えられる。
また、圧電アクチュエータなどの駆動手段の作用点Ａが駆動対象の中心線ＣＬ上に配置される例を示したが（図１０、図１１など）、これに限らず、中心線ＣＬから外れた位置に作用点Ａがあってもよい。

図１６は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す。

このＸ線撮影システム６０は、被検体（患者）Ｈを臥位状態で撮影するＸ線診断装置であって、Ｘ線源１１及び撮影部１２の他に、被検体Ｈを寝載するベッド６１を備える。Ｘ線源１１の構成、及び撮影部１２の第１、第２の格子３１，３２、及びＦＰＤ３０、走査手段３３の構成は、上記例と同様の構成であるため、各構成要素には、上記例と同一の符号を付している。

本例では、撮影部１２は、被検体Ｈを介してＸ線源１１に対向するように、天板６２の下面側に取り付けられている。一方のＸ線源１１は、Ｘ線源保持装置１４によって保持されており、Ｘ線源１１の角度変更機構（図示せず）によりＸ線照射方向が下方向とされている。Ｘ線源１１は、この状態で、ベッド６１の天板６２に寝載された被検体ＨにＸ線を照射する。Ｘ線源保持装置１４は、支柱部１４ｂの伸縮によりＸ線源１１の上下動を可能とするため、この上下動により、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離を調整することができる。

前述のように、撮影部１２は、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間の距離Ｌ_２を短くすることができ、薄型化が可能であるため、ベッド６１の天板６２を支持する脚部６３を短くし、天板６２の位置を低くすることができる。例えば、撮影部１２を薄型化し、天板６２の位置を、被検体（患者）Ｈが容易に腰掛けられる程度の高さ（例えば、床上４０ｃｍ程度）とすることが好ましい。また、天板６２の位置を低くすることは、Ｘ線源１１から撮影部１２までの十分な距離を確保するうえでも好ましい。

なお、上記Ｘ線源１１と撮影部１２との位置関係とは逆に、Ｘ線源１１をベッド６１に取り付け、撮影部１２を天井側に設置することで、被検体Ｈの臥位撮影を行うことも可能である。

図１７及び図１８は、本発明の実施形態を説明するためのＸ線撮影システムの他の例を示す。このＸ線撮影システム６０は、被検体（患者）Ｈを立位状態及び臥位状態で撮影することを可能とするＸ線診断装置であって、Ｘ線源１１及び撮影部１２が、旋回アーム７１によって保持されている。この旋回アーム７１は、基台７２に旋回可能に連結されている。

旋回アーム７１は、ほぼＵ字状の形状をしたＵ字状部７１ａと、このＵ字状部７１ａの一端に接続された直線状の直線状部７１ｂとからなる。Ｕ字状部７１ａの他端には、撮影部１２が取り付けられている。直線状部７１ｂには、その延伸方向に沿って第１の溝７３が形成されており、この第１の溝７３に、Ｘ線源１１が摺動自在に取り付けられている。Ｘ線源１１と撮影部１２とは対向しており、Ｘ線源１１を第１の溝７３に沿って移動させることにより、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離を調整することができる。

また、基台７２には、上下方向に延伸した第２の溝７４が形成されている。旋回アーム７１は、Ｕ字状部７１ａと直線状部７１ｂとの接続部に設けられた連結機構７５により、第２の溝７４に沿って上下方向に移動自在となっている。また、旋回アーム７１は、連結機構７５により、ｙ方向に沿う回転軸Ｃを中心として旋回可能となっている。図１７に示す立位撮影状態から、旋回アーム７１を、回転軸Ｃを中心として時計回りに９０°回動させるとともに、被検体Ｈを寝載するベッド（図示せず）の下に撮影部１２を配置することで、臥位撮影が可能となる。なお、旋回アーム７１は、９０°の回動に限られず、任意の角度の回動を行うことができ、立位撮影（水平方向）及び臥位撮影（上下方向）以外の方向での撮影が可能である。

本例では、旋回アーム７１でＸ線源１１及び撮影部１２を保持しているため、上記例と比べて、Ｘ線源１１から撮影部１２までの距離を容易かつ精度よく設定することができ
る。

なお、本例では、Ｕ字状部７１ａに撮影部１２を配設し、直線状部７１ｂにＸ線源１１を配設しているが、いわゆるＣアームを用いたＸ線診断装置のように、Ｃアームの一端に撮影部１２を配設し、該Ｃアームの他端にＸ線源１１を配設するようにしてもよい。

次に、本発明をマンモグラフィ（Ｘ線乳房撮影）に適用した例を示す。図１９に示すマンモグラフィ装置８０は、被検体として乳房ＢのＸ線画像（位相コントラスト画像）を撮影する装置である。マンモグラフィ装置８０は、基台（図示せず）に対して旋回可能に連結されたアーム部材８１の一端に配設されたＸ線源収納部８２と、アーム部材８１の他端に配設された撮影台８３と、撮影台８３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板８４とを備える。

Ｘ線源収納部８２にはＸ線源１１が収納されており、撮影台８３には撮影部１２が収納されている。Ｘ線源１１と撮影部１２とは、互いに対向するように配置されている。圧迫板８４は、移動機構（図示せず）により移動し、撮影台８３との間で乳房Ｂを挟み込んで圧迫する。この圧迫状態で、上記したＸ線撮影が行われる。

図１９に示した格子ユニット筐体３５は、図１６に示した構成と同様に、緩衝材３６，３７を介して撮影台８３に支持されており、これによって前述と同様の効果が得られる。

次に、上記マンモグラフィ装置の変形例を示す。図２０に示すマンモグラフィ装置９０は、第１の吸収型格子３１がＸ線源１１と圧迫板８４との間に配設されている点のみが上記のマンモグラフィ装置８０と異なる。第１の吸収型格子３１は、アーム部材８１に接続された格子収納部９１に収納されている。撮影部９２は、第１の吸収型格子３１を備えず、ＦＰＤ３０、第２の吸収型格子３２、及び走査手段３３により構成されている。

このように、被検体（乳房）Ｂが第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に位置する場合であっても、第２の吸収型格子３２の位置に形成される第１の吸収型格子３１の投影像（Ｇ１像）が被検体Ｂにより変形する。したがって、この場合でも、被検体Ｂに起因して変調されたモアレ縞をＦＰＤ３０により検出することができる。すなわち、本例でも前述した原理で被検体Ｂの位相コントラスト画像を得ることができる。

本例では、第１の吸収型格子３１による遮蔽により、線量がほぼ半減したＸ線が被検体Ｂに照射されることになるため、被検体Ｂの被曝量を、上記例の場合の約半分に低減することができる。なお、本例のように、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に被検体を配置することは、マンモグラフィ装置に限られず、他のＸ線撮影システムに適用することが可能である。

図２１は、本発明の実施形態を説明するためのＸ線撮影システムの他の例を示す。このＸ線撮影システム１００は、Ｘ線源１０１のコリメータユニット１０２に、マルチスリット１０３を配設した点が、上記例のＸ線撮影システム１０と異なる。

上記例では、Ｘ線源１１からＦＰＤ３０までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離（１〜２ｍ）とした場合に、Ｘ線焦点１８ｂの焦点サイズ（一般的に０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度）によるＧ１像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、Ｘ線焦点１８ｂの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、Ｘ線強度が低下してしまう。本例では、この課題を解決するために、Ｘ線焦点１８ｂの直後にマルチスリット１０３を配置している。

マルチスリット１０３は、撮影部１２に設けられた第１及び第２の吸収型格子３１，３２と同様な構成の吸収型格子（すなわち、第３の吸収型格子）であり、一方向（本例では、ｙ方向）に延伸した複数のＸ線遮蔽部が、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂと同一方向（本例では、ｘ方向）に周期的に配列されている。このマルチスリット１０３は、Ｘ線源１１からの放射線を部分的に遮蔽することにより、ｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小し、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成することを目的としている。

このマルチスリット１０３の格子ピッチｐ_３は、マルチスリット１０３から第１の吸収型格子３１までの距離をＬ_３として、次式（１９）を満たすように設定する必要がある。

また、本例では、実質的にマルチスリット１０３の位置がＸ線焦点位置となるため、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、次式（２０）及び（２１）の関係を満たすように決定される。

また、本例では、ＦＰＤ３０の検出面におけるｘ方向の有効視野の長さＶを確保するには、マルチスリット１０３からＦＰＤ３０の検出面までの距離をＬ’とすると、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ_１，ｈ_２は、次式（２２）及び（２３）を満たすように決定される。

上記式（１９）は、マルチスリット１０３により分散形成された各点光源から射出されたＸ線の第１の吸収型格子３１による投影像（Ｇ１像）が、第２の吸収型格子３２の位置で一致する（重なり合う）ための幾何学的な条件である。このように、本例では、マルチスリット１０３により形成される複数の点光源に基づくＧ１像が重ね合わせられることにより、Ｘ線強度を低下させずに、位相コントラスト画像の画質を向上させることができる。

なお、以上説明したマルチスリット１０３は、上記いずれの例においても適用可能である。

また、上記例では、前述したように、位相コントラスト画像は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの周期配列方向（ｘ方向）のＸ線の屈折成分に基づくものとなり、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向（ｙ方向）の屈折成分は反映されない。すなわち、ｘｙ面である格子面を介して、ｘ方向に交差する方向（直交する場合はｙ方向）に沿った部位輪郭がｘ方向の屈折成分に基づく位相コントラスト画像として描出されるのであり、ｘ方向に交差せずにｘ方向に沿っている部位輪郭はｘ方向の位相コントラスト画像として描出されない。すなわち、被写体Ｈとする部位の形状と向きによっては描出できない部位が存在する。例えば、膝等の関節軟骨の荷重面の方向を格子の面内方向であるｘｙ方向のうちｙ方向に合わせると、ｙ方向にほぼ沿った荷重面（ｙｚ面）近傍の部位輪郭は十分に描出されるが、荷重面に交差しｘ方向にほぼ沿って延びる軟骨周辺組織（腱や靭帯など）については描出が不十分になると考えられる。被写体Ｈを動かすことにより、描出が不十分な部位を再度撮影することは可能ではあるが、被写体Ｈ及び術者の負担が増えることに加え、再度撮影した画像との位置再現性を担保することが難しいといった問題がある。

そこで、他の例として、図２２に示すように、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の格子面の中心に直交する仮想線（Ｘ線の光軸Ａ）を中心として、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を、図２２（ａ）に示す第１の向き（Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向がｙ方向に沿う方向）から一体的に任意の角度で回転させて、図２２（ｂ）に示す第２の向き（Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向がｘ方向に沿う方向）とする回転機構１０５を設け、第１の向きと第２の向きとのそれぞれにおいて位相コントラスト画像を生成するように構成することも好適である。こうすることで、上述した位置再現性の問題をなくせる。なお、図１５（ａ）には、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向がｙ方向に沿う方向となるような第１、第２格子３１，３２の第１の向きを示し、図１５（ｂ）には、図１５（ａ）の状態から９０度回転させ、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向がｘ方向に沿う方向となるような第１、第２格子３１，３２の第２の向きを示したが、第１、第２の格子の回転角度は任意である。また、第１の向き及び第２の向きに加えて、第３の向き、第４の向きなど、２回以上の回転操作を行って、それぞれの向きでの位相コントラスト画像を生成するように構成してもよい。

なお、この回転機構１０５は、ＦＰＤ３０とは別に第１及び第２の吸収型格子３１，３２のみを一体的に回転させるものであってもよいし、第１及び第２の吸収型格子３１，３２とともにＦＰＤ３０を一体的に回転させるものであってもよい。更に、回転機構１０５を用いた第１及び第２の向きにおける位相コントラスト画像の生成は、上記いずれの例においても適用可能である。

また、上記例の第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの周期配列方向が直線状（すなわち、格子面が平面状）となるように構成されているが、これに代えて、図２３に示すように、格子面を曲面上に凹面化した第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１を用いることも好適である。

第１の吸収型格子１１０は、Ｘ線透過性でかつ湾曲した基板１１０ａの表面に、複数のＸ線遮蔽部１１０ｂが所定のピッチｐ_１で周期的に配列されている。各Ｘ線遮蔽部１１０ｂは、上記例と同様にｙ方向に直線状に延伸しており、第１の吸収型格子１１０の格子面は、Ｘ線焦点１８ｂを通りＸ線遮蔽部１１０ｂの延伸方向に延びる直線を中心軸とする円筒面に沿った形状となっている。同様に、第２の吸収型格子１１１は、Ｘ線透過性でかつ湾曲した基板１１１ａの表面に、複数のＸ線遮蔽部１１１ｂが所定のピッチｐ_２で周期的に配列されている。各Ｘ線遮蔽部１１１ｂは、ｙ方向に直線状に延伸しており、第２の吸収型格子１１１の格子面は、Ｘ線焦点１８ｂを通りＸ線遮蔽部１１１ｂの延伸方向に延びる直線を中心軸とする円筒面に沿った形状となっている。

Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子１１０までの距離をＬ_１、第１の吸収型格子１１０から第２の吸収型格子１１１までの距離をＬ_２とした場合に、格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、上記式（１）の関係を満たすように決定される。第１の吸収型格子１１０のスリット部の開口幅ｄ_１と第２の吸収型格子１１１のスリット部の開口幅ｄ_２は、上記式（２）の関係を満たすように決定される。

このように、第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１の格子面を円筒面状とすることにより、Ｘ線焦点１８ｂから照射されるＸ線は、被検体Ｈが存在しない場合、すべて格子面に垂直に入射することになるため、本例では、Ｘ線遮蔽部１１０ｂの厚みｈ_１とＸ線遮蔽部１１１ｂの厚みｈ_２との上限の制約が緩和され、上記式（７）及び（８）を考慮する必要がない。

また、本例では、第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１のいずれか一方を、Ｘ線焦点１８ｂを中心として、格子面（円筒面）に沿った方向に移動させることにより、前述の縞走査を行う。更に、本例では、検出面が円筒面状のＦＰＤ１１２を用いることが好ましい。同様に、ＦＰＤ１１２の検出面は、Ｘ線焦点１８ｂを通りｙ方向に延びる直線を中心軸とする円筒面状とする。

本例の第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１及びＦＰＤ１１２は、上記いずれの例においても適用可能である。更に、マルチスリット１０３（図２１）を、第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１と同様な形状とすることも好適である。

なお、上記各例においては、第1、第２の格子を相対移動させる駆動手段として圧電アクチュエータと、ボールねじ及びステップモータとを示したが、その他、超音波モータや慣性駆動圧電アクチュエータなども駆動手段として採用可能であり、これら駆動手段により格子を走査する際に生じる振動もまた、上述したような固有振動数が互いに異なる複数種類の弾性体によって制振し得る。

図１８は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。

前述した各Ｘ線撮影システムによれば、これまで描出が難しかったＸ線弱吸収物体の高コントラストな画像（位相コントラスト画像）が得られるが、更に、位相コントラスト画像と対応して吸収画像が参照できることは読影の助けになる。例えば、吸収画像と位相コントラスト画像を重み付けや階調、周波数処理などの適当な処理によって重ね合わせることにより吸収画像で表現できなかった部分を位相コントラスト画像の情報で補うことは有効である。しかし、位相コントラスト画像とは別に吸収画像を撮影することは、位相コントラスト画像の撮影と吸収画像の撮影の間の撮影肢位のズレによって良好な重ね合わせを困難にするのに加え、撮影回数が増えることにより被検者の負担となる。また、近年、位相コントラスト画像や吸収画像の他に、小角散乱画像が注目されている。小角散乱画像は、被写体組織内部の微細構造に起因する組織性状を表現可能であり、例えば、ガンや循環器疾患といった分野での新しい画像診断のための表現方法として期待されている。

そこで、本Ｘ線撮影システムは、位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から、吸収画像や小角散乱画像を生成することも可能とする演算処理部１９０を用いる。なお、その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。演算処理部１９０は、位相コントラスト画像生成部１９１、吸収画像生成部１９２、小角散乱画像生成部１９３が構成されている。これらは、いずれもｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置で得られる画像データに基づいて演算処理を行う。このうち、位相コントラスト画像生成部１９１は、前述の手順に従って位相コントラスト画像を生成する。

吸収画像生成部１９２は、画素ごとに得られる画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）を、図１９に示すように、ｋについて平均化して平均値を算出して画像化することにより吸収画像を生成する。なお、平均値の算出は、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）をｋについて単純に平均化することにより行なっても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の平均値を求めるようにしてもよい。また、吸収画像の生成には、平均値に限られず、平均値に対応する量であれば、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）をｋについて加算した加算値等を用いることが可能である。

小角散乱画像生成部１９３は、画素ごとに得られる画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）の振幅値を算出して画像化することにより小角散乱画像を生成する。なお、振幅値の算出は、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）の最大値と最小値との差を求めることによって行なっても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の振幅値を求めるようにしても良い。また、小角散乱画像の生成には、振幅値に限られず、平均値を中心としたばらつきに対応する量として、分散値や標準偏差等を用いることが可能である。

本Ｘ線撮影システムによれば、被写体の位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から吸収画像や小角散乱画像を生成するので、吸収画像や小角散乱画像の撮影の間の撮影肢位のズレが生じず、位相コントラスト画像と吸収画像や小角散乱画像との良好な重ね合わせが可能となるとともに、吸収画像や小角散乱画像のために別途撮影を行う場合に比べて被写体の負担を軽減することができる。

図２４は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。

前述した各Ｘ線撮影システムによれば、これまで描出が難しかったＸ線弱吸収物体の高コントラストな画像（位相コントラスト画像）が得られるが、更に、位相コントラスト画像と対応して吸収画像が参照できることは読影の助けになる。例えば、吸収画像と位相コントラスト画像を重み付けや階調、周波数処理などの適当な処理によって重ね合わせることにより吸収画像で表現できなかった部分を位相コントラスト画像の情報で補うことは有効である。しかし、位相コントラスト画像とは別に吸収画像を撮影することは、位相コントラスト画像の撮影と吸収画像の撮影の間の撮影肢位のズレによって良好な重ね合わせを困難にするのに加え、撮影回数が増えることにより被検者の負担となる。また、近年、位相コントラスト画像や吸収画像の他に、小角散乱画像が注目されている。小角散乱画像は、被写体組織内部の微細構造に起因する組織性状を表現可能であり、例えば、ガンや循環器疾患といった分野での新しい画像診断のための表現方法として期待されている。

そこで、本Ｘ線撮影システムは、位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から、吸収画像や小角散乱画像を生成することも可能とする演算処理部１９０を用いる。なお、その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。演算処理部１９０は、位相コントラスト画像生成部１９１、吸収画像生成部１９２、小角散乱画像生成部１９３が構成されている。これらは、いずれもｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置で得られる画像データに基づいて演算処理を行う。このうち、位相コントラスト画像生成部１９１は、前述の手順に従って位相コントラスト画像を生成する。

吸収画像生成部１９２は、画素ごとに得られる画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）を、図２５に示すように、ｋについて平均化して平均値を算出して画像化することにより吸収画像を生成する。なお、平均値の算出は、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）をｋについて単純に平均化することにより行なっても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の平均値を求めるようにしてもよい。また、吸収画像の生成には、平均値に限られず、平均値に対応する量であれば、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）をｋについて加算した加算値等を用いることが可能である。

小角散乱画像生成部１９３は、画素ごとに得られる画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）の振幅値を算出して画像化することにより小角散乱画像を生成する。なお、振幅値の算出は、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）の最大値と最小値との差を求めることによって行なっても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の振幅値を求めるようにしても良い。また、小角散乱画像の生成には、振幅値に限られず、平均値を中心としたばらつきに対応する量として、分散値や標準偏差等を用いることが可能である。

本Ｘ線撮影システムによれば、被写体の位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から吸収画像や小角散乱画像を生成するので、吸収画像や小角散乱画像の撮影の間の撮影肢位のズレが生じず、位相コントラスト画像と吸収画像や小角散乱画像との良好な重ね合わせが可能となるとともに、吸収画像や小角散乱画像のために別途撮影を行う場合に比べて被写体の負担を軽減することができる。

以上説明した各例は、本発明を医療診断用の装置に適用したものであるが、本発明は医療診断用途に限られず、工業用等のその他の放射線検出装置に適用することが可能である。

以上、説明したように、本明細書には、
第１の格子と、
前記第１の格子を通過した放射線により形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する第２の格子と、
前記放射線像と前記第２の格子との位相差が互いに異なる複数の相対位置に、前記放射線像と前記第２の格子とを相対変位させる走査手段と、
前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、を備え、
前記走査手段は、前記第１の格子及び前記第２の格子の少なくとも一方を他方に対して、前記放射線像のパターン配列方向に駆動する駆動手段と、互いに異なる固有振動数を有して前記駆動手段による駆動対象をその駆動方向とは反対方向に付勢する複数種類の弾性体と、を含むことを特徴とする放射線撮影装置が開示されている。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記複数種類の弾性体のそれぞれの固有振動数は、互いに整数倍ではない。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
複数の前記弾性体は、前記駆動手段による作用点を通り駆動方向に延びる中心線について対称に配置されている。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記複数種類の弾性体は、固有振動数の相違に基づく種類毎に複数設けられる弾性体により構成されており、
同じ種類の前記弾性体は、前記中心線について対称に配置されている。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記複数種類の弾性体は、前記駆動手段による作用点を通り駆動方向に沿って延びる中心線上に設けられる第１の弾性体と、前記第１の弾性体の内側に設けられる第２の弾性体と、を含んで構成される。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記走査手段による前記放射線像と前記第２の格子との相対変位量は、前記第２の格子のパターン周期を３以上の数で分割した区間に相当する。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記放射線は、放射線焦点からの距離に比例して照射範囲が拡大されるコーンビームであり、
前記駆動対象は、前記第２の格子である。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記駆動手段は、電圧印加時の変位を前記駆動対象に伝達する圧電素子を含む。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記駆動手段は、ねじ軸、及びこのねじ軸に螺合し前記駆動対象に固定されるナットを有するボールねじと、前記ねじ軸を回転させるステップモータと、を含む。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記駆動対象は、駆動方向の両端側にそれぞれ配置される前記駆動手段及び前記弾性体により挟持される。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記第１の格子に向けて放射線を照射する放射線源を更に備える。

また、本明細書には、
前記放射線撮影装置の前記放射線画像検出器により検出された画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、を備えることを特徴とする放射線撮影システムが開示されている。

１０ Ｘ線撮影システム
１１ Ｘ線源（放射線源）
１２ 撮影部
１３ コンソール（制御演算手段）
１４ Ｘ線源保持装置
１５ 立位スタンド
１８ Ｘ線管
１８ａ 回転陽極
１８ｂ Ｘ線焦点
１９ コリメータユニット
１９ａ コリメータ
３０ フラットパネル検出器（ＦＰＤ）
３１ 第１の吸収型格子
３１ａ 基板
３１ｂ Ｘ線遮蔽部
３２ 第２の吸収型格子
３２ａ 基板
３２ｂ Ｘ線遮蔽部
３３ 走査手段
３５ 圧電アクチュエータ
３６ コイルバネ（弾性体）
３７ コイルバネ（弾性体）
３８ ガイドレール
３９ 支持枠
６０ Ｘ線撮影システム
６１ ベッド
６２ 天板
６３ 脚部
７０ Ｘ線撮影システム
７１ 旋回アーム
７１ａ Ｕ字状部
７１ｂ 直線状部
７２ 基台
７３ 第１の溝
７４ 第２の溝
７５ 連結機構
８０ マンモグラフィ装置
８１ アーム部材
８２ Ｘ線源収納部
８３ 撮影台
８４ 圧迫板
９０ マンモグラフィ装置
９１ 格子収納部
９２ 撮影部
１００ Ｘ線撮影システム
１０１ Ｘ線源（放射線源）
１０２ コリメータユニット
１０３ マルチスリット（第３の吸収型格子）
１１０ 第１の吸収型格子
１１０ａ 基板
１１０ｂ Ｘ線遮蔽部
１１１ 第２の吸収型格子
１１１ａ 基板
１１１ｂ Ｘ線遮蔽部
１１２ フラットパネル検出器（ＦＰＤ）
１３５ ボールねじアクチュエータ
１３５Ａ ねじ軸
１３５Ｂ ナット
１３６ 第１のコイルバネ（第１の弾性体）
１３７ 第２のコイルバネ（第２の弾性体）
１４０ ボールねじ
１４１ ねじ軸
１４２ ナット
１４３ 軸受
１４４ 軸受
１４５ ステップモータ
１４６ カップリング
Ａ 作用点
ＣＬ 中心線

Claims (12)

1. 第１の格子と、
   前記第１の格子を通過した放射線により形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する第２の格子と、
   前記放射線像と前記第２の格子との位相差が互いに異なる複数の相対位置に、前記放射線像と前記第２の格子とを相対変位させる走査手段と、
   前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、を備え、
   前記走査手段は、前記第１の格子及び前記第２の格子の少なくとも一方を他方に対して、前記放射線像のパターン配列方向に駆動する駆動手段と、互いに異なる固有振動数を有して前記駆動手段による駆動対象をその駆動方向とは反対方向に付勢する複数種類の弾性体と、を含むことを特徴とする放射線撮影装置。
2. 請求項１に記載の放射線撮影装置であって、
   前記複数種類の弾性体のそれぞれの固有振動数は、互いに整数倍ではないことを特徴とする放射線撮影装置。
3. 請求項１又は２に記載の放射線撮影装置であって、
   複数の前記弾性体は、前記駆動手段による作用点を通り駆動方向に延びる中心線について対称に配置されていることを特徴とする放射線撮影装置。
4. 請求項３に記載の放射線撮影装置であって、
   前記複数種類の弾性体は、固有振動数の相違に基づく種類毎に複数設けられる弾性体により構成されており、
   同じ種類の前記弾性体は、前記中心線について対称に配置されていることを特徴とする放射線撮影装置。
5. 請求項１又は２に記載の放射線撮影装置であって、
   前記複数種類の弾性体は、前記駆動手段による作用点を通り駆動方向に沿って延びる中心線上に設けられる第１の弾性体と、前記第１の弾性体の内側に設けられる第２の弾性体と、を含んで構成されることを特徴とする放射線撮影装置。
6. 請求項１から５のいずれか一項に記載の放射線撮影装置であって、
   前記走査手段による前記放射線像と前記第２の格子との相対変位量は、前記第２の格子のパターン周期を３以上の数で分割した区間に相当することを特徴とする放射線撮影装置。
7. 請求項１から６のいずれか一項に記載の放射線撮影装置であって、
   前記放射線は、放射線焦点からの距離に比例して照射範囲が拡大されるコーンビームであり、
   前記駆動対象は、前記第２の格子であることを特徴とする放射線撮影装置。
8. 請求項１から７のいずれか一項に記載の放射線撮影装置であって、
   前記駆動手段は、電圧印加時の変位を前記駆動対象に伝達する圧電素子を含むことを特徴とする放射線撮影装置。
9. 請求項１から８のいずれか一項に記載の放射線撮影装置であって、
   前記駆動手段は、ねじ軸、及びこのねじ軸に螺合し前記駆動対象に固定されるナットを有するボールねじと、前記ねじ軸を回転させるステップモータと、を含むことを特徴とする放射線撮影装置。
10. 請求項１から９のいずれか一項に記載の放射線撮影装置であって、
    前記駆動対象は、駆動方向の両端側にそれぞれ配置される前記駆動手段及び前記弾性体により挟持されることを特徴とする放射線撮影装置。
11. 請求項１から１０のいずれか一項に記載の放射線撮影装置であって、
    前記第１の格子に向けて放射線を照射する放射線源を更に備えることを特徴とする放射線撮影装置。
12. 請求項１から１１のいずれか一項に記載の放射線撮影装置と、
    前記放射線撮影装置の前記放射線画像検出器により検出された画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、を備えることを特徴とする放射線撮影システム。

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