JP2012125423A - 放射線画像検出装置、放射線撮影装置、放射線撮影システム - Google Patents

Abstract

【課題】画像間のブレを抑制してエネルギーの異なる２枚のＸ線位相コントラスト画像を得る。
【解決手段】放射線撮影システムは、第１のエネルギーの放射線の第１のスプリッタ格子３４、及び第１の放射線像のパターン周期と一致する格子ピッチの第１のマスク格子３５を含む第１の格子組３１と、第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーの放射線の第２のスプリッタ格子３６、及び第２の放射線像のパターン周期と実質的に一致する格子ピッチの第２のマスク格子３７を含む第２の格子組３２と、放射線画像検出器３０と、を備え、第１及び第２の格子組に含まれる複数の格子は、一列に並んで配置されており、第１の格子組を構成する各格子は、その格子ピッチ方向を第１の方向に向け、また、第２の格子組を構成する各格子は、その格子ピッチ方向を第１の方向と交差する第２の方向に向けて、それぞれ配置されている。
【選択図】図４

Description

本発明は、放射線画像検出装置、該放射線画像検出装置を備え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、被写体の内部を透視するためのプローブとして用いられている。Ｘ線を用いた撮影は、医療診断や非破壊検査等の分野において広く普及している。

従来のＸ線撮影システムでは、Ｘ線を放射するＸ線源とＸ線画像を検出するＸ線画像検出器との間に被写体を配置して、被写体によるＸ線の強度変化に基づいた画像（以下、吸収画像と称する）を取得する。即ち、Ｘ線源からＸ線画像検出器に向けて放射された各Ｘ線は、Ｘ線画像検出器までの経路上に存在する被写体を構成する物質の特性（原子番号、密度、厚さ）の差異に応じた量の減衰（吸収）を受けた後、Ｘ線画像検出器に入射する。この結果、被写体のＸ線吸収像が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（蓄積性蛍光体）のほか、半導体回路を用いたフラットパネル検出器（ＦＰＤ：Flat Panel Detector）が広く用いられている。

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

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

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

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

また、被写体各部におけるＸ線吸収のエネルギー依存性を利用し、従来のＸ線撮影システムにおいては、エネルギーの異なるＸ線により同一被写体について取得される２枚のＸ線吸収画像を用いて、例えば高エネルギー画像（画像データ）及び低エネルギー画像（画像データ）の一方から他方を減算することによって軟部組織のみの画像や骨等の硬組織のみの画像を得る画像処理（エネルギーサブトラクション処理）が知られている。

そして、被写体によるＸ線の位相変化もまたエネルギー依存性を有しており、特許文献１に記載のタルボ干渉計を用いたＸ線撮影システムにおいても、エネルギーの異なるＸ線により同一被写体について２枚のＸ線位相コントラスト画像を取得し、これらの画像を用いたエネルギーサブトラクション処理によって、より詳細な軟部組織の画像を得る試みがなされている。

特開２００７‐２０３０７４号公報

特許文献１に記載のタルボ干渉計を用いたＸ線撮影システムにおいては、エネルギーの異なるＸ線により同一被写体について２枚のＸ線位相コントラスト画像を取得するにあたって、各エネルギーに応じた２種の格子組（第１及び第２の回折格子の組）を用い、この２種の格子組を交互にＸ線照射野に挿入して２度の撮影を行っており、格子組の入れ替えに手間を要する。そして、被写体が生体である場合に、格子組の入れ替えの間に体動を生じ易く、２枚の画像間でブレが生じる虞がある。そして、２枚の画像の間にブレがあると、エネルギーサブトラクション処理により得られる画像のコントラストや解像度が低下してしまう。

本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、その目的は、画像間のブレを抑制してエネルギーの異なる２枚のＸ線位相コントラスト画像を得ることにある。

（１） 第１のエネルギーの放射線によって縞状の第１の放射線像を形成する第１のスプリッタ格子、及び前記第１の放射線像のパターン周期と実質的に一致する格子ピッチに形成された第１のマスク格子を含む第１の格子組と、前記第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーの放射線によって縞状の第２の放射線像を形成する第２のスプリッタ格子、及び前記第２の放射線像のパターン周期と実質的に一致する格子ピッチに形成された第２のマスク格子を含む第２の格子組と、前記第１のスプリッタ格子によってマスキングされた前記第１の放射線像及び前記第２のスプリッタ格子によってマスキングされた前記第２の放射線像を検出する放射線画像検出器と、を備え、前記第１及び第２の格子組に含まれる複数の格子は、一列に並んで配置されており、前記第１の格子組を構成する各格子は、その格子ピッチ方向を第１の方向に向け、また、前記第２の格子組を構成する各格子は、その格子ピッチ方向を第１の方向と交差する第２の方向に向けて、それぞれ配置されている放射線画像検出装置。
（２） 上記（１）の放射線画像検出装置と、前記第１及び第２のエネルギーを含む放射線を、前記放射線画像検出装置に向けて出射するＸ線源と、を備える放射線撮影装置。
（３） 上記（２）の放射線撮影装置と、前記第１のマスク格子によってマスキングされた前記第１の放射線像を前記放射線画像検出器で検出して取得される放射線画像から第１の位相コントラスト画像を生成すると共に、前記第２のマスク格子によってマスキングされた前記第２の放射線像を前記放射線画像検出器によって検出して取得される放射線画像から第２の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、を備える放射線撮影システム。

本発明によれば、第１及び第２の格子組を入れ替えることなく、エネルギーの異なる２枚のＸ線位相コントラスト画像を取得することができる。それにより、画像間のブレが抑制され、これらの画像を用いたエネルギーサブトラクション処理によって得られる画像のコントラストや解像度を向上させることができる。

本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの制御ブロック図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部に含まれる放射線画像検出器の構成を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の斜視図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部に含まれる第１の格子組の構成を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部に含まれる第２の格子組の構成を示す模式図である。 第１及び第２のエネルギーのＸ線に対する第１の格子組のスプリッタ格子及び第２の格子組のスプリッタ格子の作用を示す模式図である。 スプリッタ格子及びマスク格子の重ね合わせによるモアレ縞の周期を変更するための機構を示す模式図である。 被写体による放射線の屈折を説明するための模式図である。 縞走査法を説明するための模式図である。 縞走査に伴う放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その撮影部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装置の一例の構成を示す模式図である。 図１３の放射線撮影装置の変形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１５の放射線撮影システムの撮影部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１７の放射線撮影システムの演算部における処理を説明するための放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。

図１は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示し、図２は、図１の放射線撮影システムの制御ブロックを示す。

Ｘ線撮影システム１０は、被写体（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線を放射するＸ線源１１と、Ｘ線源１１に対向配置され、Ｘ線源１１から被写体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（放射線画像検出装置）１２と、操作者の操作に基づいてＸ線源１１の曝射動作や撮影部１２の撮影動作を制御するとともに、撮影部１２により取得された画像データを演算処理して位相コントラスト画像を生成するコンソール１３とに大別される。

Ｘ線源１１は、天井から吊り下げられたＸ線源保持装置１４により上下方向（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広エネルギー帯域の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には、半導体回路からなる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の格子組３１及び第２の格子組３２が設けられている。詳しくは後述するが、第１の格子組３１は、スプリッタ格子３４及びマスク格子３５で構成され、第２の格子組３２もまた、スプリッタ格子３６及びマスク格子３７で構成されている。

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。第１及び第２の格子組３１，３２は、ＦＰＤ３０とＸ線源１１との間に配置されている。

また、撮影部１２には、第１の格子組３１のマスク格子３５を上下方向（ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の格子組３１のスプリッタ格子３４に対するマスク格子３５の相対位置関係を変化させ、また、第２の格子組３２のマスク格子３７を左右方向（ｙ方向）に並進移動させることにより、第２の格子組３２のスプリッタ格子３６に対するマスク格子３７の相対位置関係を変化させる走査機構３３が設けられている。この走査機構３３は、例えば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。

図３は、図１の放射線撮影システムの撮影部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、テルビウム賦活酸化ガドリニウム（Ｇｄ_２Ｏ₂Ｓ:Ｔｂ）やタリウム賦活ヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｔｌ）等からなるシンチレータ（図示せず）でＸ線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード（図示せず）で電荷に変換して蓄積する間接変換型のＸ線検出素子として構成することも可能である。また、Ｘ線画像検出器としては、ＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤに限られず、ＣＣＤセンサやＣＭＯＳセンサ等の固体撮像素子をベースとした各種のＸ線画像検出器を用いることも可能である。

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

図４は、図１の放射線撮影システムの撮影部を示し、図５は撮影部に含まれる第１の格子組の構成を示し、また図６は撮影部に含まれる第２の格子組の構成を示す。

前述のとおり、撮影部１２には、第１及び第２の格子組３１，３２が設けられている。各格子組は、スプリッタ格子及びマスク格子で構成されており、Ｘ線源１１側から第１の格子組３１のスプリッタ格子３４、第２の格子組３２のスプリッタ格子３６、第１の格子組３１のマスク格子３５、第２の格子組３２のマスク格子３７の順に配置されている。第１の格子組は、第１のエネルギーのＸ線によって位相イメージングを行うためのものであり、第２の格子組は、第１のエネルギーより高い第２のエネルギーのＸ線によって位相イメージングを行うためのものである。

まず、第１の格子組３１を構成するスプリッタ格子３４及びマスク格子３５について説明する。

スプリッタ格子３４は、基板３４ａと、この基板３４ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３４ｂとから構成されている。マスク格子３５もまた、基板３５ａと、この基板３５ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３５ｂとから構成されている。Ｘ線遮蔽部３４ｂは線状の部材で構成され、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内における第１の方向（図示の例では、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。Ｘ線遮蔽部３５ｂもまた線状の部材で構成され、上記第１の方向（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。

基板３４ａ，３５ａは、いずれもＸ線を透過させるガラスやシリコン等のＸ線透過性部材により形成されている。Ｘ線遮蔽部３４ｂ，３５ｂ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３４ｂ，３５ｂ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。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。スプリッタ格子３４及びマスク格子３５は、Ｘ線遮蔽部３４ｂ，３５ｂにおいてＸ線を吸収し、入射Ｘ線に強度差を与えるものであるため、吸収型格子ないし振幅型格子と称される。

スプリッタ格子３４は、スリット部を通過したＸ線を幾何学的に投影してＸ線像（以下、このＸ線像を投影像と称する）を形成するように構成されている。具体的には、間隔ｄ_１を、第１のエネルギーのＸ線の波長より十分大きな値とすることで、第１のエネルギー以上のＸ線の大部分を、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されている。例えば、第１のエネルギーを２０ｋｅＶとして、そのＸ線の波長は約０．６Åであり、間隔ｄ_１を、１〜１０μｍ程度とすれば、スリット部で第１のエネルギー以上のＸ線の大部分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、投影像は、Ｘ線焦点１８ｂからの距離に比例して拡大される。マスク格子３５の格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、そのスリット部が、マスク格子３５の位置における投影像の明部の周期パターンとほぼ一致するように設定されている。即ち、Ｘ線焦点１８ｂからスプリッタ格子３４までの距離をＬ_１、スプリッタ格子３４からマスク格子３５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設定される。

第１の格子組３１が対象とする第１のエネルギーのＸ線によってコントラストの高い周期パターン像を生成するために、Ｘ線遮蔽部３４ｂ，３５ｂは、第１のエネルギーのＸ線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましい。しかし、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。よって、Ｘ線の遮蔽性を高めるために、Ｘ線遮蔽部３４ｂ，３５ｂ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、第１のエネルギーを２０ｋｅＶとして、第１のエネルギーのＸ線の８０％以上を遮蔽するためには、厚みｈ_１，ｈ_２は、金（Ａｕ）換算で１０μｍ以上となる。ただし、厚みｈ_１については、第２の格子組３２が対象とする第２のエネルギー（＞第１のエネルギー）のＸ線の大部分を透過させる厚みを上限とする。例えば第２のエネルギーを５０ｋｅＶとして、Ｘ線遮蔽部３４ｂを金（Ａｕ）換算で１０μｍ厚とした場合に、第２のエネルギーのＸ線の透過率は約８５％である。

なお、Ｘ線遮蔽部３４ｂ，３５ｂ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３４ｂ，３５ｂの延伸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（３）及び（４）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とし、通常の病院での検査を想定してＬ＝２ｍとした場合に、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以下となる。

次に、第２の格子組３２を構成するスプリッタ格子３６及びマスク格子３７ついて説明する。

スプリッタ格子３６は、基板３６ａと、この基板３６ａに配置された複数のＸ線位相変化部３６ｂとから構成されている。マスク格子３７は、基板３７ａと、この基板３７ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３７ｂとから構成されている。Ｘ線位相変化部３６ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において上記第１の方向（ｘ方向）と直交する第２の方向（ｙ方向）に一定のピッチｐ_３で、互いに所定の間隔ｄ_３を空けて配列されている。Ｘ線遮蔽部３７ｂは、第２の方向（ｙ方向）に一定のピッチｐ_４で、互いに所定の間隔ｄ_４を空けて配列されている。

基板３６ａ，３７ａは、いずれもＸ線透過性部材により形成されている。Ｘ線位相変化部３６ｂ、及びＸ線遮蔽部３７ｂは、いずれも線状の部材で構成され、その材料としては、例えば、金、白金等の重金属を好適に用いることができる。スプリッタ格子３６は、Ｘ線位相変化部３６ｂにおいてＸ線の位相を変化させ、入射Ｘ線に位相差を与えるものであるため、位相型格子と称される。本例において、位相変化部３６ｂは、第２の格子組３２が対象とする第２のエネルギーのＸ線の位相をπ変化させる。一方のマスク格子３７は、吸収型格子である。

スプリッタ格子３６は、通過するＸ線を回折し、第２のエネルギーのＸ線のタルボ干渉効果によってＸ線像（以下、このＸ線像を干渉像と称する）を形成するように構成されている。

スプリッタ格子３６からマスク格子３７までの距離Ｌ_４は、第２のエネルギーのＸ線の波長に応じたタルボ干渉距離Ｚに設定される。スプリッタ格子３６の格子ピッチｐ_３、マスク格子３７の格子ピッチｐ_４、第２のエネルギーのＸ線の波長λ、及び正の整数ｍを用いて、タルボ干渉距離Ｚは次式（５）で表される。

式（５）は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線がコーンビームであって、スプリッタ格子３６がπ位相型格子である場合のタルボ干渉距離を表す式である。なお、スプリッタ格子３６がπ／２位相型格子又は吸収型格子であっても、タルボ干渉効果によって干渉像を形成することができる。スプリッタ格子３６がπ／２位相型格子である場合のタルボ干渉距離は次式（６）で、またスプリッタ格子３６が吸収型格子である場合のタルボ干渉距離は次式（７）でそれぞれ表される。

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、干渉像は、Ｘ線焦点１８ｂからの距離に比例して拡大される。マスク格子３７の格子ピッチｐ_４及び間隔ｄ_４は、そのスリット部が、マスク格子３７の位置における干渉像の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定されている。すなわち、Ｘ線焦点１８ｂからスプリッタ格子３６までの距離をＬ_３とした場合に、格子ピッチｐ_４及び間隔ｄ_４は、次式（８）及び（９）の関係を満たすように設定される。

Ｘ線位相変化部３６ｂは、上記の通り第２のエネルギーのＸ線の位相をπ変化させるものであり、例えば第２のエネルギーを５０ｋｅＶとして、Ｘ線位相変化部３６ｂの厚みｈ_３は、金（Ａｕ）換算で約５μｍとなる。なお、金（Ａｕ）で約５μｍ厚に形成されるＸ線位相変化部３６ｂは、第２のエネルギー（５０ｋｅＶ）及び第１のエネルギー（２０ｋｅＶ）のＸ線の透過に殆ど影響を及ぼさない。また、Ｘ線遮蔽部３７ｂの厚みｈ_４は、第２のエネルギーのＸ線の遮蔽性を高めるために、可能な限り厚くすることが好ましい。例えば、第２のエネルギーを５０ｋｅＶとして、第２のエネルギーのＸ線の８０％以上を遮蔽するためには、厚みｈ_４は、金（Ａｕ）換算で１００μｍ以上となる。

第２の格子組３２において、スプリッタ格子３６からマスク格子３７までの距離Ｌ_４は、第２のエネルギーのＸ線に応じたタルボ干渉距離Ｚに制約される。一方、第１の格子組３１においては、スプリッタ格子３４が入射Ｘ線を回折させずに投影する構成であって、その投影像はスプリッタ格子３４の後方のすべての位置で相似的に得られるため、スプリッタ格子３４からマスク格子３５までの距離Ｌ_２は任意に設定することができる。

図７は、第１及び第２のエネルギーのＸ線に対する第１の格子組のスプリッタ格子及び第２の格子組のスプリッタ格子の作用を示す。なお図７において、実線の矢印Ｅ１は第１のエネルギーのＸ線を示し、破線の矢印Ｅ２は第２のエネルギーのＸ線を示す。

第１の格子組３１のスプリッタ格子３４に入射する第１及び第２のエネルギーのＸ線のうち、Ｘ線遮蔽部３４ｂに入射する第１のエネルギーのＸ線は、Ｘ線遮蔽部３４ｂによって吸収される。Ｘ線遮蔽部３４ｂに入射する第２のエネルギーのＸ線、及びスリット部に入射する第１及び第２のエネルギーのＸ線は、スプリッタ格子３４を通過する。

スプリッタ格子３４を通過した第１及び第２のエネルギーのＸ線は、次いで第２の格子組３２のスプリッタ格子３６に入射する。スプリッタ格子３６に入射する第１及び第２のエネルギーのＸ線のうち、スリット部に入射する第１及び第２のエネルギーのＸ線は、何らの位相変化も受けず、スプリッタ格子３６を通過する。また、Ｘ線位相変化部３６ｂに入射する第２のエネルギーのＸ線は、Ｘ線位相変化部３６ｂにおいてπだけ位相変化を受けてスプリッタ格子３６を通過する。なお、Ｘ線位相変化部３６ｂに入射する第１のエネルギーのＸ線もまた、Ｘ線位相変化部３６ｂにおいて何らかの位相変化Ａを受けてスプリッタ格子３６を通過する。

スプリッタ格子３４，３６を通過した第１のエネルギーのＸ線は、第１の格子組３１のマスク格子３５の位置において投影像を形成する。なお、スプリッタ格子３６のＸ線位相変化部３６ｂを通過した第１のエネルギーのＸ線は、上記の通り何らかの位相変化を受けているが、その位相変化は投影像の形成に影響しない。また、第２のエネルギーのＸ線については、スプリッタ格子３４，３６いずれにおいても強度差を与えられないので、投影像のコントラストに寄与しない。

また、スプリッタ格子３４，３６を通過した第２のエネルギーのＸ線は、第２の格子組３２のマスク格子３７の位置において干渉像を形成する。なお、スプリッタ格子３４，３６を通過した第１のエネルギーのＸ線については、第２のエネルギーのＸ線の波長に応じたタルボ干渉距離に置かれているマスク格子３７の位置においてタルボ干渉効果を生じないので、干渉像の形成に寄与しない。

以上のように構成された撮影部１２では、第１のエネルギーのＸ線によって形成される投影像にマスク格子３５が重ね合わされ、強度変調された像が形成される。また、第２のエネルギーのＸ線によって形成される干渉像にマスク格子３７が重ね合わされ、強度変調された像が形成される。これらの強度変調された像がＦＰＤ３０によって撮像される。

マスク格子３５の位置に形成される投影像のパターン周期ｐ_１’と、マスク格子３５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の格子組３１のスプリッタ格子３４及びマスク格子３５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。

投影像のパターン周期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（１０）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（１１）を満たす必要があり、更には、次式（１２）を満たすことが好ましい（ここで、ｎは正の整数である）。

式（１１）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（１２）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、スプリッタ格子３４、及びマスク格子３５の位置調整を行い、投影像のパターン周期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。

同様に、第２の格子組３２のマスク格子３７の位置における干渉像のパターン周期と、マスク格子３７の実質的な格子ピッチ（製造後の実質的なピッチ）についても、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じ、それによって画像コントラストはモアレ縞となる。よって、干渉像のパターン周期と格子ピッチ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。

以下に、投影像のパターン周期ｐ_１’とマスク格子３５の実質的な格子ピッチｐ_２’との差異によるモアレ縞を例に、その周期Ｔを変更する方法を説明する。

図８は、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、スプリッタ格子３４及びマスク格子３５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、スプリッタ格子３４に対して、マスク格子３５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、マスク格子３２を角度θだけ回転させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ_２’」→「ｐ_２’／ｃｏｓθ」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．８Ａ）。

別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、スプリッタ格子３４及びマスク格子３５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、スプリッタ格子３４に対して、マスク格子３５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、マスク格子３５を角度αだけ傾斜させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ_２’」→「ｐ_２’×ｃｏｓα」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．８Ｂ）。

更に別の例として、モアレ周期Ｔの変更は、スプリッタ格子３４及びマスク格子３５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、スプリッタ格子３４マスク格子３５との間の距離Ｌ_２を変更するように、スプリッタ格子３４に対して、マスク格子３５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、マスク格子３５を光軸Ａに移動量δだけ移動させると、マスク格子３５の位置における投影像のパターン周期は、「ｐ_１’」→「ｐ_１’×（Ｌ_１＋Ｌ_２＋δ）／（Ｌ_１＋Ｌ_２）」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．８Ｃ）。

モアレ周期Ｔを変更するための上記変更機構（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とスプリッタ格子３４，３６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２つのモアレ縞（投影像とマスク格子３５との重ね合わせによるモアレ縞、及び干渉像とマスク格子３７との重ね合わせによるモアレ縞）は、被写体Ｈによりそれぞれ変調を受ける。それらの変調量は、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で検出される２つのモアレ縞をそれぞれ解析することによって、各モアレ縞から被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。

以下に、投影像とマスク格子３５との重ね合わせによるモアレ縞を例に、モアレ縞の解析方法について説明する。

図９は、ｘ方向に関する被写体Ｈの位相シフト分布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、スプリッタ格子３４及びマスク格子３５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、スプリッタ格子３４を通過した後、マスク格子３５により遮蔽される。

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（１３）で表される。

マスク格子３５の位置に形成される投影像は、投影像を形成するスプリッタ格子３４の格子ピッチ方向であるｘ方向について、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（１４）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（１５）で表される。

このように、被写体ＨでのＸ線の屈折による投影像の変位量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（１６）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（１６）から屈折角φが求まり、式（１５）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）が得られる。本Ｘ線撮影システム１０では、上記の位相ズレ量ψを、以下に説明する縞走査法を用いて算出する。

縞走査法では、スプリッタ格子３４及びマスク格子３５の一方を他方に対して相対的に両格子の格子ピッチ方向である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）。なお、本例においては、前述の走査機構３３によりマスク格子３５を移動させているが、スプリッタ格子３４を移動させてもよい。

マスク格子３５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、マスク格子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ずつマスク格子３５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（信号値の変化曲線）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。なお、ＦＰＤ３０の検出面上では、投影像とマスク格子３５との重ね合わせによるモアレ縞と、干渉像とマスク格子３７との重ね合わせによるモアレ縞とが重畳しているが、マスク格子３５をｘ方向に移動させることによって変化するモアレ縞は、投影像とマスク格子３５との重ね合わせによるモアレ縞のみである。よって、マスク格子３５を移動させながら複数回の撮影を行って取得される各画素４０の信号は、投影像とマスク格子３５との重ね合わせによるモアレ縞の変化によるものとなる。

図１０は、格子ピッチｐ_２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ_２／Ｍ）ずつマスク格子３２を移動させる様子を模式的に示す。

走査機構３３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に、マスク格子３５を順に並進移動させる。なお、同図では、マスク格子３５の初期位置を、被写体Ｈが存在しない場合におけるマスク格子３５の位置での投影像の暗部が、Ｘ線遮蔽部３５ｂ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線がマスク格子３５を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順にマスク格子３５を移動させていくと、マスク格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２では、主として、被写体Ｈにより屈折されたＸ線のみが第２の吸収型格子３２を通過する。ｋ＝Ｍ／２を超えると、逆に、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が増加する。

ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、ＦＰＤ３０により撮影を行うと、各画素４０について、Ｍ個の信号値（画素データ）が得られる。以下に、このＭ個の信号値から各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。マスク格子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（１７）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（１８）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、次式（１９）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（１９）に基づいて各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ（ｘ）が求められる。

図１１は、縞走査に伴って変化する放射線画像検出器の一つの画素の信号を示す。

各画素４０で得られたＭ個の信号値は、マスク格子３５の位置ｋに対して、格子ピッチｐ_２の周期で周期的に変化する。図１１中の破線は、被写体Ｈが存在しない場合の信号値の変化を示しており、図１１中の実線は、被写体Ｈが存在する場合の信号値の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。

そして、屈折角φ（ｘ）は、上式（１５）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。なお、上記の説明では、画素４０のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標について同様の演算を行うことにより、ｘ方向及びｙ方向における２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）が得られる。そして、投影像が第１のエネルギーのＸ線によって形成されることから、この位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）もまた第１のエネルギーのＸ線に基づくものとなる。

干渉像とマスク格子３７との重ね合わせによるモアレ縞の解析方法については、前述の投影像とマスク格子３５との重ね合わせによるモアレ縞の解析方法についての説明において方向に関するｘをｙに、またｙをｘにそれぞれ読み替えるものとし、以下に要約すると、マスク格子３７をｙ方向に移動させながら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の信号を取得して、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを得る。上式（１６）から屈折角φが求まり、上式（１５）を用いて位相シフト分布Φ（ｙ）の微分量が求まるから、これをｙ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（ｙ）が得られる。各ｘ座標について同様の演算を行うことにより、ｘ方向及びｙ方向における２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）が得られる。干渉像が第２のエネルギーのＸ線によって形成されることから、この位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）もまた第２のエネルギーのＸ線に基づくものとなる。

前述した演算は、演算処理部２２により行われ、演算処理部２２は、第１のエネルギーのＸ線に基づく位相シフト分布Φ（ｘ、ｙ）_Ｅ１、及び第２のエネルギーのＸ線に基づく位相シフト分布Φ（ｘ、ｙ）_Ｅ２を、それぞれ位相コントラスト画像として記憶部２３に記憶させる。

第１及び第２のエネルギーの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ると、制御装置２０の制御に基づいて各部が連係動作して自動的に行われ、まず、マスク格子３５を移動させながら複数回の撮影が行われ、第１のエネルギーの位相コントラスト画像Φ（ｘ、ｙ）_Ｅ１が生成され、次いでマスク格子３７を移動させながら複数回の撮影が行われ、第２のエネルギーの位相コントラスト画像Φ（ｘ、ｙ）_Ｅ２が生成される。なお、マスク格子３７を移動させながらの複数回の撮影を先に行うようにしてもよい。

演算処理部２２は、以上により生成された位相コントラスト画像Φ（ｘ、ｙ）_Ｅ１、Φ（ｘ、ｙ）_Ｅ２を用いてエネルギーサブトラクション処理を行う。エネルギーサブトラクション処理としては、例えば、Φ（ｘ、ｙ）_Ｅ１／Φ（ｘ、ｙ）_Ｅ２なる商、又はΦ（ｘ、ｙ）_Ｅ１−Φ（ｘ、ｙ）_Ｅ２なる差、若しくは{Φ（ｘ、ｙ）_Ｅ１−Φ（ｘ、ｙ）_Ｅ２}／{Φ（ｘ、ｙ）_Ｅ１＋Φ（ｘ、ｙ）_Ｅ２}なる差の正規化、等の種々処理を適用することができる。

以上、説明したように、本Ｘ線撮影システム１０によれば、第１及び第２の格子組３１、３２を入れ替えることなく、エネルギーの異なる２枚のＸ線位相コントラスト画像を取得することができる。それにより、画像間のブレが抑制され、これらの画像を用いたエネルギーサブトラクション処理によって得られる画像のコントラストや解像度を向上させることができる。

なお、本Ｘ線撮影システム１０においては、モアレ縞の解析に縞走査法を用いているが、モアレ縞の解析には、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。

図１２は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その撮影部の構成を示す。

前述したＸ線撮影システム１０においては、第２の格子組３２を構成するスプリッタ格子３６とマスク格子３７との距離Ｌ_４（図５参照）は、第２のエネルギーのＸ線に応じたタルボ干渉距離Ｚに制約される。一方、第１の格子組３１を構成するスプリッタ格子３４が入射Ｘ線を回折させずに投影する構成であって、その投影像はスプリッタ格子３４の後方のすべての位置で相似的に得られるため、スプリッタ格子３４とマスク格子３５との距離Ｌ_２（図６参照）は任意に設定することができる。そこで、図１２に示すＸ線撮影システム６０においては、第１の格子組のスプリッタ格子からマスク格子までの距離を第２の格子組のスプリッタ格子からマスク格子までの距離に等しく設定し、第１及び第２の格子組の両スプリッタ格子を一体に形成し、また第１及び第２の格子組の両マスク格子を一体に形成している。その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。

本Ｘ線撮影システム６０において、撮影部１２には、スプリッタ格子６４と、マスク格子６５とが設けられている。

スプリッタ格子６４は、基板６４ａと、この基板６４ａに配置された複数のＸ線遮蔽部６４ｂ及び複数のＸ線位相変化部６４ｃから構成されている。マスク格子６５は、基板６５ａと、この基板６５ａに配置された複数のＸ線遮蔽部６５ｂ，６５ｃとから構成されている。

スプリッタ格子６４において、Ｘ線遮蔽部６４ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内における第１の方向（図示の例では、ｘ方向）に一定のピッチで配列されており、Ｘ線位相変化部６４ｃは、上記第１の方向（ｘ方向）と直交する第２の方向（ｙ方向）に一定のピッチで配列されている。

マスク格子６５において、Ｘ線遮蔽部６５ｂは、上記第１の方向（ｘ方向）に一定のピッチで配列されており、Ｘ線遮蔽部６５ｃは、上記第２の方向（ｙ方向）に一定のピッチで配列されている。

スプリッタ格子６４のＸ線遮蔽部６４ｂの配列は、前述したＸ線撮影システム１０における第１の格子組３１のスプリッタ格子３４のＸ線遮蔽部３４ｂの配列に対応し、隣り合うＸ線遮蔽部６４ｂの間のスリット部を通過したＸ線を幾何学的に投影してＸ線像（投影像）を形成するように構成され、各Ｘ線遮蔽部６４ｂは、第１のエネルギーのＸ線を十分に吸収することのできる厚みに形成されている。また、マスク格子６５のＸ線遮蔽部６５ｂの配列は、前述したＸ線撮影システム１０における第１の格子組３１のマスク格子３５のＸ線遮蔽部３５ｂの配列に対応し、各Ｘ線遮蔽部６５ｂは、第１のエネルギーのＸ線を十分に吸収することのできる厚みに形成されている。スプリッタ格子６４のＸ線遮蔽部６４ｂの配列、及びマスク格子６５のＸ線遮蔽部６５ｂの配列によって、第１のエネルギーのＸ線による位相イメージングを行うための第１の格子組が構成される。

スプリッタ格子６４のＸ線位相変化部６４ｃの配列は、前述したＸ線撮影システム１０における第２の格子組３２のスプリッタ格子３６のＸ線位相変化部３６ｂの配列に対応し、通過するＸ線を回折し、上記第１のエネルギーより高い第２のエネルギーのＸ線のタルボ干渉効果によってＸ線像（干渉像）を形成するように構成され、各Ｘ線位相変化部６４ｃは、第２のエネルギーのＸ線の位相をπ変化させる厚みに形成されている。マスク格子６５のＸ線遮蔽部６５ｃの配列は、前述したＸ線撮影システム１０における第２の格子組３２のマスク格子３７のＸ線遮蔽部３７ｂの配列に対応し、各Ｘ線遮蔽部６５ｃは、第２のエネルギーのＸ線を十分に吸収することのできる厚みに形成されている。スプリッタ格子６４のＸ線位相変化部６４ｃの配列、及びマスク格子６５のＸ線遮蔽部６５ｃの配列によって、第２のエネルギーのＸ線による位相イメージングを行うための第２の格子組が構成される。

基板６４ａ，６５ａは、いずれもＸ線を透過させるガラスやシリコン等のＸ線透過性部材により形成されている。一方、Ｘ線遮蔽部６４ｂ，６５ｂ，６５ｃ、及びＸ線位相変化部６４ｃの材料としては、例えば、金、白金等の重金属が好適に用いられる。

スプリッタ格子６４の製造は、まず、Ｘ線遮蔽部６４ｂの厚みに対応する深さを有し、上記第１の方向（ｘ方向）に一定のピッチで並ぶ複数の溝、及びＸ線位相変化部６４ｃの厚みに対応する深さを有し、上記第２の方向（ｙ方向）に一定のピッチで並ぶ複数の溝を、例えばエッチングによって基板６４ａの表面に形成する。そして、それらの溝に、金、白金等の材料を、例えば金属メッキ法や蒸着法によって充填する。それにより、スプリッタ格子６４を製造することができる。マスク格子６５もまた、同様にして製造することができる。

本Ｘ線撮影システム６０においては、マスク格子６５を、まず上記第１の方向（ｘ方向）に移動させながら複数回の撮影が行われ、それにより第１のエネルギーの位相コントラスト画像Φ（ｘ、ｙ）_Ｅ１が生成される。次いでマスク格子６５を上記第２の方向（ｙ方向）に移動させながら複数回の撮影が行われ、それにより第２のエネルギーの位相コントラスト画像Φ（ｘ、ｙ）_Ｅ２が生成される。

本Ｘ線撮影システム６０によれば、第１及び第２の格子組の両スプリッタ格子を一体に形成し、また第１及び第２の格子組の両マスク格子を一体に形成しているため、格子の数を削減することができ、装置構成の簡素化を図ることができる。

図１３は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影装置の一例を示す。

図１３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。

なお、Ｘ線源１１及び撮影部１２は、前述したＸ線撮影システム１０のものと同様の構成であるため、各構成要素には、Ｘ線撮影システム１０と同一の符号を付している。その他の構成及び作用については、前述したＸ線撮影システム１０と同様であるため説明は省略する。

図１４は、図１３の放射線撮影装置の変形例を示す。

図１４に示すマンモグラフィ装置９０は、第１の格子組３１のスプリッタ格子３４及び第２の格子組３２のスプリッタ格子３６が、Ｘ線源１１と圧迫板８４との間に配設されている点が前述したマンモグラフィ装置８０と異なる。両スプリッタ格子３４，３６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、ＦＰＤ３０、第１の格子組３１のマスク格子３５、第２の格子組３２のマスク格子３７、走査機構３３、により構成されている。

このように、被検体（乳房）Ｂが両スプリッタ格子３４，３６と両マスク格子３５，３７との間に位置する場合であっても、マスク格子３５の位置に形成される投影像、及びマスク格子３７の位置に形成される干渉像が被検体Ｂにより変調される。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、本マンモグラフィ装置９０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。

そして、本マンモグラフィ装置９０では、スプリッタ格子３４による遮蔽により、第１のエネルギー以下の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の被曝量を低減することができる。なお、本マンモグラフィ装置９０のように、スプリッタ格子３４，３６とマスク格子３５，３７との間に被検体を配置することは、前述したＸ線撮影システム１０にも適用することが可能である。

図１５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。

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、前述したＸ線撮影システム１０と異なる。その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。

前述したＸ線撮影システム１０では、Ｘ線源１１からＦＰＤ３０までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離（１ｍ〜２ｍ）とした場合に、Ｘ線焦点１８ｂの焦点サイズ（一般的に０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度）による投影像及び干渉像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、Ｘ線焦点１８ｂの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、Ｘ線強度が低下してしまう。本Ｘ線撮影システム１００においては、この課題を解決するために、Ｘ線焦点１８ｂの直後にマルチスリット（線源格子）１０３，１０４を配置する。

図１６は、図１５の放射線撮影システムの撮影部の構成を示す。

マルチスリット１０３、１０４は、いずれも吸収型格子であり、マルチスリット１０３は、基板１０３ａと、この基板１０３ａに配置された複数のＸ線遮蔽部１０３ｂとから構成されている。マルチスリット１０４もまた、基板１０４ａと、この基板１０４ａに配置された複数のＸ線遮蔽部１０４ｂとから構成されている。

Ｘ線遮蔽部１０３ｂは線状の部材で構成され、上記第１の方向（ｘ方向）に一定のピッチｐ_５で配列されており、第１のエネルギーのＸ線を十分に吸収することのできる厚み（例えば、第１のエネルギーを２０ｋｅＶとして、金（Ａｕ）換算で１０μｍ）に形成されている。Ｘ線遮蔽部１０４ｂもまた線状の部材で構成され、上記第２の方向（ｘ方向）に一定のピッチｐ_６で配列されており、第２のエネルギーのＸ線を十分に吸収することのできる厚み（例えば、第２のエネルギーを５０ｋｅＶとして、金（Ａｕ）換算で１００μｍ）に形成されている。

マルチスリット１０３は、Ｘ線焦点１８ｂから放射される放射線を部分的に遮蔽することにより、ｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小して、第１のエネルギーのＸ線を射出する多数の擬似Ｘ線焦点をｘ方向に形成することを目的としており、スプリッタ格子３４、及びマスク格子３５とともに第１のエネルギーのＸ線による位相イメージングを行うための第１の格子組を構成する。

マルチスリット１０３の格子ピッチｐ_５は、マルチスリット１０３からスプリッタ格子３４までの距離をＬ_５として次式（２０）を満たすように設定する必要がある。

上式（２０）は、マルチスリット１０３により分散形成される擬似焦点の各々から射出されたＸ線のスプリッタ格子３１による投影像が、マスク格子３５の位置で一致する（重なり合う）ための幾何学的な条件である。

また、実質的にマルチスリット１０３の位置がＸ線焦点位置となるため、マスク格子３５の格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、次式（２１）及び（２２）の関係を満たすように決定される。

また、マルチスリット１０４は、Ｘ線焦点１８ｂから放射される放射線を部分的に遮蔽することにより、ｙ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小して、第２のエネルギーのＸ線を射出する多数の擬似Ｘ線焦点をｙ方向に形成することを目的としており、スプリッタ格子３６、及びマスク格子３７とともに第２のエネルギーのＸ線による位相イメージングを行うための第２の格子組を構成する。

マルチスリット１０４の格子ピッチｐ_６は、マルチスリット１０４からスプリッタ格子３６までの距離をＬ_６として次式（２３）を満たすように設定する必要がある。

また、実質的にマルチスリット１０４の位置がＸ線焦点位置となるため、マスク格子３７の格子ピッチｐ_４及び間隔ｄ_４は、次式（２４）及び（２５）の関係を満たすように決定される。

このように、本Ｘ線撮影システム１００では、マルチスリット１０３により形成される複数の擬似Ｘ線焦点に基づく投影像が重ね合わせられ、またマルチスリット１０４により形成される複数の擬似Ｘ線焦点に基づく干渉像が重ね合わされることにより、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、本Ｘ線撮影システム１００においては、マルチスリット１０３，１０４が個々に設けられているが、前述したＸ線撮影システム６０のスプリッタ格子６４及びマスク格子６５のように、互いに一体に形成することもできる。

図１７は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。

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

そこで、本Ｘ線撮影システムは、位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から、吸収画像や小角散乱画像を生成することも可能とする演算処理部１９０を用いる。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Ｉｋ（ｘ，ｙ）を、図１８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Ｉｋ（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Ｉｋ（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Ｉｋ（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Ｉｋ（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、説明したように、本明細書には、第１のエネルギーの放射線によって縞状の第１の放射線像を形成する第１のスプリッタ格子、及び前記第１の放射線像のパターン周期と実質的に一致する格子ピッチに形成された第１のマスク格子を含む第１の格子組と、前記第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーの放射線によって縞状の第２の放射線像を形成する第２のスプリッタ格子、及び前記第２の放射線像のパターン周期と実質的に一致する格子ピッチに形成された第２のマスク格子を含む第２の格子組と、前記第１のスプリッタ格子によってマスキングされた前記第１の放射線像及び前記第２のスプリッタ格子によってマスキングされた前記第２の放射線像を検出する放射線画像検出器と、を備え、前記第１及び第２の格子組に含まれる複数の格子は、一列に並んで配置されており、前記第１の格子組を構成する各格子は、その格子ピッチ方向を第１の方向に向け、また、前記第２の格子組を構成する各格子は、その格子ピッチ方向を第１の方向と交差する第２の方向に向けて、それぞれ配置されている放射線画像検出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画像検出装置は、前記第１の格子組が、前記第１の方向に所定のピッチで並ぶ複数の擬似放射線焦点の配列を形成する第１の線源格子を更に含み、前記第２の格子組が、前記第２の方向に所定のピッチで並ぶ複数の擬似放射線焦点の配列を形成する第２の線源格子を更に含む。

また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記第１の放射線像が、前記第１のスプリッタ格子の投影像であり、前記第２の放射線像が、前記第２のスプリッタ格子によって回折された放射線により形成される干渉像である。

また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、第２のエネルギーが、第１のエネルギーより高い。

また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記第１のスプリッタ格子と前記第１のマスク格子との間隔、及び前記第２のスプリッタ格子と前記第２のマスク格子との間隔が、前記第２のスプリッタ格子及び前記第２のマスク格子の各々格子ピッチと前記第２のエネルギーの放射線の波長によって規定されるタルボ干渉距離に設定されている。

また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記第１のスプリッタ格子が、吸収型格子であり、前記第２のスプリッタ格子が、位相型格子である。

また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記第１の格子組及び前記第２の格子組の対応する格子同士が、一体に形成されている。

また、本明細書に開示された放射線画像検出装置は、前記第１のマスク格子を前記第１の放射線像に対して前記複数の相対位置に置くように、前記第１のスプリッタ格子及び前記第１のマスク格子のいずれか一方を移動させ、また、前記第２のマスク格子を前記第２の放射線像に対して前記複数の相対位置に置くように、前記第２のスプリッタ格子及び前記第２のマスク格子のいずれか一方を移動させる走査機構を更に備える。

また、本明細書には、上記の放射線画像検出装置と、前記第１及び第２のエネルギーを含む放射線を、前記放射線画像検出装置に向けて出射する放射線源と、を備える放射線撮影装置が開示されている。

また、本明細書には、上記の放射線撮影装置と、前記第１のマスク格子によってマスキングされた前記第１の放射線像を前記放射線画像検出器で検出して取得される放射線画像から第１の位相コントラスト画像を生成すると共に、前記第２のマスク格子によってマスキングされた前記第２の放射線像を前記放射線画像検出器によって検出して取得される放射線画像から第２の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、を備える放射線撮影システムが開示されている。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記演算処理部が、前記第１及び第２の位相コントラスト画像を用いてエネルギーサブトラクション処理を行う。

１０ Ｘ線撮影システム
１１ Ｘ線源
１２ 撮影部
１３ コンソール
３０ ＦＰＤ
３１ 第１の格子組
３２ 第２の格子組
３３ 走査機構
３４ スプリッタ格子
３５ マスク格子
３６ スプリッタ格子
３７ マスク格子

Claims (11)

1. 第１のエネルギーの放射線によって縞状の第１の放射線像を形成する第１のスプリッタ格子、及び前記第１の放射線像のパターン周期と実質的に一致する格子ピッチに形成された第１のマスク格子を含む第１の格子組と、
   前記第１のエネルギーと異なる第２のエネルギーの放射線によって縞状の第２の放射線像を形成する第２のスプリッタ格子、及び前記第２の放射線像のパターン周期と実質的に一致する格子ピッチに形成された第２のマスク格子を含む第２の格子組と、
   前記第１のスプリッタ格子によってマスキングされた前記第１の放射線像及び前記第２のスプリッタ格子によってマスキングされた前記第２の放射線像を検出する放射線画像検出器と、
   を備え、
   前記第１及び第２の格子組に含まれる複数の格子は、一列に並んで配置されており、
   前記第１の格子組を構成する各格子は、その格子ピッチ方向を第１の方向に向け、また、前記第２の格子組を構成する各格子は、その格子ピッチ方向を第１の方向と交差する第２の方向に向けて、それぞれ配置されている放射線画像検出装置。
2. 請求項１に記載の放射線画像検出装置であって、
   前記第１の格子組は、前記第１の方向に所定のピッチで並ぶ複数の擬似放射線焦点の配列を形成する第１の線源格子をさらに含み、
   前記第２の格子組は、前記第２の方向に所定のピッチで並ぶ複数の擬似放射線焦点の配列を形成する第２の線源格子をさらに含む放射線画像検出装置。
3. 請求項１又は２に記載の放射線画像検出装置であって、
   前記第１の放射線像は、前記第１のスプリッタ格子の投影像であり、
   前記第２の放射線像は、前記第２のスプリッタ格子によって回折された放射線により形成される干渉像である放射線画像検出装置。
4. 請求項３に記載の放射線画像検出装置であって、
   第２のエネルギーは、第１のエネルギーより高い放射線画像検出装置。
5. 請求項３又は４に記載の放射線画像検出装置であって、
   前記第１のスプリッタ格子と前記第１のマスク格子との間隔、及び前記第２のスプリッタ格子と前記第２のマスク格子との間隔は、前記第２のスプリッタ格子及び前記第２のマスク格子の各々格子ピッチと前記第２のエネルギーの放射線の波長によって規定されるタルボ干渉距離に設定されている放射線画像検出装置。
6. 請求項３から５のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置であって、
   前記第１のスプリッタ格子は、吸収型格子であり、
   前記第２のスプリッタ格子は、位相型格子である放射線画像検出装置。
7. 請求項３から６のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置であって、
   前記第１の格子組及び前記第２の格子組の対応する格子同士は、一体に形成されている放射線画像検出装置。
8. 請求項１から７のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置であって、
   前記第１のマスク格子を前記第１の放射線像に対して前記複数の相対位置に置くように、前記第１のスプリッタ格子及び前記第１のマスク格子のいずれか一方を移動させ、また、前記第２のマスク格子を前記第２の放射線像に対して前記複数の相対位置に置くように、前記第２のスプリッタ格子及び前記第２のマスク格子のいずれか一方を移動させる走査機構をさらに備える放射線画像検出装置。
9. 請求項１から８のいずれか一項に記載の放射線画像検出装置と、
   前記第１及び第２のエネルギーを含む放射線を、前記放射線画像検出装置に向けて出射する放射線源と、
   を備える放射線撮影装置。
10. 請求項９に記載の放射線撮影装置と、
    前記第１のマスク格子によってマスキングされた前記第１の放射線像を前記放射線画像検出器で検出して取得される放射線画像から第１の位相コントラスト画像を生成すると共に、前記第２のマスク格子によってマスキングされた前記第２の放射線像を前記放射線画像検出器によって検出して取得される放射線画像から第２の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、
    を備える放射線撮影システム。
11. 請求項１０に記載の放射線撮影システムであって、
    前記演算処理部は、前記第１及び第２の位相コントラスト画像を用いてエネルギーサブトラクション処理を行う放射線撮影システム。

Images