放射線画像取得方法および放射線画像撮影装置
【課題】第２の格子を第１の格子に対して並進移動させながら複数の放射線画像の撮影を行い、その複数枚の放射線画像を送信する放射線画像撮影装置において、放射線画像の撮影の制御や放射線画像信号の出力の制御を行う制御回路などへの負荷を軽くし、発熱量を抑制する。
【解決手段】第２の格子を第１の格子に対して並進移動させながら撮影した複数の放射線画像信号を記憶する記憶部３５ａと、記憶部３５ａに記憶された複数の放射線画像信号を紐付けする紐付け部３５ｂと、紐付け部３５ｂにおいて紐づけされた１組の放射線画像信号群を無線通信信号として一括して送信する無線通信部３７とを設ける。
【解決手段】第２の格子を第１の格子に対して並進移動させながら撮影した複数の放射線画像信号を記憶する記憶部３５ａと、記憶部３５ａに記憶された複数の放射線画像信号を紐付けする紐付け部３５ｂと、紐付け部３５ｂにおいて紐づけされた１組の放射線画像信号群を無線通信信号として一括して送信する無線通信部３７とを設ける。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、格子を利用した放射線画像取得方法および放射線画像撮影装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
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。
【０００３】
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線透過像が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。
【０００４】
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。
【０００５】
近年、被検体の吸収係数の違いによるＸ線の強度変化に代えて、被検体の屈折率の違いによるＸ線の位相変化に基づいた位相コントラスト画像を得るＸ線位相イメージングの研究が行われている。この位相差を利用した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取得することができる。
【０００６】
Ｘ線位相イメージングとはＸ線の位相/屈折情報を利用した新しい画像化方法であり、従来のＸ線の吸収に基づく画像化方法では吸収差が小さく、全くといって良いほどコントラスト差がつかずに見えなかった組織（軟骨や軟部）を画像化可能である。
【０００７】
従来、これらの軟部画像化にはＭＲＩによる撮影が可能ではあったが撮影にかかる時間が数十分と長いこと、画像の分解能が１ｍｍ程度と低いこと、費用対効果により健康診断等での定期検診での実施が困難であることが問題であった。
【０００８】
また、Ｘ線位相イメージングにおいても今までは加速器を用いた大規模な放射光設備（例えば、兵庫県にあるSPring-8）等により波長と位相の揃った単色のＸ線を発生することで撮影は可能であったが、設備が大規模すぎて一般の病院に使用できるレベルではないという問題を抱えていた。
【０００９】
また、Ｘ線位相イメージングは前述のようにＸ線吸収画像では見えなかった軟骨や軟部をＸ線で画像化することができる特徴を有するため、変形性膝関節症、関節リウマチ、スポーツ障害、半月板損傷、腱損傷、靭帯損傷などの関節疾患や、乳がん腫瘤などの異常を迅速に簡便にＸ線により診断することができ、これからの高齢化社会における潜在患者の早期診断、早期治療や医療費の削減に貢献することが出来る方式である。
【００１０】
そして、上述したようなＸ線位相イメージングとして、たとえば、第１の格子と第２の格子の２つの格子を所定の間隔で平行に配列し、タルボ干渉効果によって第２の格子の位置に第１の格子の自己像を形成し、この自己像を第２の格子によって強度変調された複数の画像から、Ｘ線位相コントラスト画像を取得するＸ線位相画像撮影装置が提案されている。
【００１１】
一方、放射線画像検出器などを小型の筐体に収容した放射線画像撮影用カセッテも種々提案されている。この放射線画像撮影用カセッテは、薄型で且つ搬送可能なサイズのものであるため取り扱いが便利である。カセッテ内の放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号は、無線通信部を介して無線通信信号としてカセッテから送信され、その送信された無線通信信号がコンソールによって受信され、種々の信号処理が施された後、位相コントラスト画像として表示される。そして、上述したＸ線位相画像撮影装置においても、このようなカセッテを用いることが考えられる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１２】
【特許文献１】国際公開ＷＯ２００８−１０２６５４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１３】
しかしながら、上述したＸ線位相画像撮影装置においては、第２の格子を第１の格子に対して並進移動させながら複数枚の放射線画像の撮影を行う必要があるが、１枚の放射線画像の撮影を行う毎に放射線画像信号を無線通信信号としてカセッテからコンソールに送信するようにしたのでは、無線通信部の無線通信信号の送信速度は有線と比較すると非常に遅いため、無線送信完了まで次の画像を撮影出来なくなるので画像の撮影間隔を長くする必要がある。しかしこのようにすると、複数回の撮影を完了するまでに要する時間が長くなる。医用画像の撮影現場では、その撮影間隔の間に被写体の変位（体動）が生じ易い。したがって、Ｘ線位相イメージングの撮影のように複数回撮影する場合には、被験者によっては長時間じっとしていられないことがあり、被写体の変位によって画像のボケが生じる。このような撮影動作における被写体の変位は、位相コントラスト画像のコントラストや解像度の低下を引き起こすという問題がある。この問題は、上述した無線通信では、その送信速度が遅いため顕著となるが、有線通信においても、ある程度の撮影間隔は必要となるので同じ体動の問題が生じうる。
【００１４】
そこで、撮影間隔を短縮するために無線通信信号または有線通信信号の送信と次の放射線画像の撮影（記録および読出し）とを並行して行うことが考えられるが、放射線画像の読出しは消費電力が大きく、更に通信信号の送信も消費電力が大きいため、放射線画像の読出しと通信信号の送信を並行して実行すると電力負荷が非常に大きくなる。したがって、カセッテＦＰＤにおける制御系などの回路の発熱量が大きくなり、温度変化によるオフセット変動を生じるなどの問題がある。
【００１５】
ＦＰＤは、Ｘ線を直接又は間接的に電荷に変換する光電変換素子を各画素に含み、また、各画素に発生した電荷を読み出してデジタルの画像データに変換して出力する読出回路を備えている。画像データを構成する各画素の信号値には、画素の暗電流や読出回路の温度ドリフトに起因するオフセット成分が含まれており、一般に、このオフセット成分を除去するオフセット補正がなされる。特許文献１に記載された放射線撮影システムにおいても、画像データに対してオフセット補正が行われているが、そのオフセット補正の詳細は記載されていない。オフセット補正は典型的には撮影の前にＸ線を照射せずにＦＰＤの各画素の読み出しを行って補正用データを取得する。この補正用データは、画素の暗電流や読出し回路の温度ドリフトに起因するオフセットを反映している。撮影によって取得された画像データのオフセット補正は、この撮影画像データから補正用データを減算することによって行われる。
【００１６】
ここで画素の暗電流や読み出し回路の温度ドリフトに起因するオフセットは、画素や読出回路の温度に依存する。上述したＸ線位相画像撮影装置においては、位相コントラスト画像を生成するために縞走査法が用いられ、第２の格子を所定の走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を連続して行うため、制御系などの回路の発熱量が大きいと画素や読出回路の温度が上昇し易く、撮影間でオフセット変動が生じ得る。
【００１７】
そして、位相コントラスト画像は、複数回の撮影によって得られた各画素の信号値の変化からＸ線の屈折角度分布が演算され、この屈折角度分布に基づいて生成される。しかし被写体との相互作用によって生じるＸ線の波面の位相変化による屈折角度は、軟部組織に対してせいぜい数μrad程度である。このため、このような組織を識別可能とするような画像コントラストを与えるために検出すべき、Ｘ線の位置ずれ量は放射線画像検出器上で数μｍ程度と僅かである。上述したＸ線位相画像撮影装置では、前述した通り第２の格子を所定の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信号値の複数枚におけるわずかなモアレ画像の強度変化から、Ｘ線の位置ずれ量を計測し、位相コントラスト画像を再構成している。そのため撮影間のオフセット変動は屈折角度分布を演算する際の演算誤差となる。そして、この演算誤差は、位相コントラスト画像における粒状、コントラストや解像度を悪化させ、診断・検査能力の顕著な低下を招く虞がある。このように、位相コントラスト画像におけるオフセットの変動が及ぼす影響は、複数画像のわずかな強度変化から画像を演算によって再構成するわけではない通常のＸ線の静止画や動画撮影の場合と比較して遙かに大きなものとなる。
【００１８】
また、ＣＴやトモシンセシス等の被写体に対してＸ線の入射角度を変えながら被写体を複数枚撮影した後、画像を再構成する場合と比較しても影響は大きい。それは、上述したＸ線位相画像撮影装置では、被写体に対してＸ線の入射角度を変えずに第２の回折格子を並進移動しながらＸ線の位相変化による、放射線画像検出器上で数μｍ程度の僅かなＸ線の位置ずれを複数のモアレ画像間のわずかな強度変化から位相コントラスト画像を再構成するためである。このとき、被写体の画像自体にはほとんど変化はない。一方、Ｘ線の入射角度を変えて複数の画像から再構成画像を演算するＣＴやトモシンセシス等では、被写体の画像自体が大きく変わるが、このような複数の画像から再構成画像を演算するＣＴやトモシンセシス等の再構成を行う他の撮影と比較しても、位相コントラスト画像ではわずかな画像変化に対する影響は大きなものとなる。さらに、同じＸ線の入射角度で異なる複数のエネルギーの被写体画像からエネルギー吸収分布を再構成することで軟部組織と骨部組織などを分離するエネルギーサブトラクション画像でも、撮影エネルギーが異なることで複数画像間の被写体コントラストが大きく変わるため、位相コントラスト画像の方がオフセット変動によるわずかな画像変化の変動で及ぼされる影響は大きい。よって位相コントラスト画像においては再構成された画像への発熱によるオフセット変動の影響が顕著に大きいという問題がある。
【００１９】
なお、特許文献１には、上述したようなＸ線位相画像撮影装置において、位相コントラスト画像を再構成するための放射線画像の組に対して、共通のＩＤを付して紐付けすることが提案されているが、カセッテからコンソールへの通信信号の送信方法については、具体的に何の提案もされておらず、上述したカセッテにおける複数枚画像撮影時の発熱などの課題についても一切考慮されていない。
【００２０】
本発明は、上記事情に鑑み、第２の格子を第１の格子に対して並進移動させながら複数枚の放射線画像の撮影を行い、その複数枚の放射線画像を送信する放射線画像撮影装置において、放射線画像の撮影の制御や無線通信信号の出力の制御を行う制御回路などへの負荷を軽くし、発熱量を抑制することができる放射線画像取得方法および放射線画像撮影装置を提供することを目的とするものである。
【課題を解決するための手段】
【００２１】
本発明の放射線画像撮影装置は、格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、第１の周期パターン像が入射され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、第２の格子によって形成された第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器と、第１の格子および第２の格子の少なくとも一方の格子を、その一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構とを備え、走査機構による移動にともなって一方の格子の各位置について放射線画像検出器によって検出された複数の第２の周期パターン像を表す放射線画像信号を取得する放射線画像撮影装置において、複数の放射線画像信号を記憶する記憶部と、記憶部に記憶された複数の放射線画像信号を紐付けする紐付け部と、紐付け部において紐づけされた１組の放射線画像信号群を一括して送信する通信部とを備えたことを特徴とする。
【００２２】
また、上記本発明の放射線画像撮影装置においては、放射線画像検出器と記憶部と紐付け部と通信部とが１つの筐体内に収容されたカセッテを設け、そのカセッテを着脱可能に構成することができる。
【００２３】
また、記憶部に記憶された各放射線画像信号のうちの一部の範囲の放射線画像信号を取得する部分放射線画像信号取得部を設け、紐付け部を、上記一部の範囲の各放射線画像信号を紐付けするものとし、通信部を、その紐付けされた１組の一部の範囲の放射線画像信号を一括送信するものとできる。
【００２４】
また、上記一部の範囲を関心領域とすることができる。
【００２５】
また、複数の放射線画像信号に対して圧縮処理を施す圧縮処理部を設け、紐付け部を、圧縮処理の施された放射線画像信号を紐付けするものとし、通信部を、紐付け部において紐づけされた１組の圧縮処理済の放射線画像信号群を一括して送信するものとできる。
【００２６】
また、一部の範囲の複数の放射線画像信号に対して圧縮処理を施す圧縮処理部を設け、紐付け部を、圧縮処理の施された放射線画像信号を紐付けするものとし、通信部を、紐付け部において紐づけされた１組の圧縮処理済の放射線画像信号群を一括して送信するものとできる。
【００２７】
また、紐付け部を、各放射線画像信号のヘッダ情報に基づいて紐付けを行うものとできる。
【００２８】
また、紐付け部を、各放射線画像信号のヘッダ情報に含まれる患者情報に基づいて紐付けを行うものとできる。
【００２９】
また、通信部を、無線通信を行うものとできる。
【００３０】
本発明の放射線画像取得方法は、格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、第１の周期パターン像が入射され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、第２の格子によって形成された第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器と、第１の格子および第２の格子の少なくとも一方の格子を、その一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構とを備えた放射線画像撮影装置を用いて、走査機構による移動にともなって一方の格子の各位置について放射線画像検出器によって検出された複数の第２の周期パターン像を表す放射線画像信号を取得する放射線画像取得方法において、複数の放射線画像信号を記憶するとともに、その記憶した複数の放射線画像信号を紐付けし、その紐づけした１組の放射線画像信号群を一括して送信することを特徴とする。
【発明の効果】
【００３１】
本発明の放射線画像取得方法および放射線画像撮影装置によれば、一方の格子の各位置について放射線画像検出器によって検出された複数の放射線画像信号を記憶するとともに、その記憶した複数の放射線画像信号を紐付けし、その紐づけした１組の放射線画像信号群を一括して送信するようにしたので、既に撮影された放射線画像信号の送信と次の放射線画像の撮影とを並行して同時に行う必要がないので、放射線画像の撮影の制御や通信信号の出力の制御を行う制御回路などへの負荷を軽くし、発熱量を抑制してオフセット変動を抑制することができる。
【００３２】
また、上記本発明の放射線画像撮影装置において、記憶部に記憶された各放射線画像信号のうちの一部の範囲の放射線画像信号を取得し、その一部の範囲の各放射線画像信号を紐付けし、その紐付けされた１組の一部の範囲の放射線画像信号を一括送信するようにした場合には、送信データ量を減らすことができるので、送信時間を短縮することができるとともに、さらに発熱量を抑制してオフセット変動を抑制することができる。
【００３３】
さらに、放射線画像を圧縮し、圧縮した画像を紐付けして一括送信するようにした場合には、より送信データ量を減らすことが出来るので、送信時間を短縮することが出来るとともに、発熱時間を短縮できることにより、さらに発熱量を抑制してオフセット変動を抑制することが出来る。
【００３４】
また、各放射線画像信号のヘッダ情報に基づいて紐付けを行うようにした場合には、たとえば、患者情報などのヘッダ情報に基づいて紐付けすることができるので、改めてＩＤなどを設定する必要がなく、簡易に紐付けを行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【００３５】
【図１】本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムの概略構成図
【図２】図１に示す乳房画像撮影装置の放射線源、第１および第２の格子、放射線画像検出器を抽出した模式図
【図３】図２に示す放射線源、第１および第２の格子、放射線画像検出器の上面図
【図４】第１の格子の概略構成図
【図５】第２の格子の概略構成図
【図６】カセッテユニットの内部構成を示すブロック図
【図７】図１に示す乳房画像撮影表示システムにおけるコンピュータの内部構成を示すブロック図
【図８】本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムの作用を説明するためのフローチャート
【図９】被検体の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つの放射線の経路を例示する図
【図１０】第２の格子の並進移動について説明するための図
【図１１】位相コントラスト画像を生成する方法を説明するための図
【図１２】カセッテユニットのその他の実施形態の内部構成を示すブロック図
【図１３】第２の格子の機能を有する放射線画像検出器の一例を示す図
【図１４】図１３に示す放射線画像検出器における放射線画像の記録の作用を説明するための図
【図１５】図１３に示す放射線画像検出器における放射線画像の読取りの作用を説明するための図
【図１６】第２の格子の機能を有する放射線画像検出器のその他の例を示す図
【図１７】図１６に示す放射線画像検出器における放射線画像の記録の作用を説明するための図
【図１８】図１６に示す放射線画像検出器における放射線画像の読取りの作用を説明するための図
【図１９】図１６に示す放射線画像検出器における電荷蓄積層のその他の形状を示す図
【図２０】吸収画像と小角散乱画像を生成する方法を説明するための図
【図２１】第１および第２の格子を９０°回転させる構成を説明するための図
【発明を実施するための形態】
【００３６】
以下、図面を参照して本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムについて説明する。図１は、本発明の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システム全体の概略構成を示す図である。
【００３７】
本乳房画像撮影表示システムは、図１に示すように、乳房画像撮影装置１０と、コンピュータ３０、モニタ４０および入力部５０からなるコンソール７０とを備えている。
【００３８】
そして、乳房画像撮影装置１０は、図１に示すように、基台１１と、基台１１に対し上下方向（Ｚ方向）に移動可能であり、かつ回転可能な回転軸１２と、回転軸１２により基台１１と連結されたアーム部１３を備えている。
【００３９】
アーム部１３はアルファベットのＣの形をしており、アーム部１３の一方の側には乳房Ｂが設置される撮影台１４が設けられ、他方の側には撮影台１４と対向するように放射線源ユニット１５が設けられている。アーム部１３の上下方向の移動は、基台１１に組み込まれたアームコントローラ３３により制御される。
【００４０】
また、撮影台１４の乳房設置面とは反対側には、グリッドユニット１６とカセッテユニット１７とが撮影台１４からこの順に配置されている。
【００４１】
グリッドユニット１６は、グリッドユニット１６を支持するグリッド支持部１６ａを介してアーム部１３に接続されており、グリッドユニット１６の内部には、後で詳述する第１の格子２、第２の格子３および走査機構５が設けられている。
【００４２】
カセッテユニット１７は、カセッテユニット１７を支持するとともに、カセッテユニット１７が着脱可能であるカセッテ支持部１７ａを介してアーム部１３に接続されている。
【００４３】
なお、本実施形態においては、カセッテユニット１７をカセッテ支持部１７ａに対して取り付けたり、取り外したりできるようにして着脱可能な構成としたが、このような構成に限らず、たとえば、グリッドユニット１６と同様に、カセッテユニット１７をアーム部１３に取り付けた状態のままでカセッテユニット１７を放射線の光路上から待避可能な構成とし、カセッテユニット１７を放射線の光路上に設置させたり、待避させることによってカセッテユニット１７を着脱可能に構成するようにしてもよい。
【００４４】
そして、本実施形態においては、サイズなどが異なる複数種類のカセッテユニット１７が着脱可能に構成されているものとする。
【００４５】
カセッテユニット１７は、放射線を透過する材料からなる筐体１７ｂ内に、フラットパネルディテクタ等の放射線画像検出器４と、カセッテコントローラ３５と、無線通信部３７とを設けたものである。なお、カセッテユニット１７の内部の構成については、後で詳述する。
【００４６】
放射線源ユニット１５の中には放射線源１と、放射線源コントローラ３４が収納されている。放射線源コントローラ３４は、放射線源１から放射線を照射するタイミングと、放射線源１における放射線発生条件（管電流、時間、管電圧等）を制御するものである。
【００４７】
また、アーム部１３には、撮影台１４の上方に配置されて乳房を押さえつけて圧迫する圧迫板１８と、その圧迫板１８を支持する圧迫板支持部２０と、圧迫板支持部２０を上下方向（Ｚ方向）に移動させる圧迫板移動機構１９が設けられている。圧迫板１８の位置、圧迫圧は、圧迫板コントローラ３６により制御される。
【００４８】
ここで、本実施形態の乳房画像撮影表示システムは、放射線源１、第１の格子２、第２の格子３および放射線画像検出器４を用いて乳房Ｂの位相コントラスト画像を撮影するものであるが、この位相コントラスト画像の撮影を行うために必要とされる放射線源１、第１の格子２および第３の格子３の構成についてより詳細に説明する。図２は、図１に示す放射線源１、第１および第２の格子２，３および放射線画像検出器４のみを抽出して示したものであり、図３は、図２に示す放射線源１、第１および第２の格子２，３および放射線画像検出器４を上方から見た模式図である。
【００４９】
放射線源１は、乳房Ｂに向けて放射線を射出するものであり、第１の格子２に放射線を照射したとき、タルボ干渉効果を発生させうるだけの空間的干渉性を有するものである。たとえば、放射線の発光点のサイズが小さいマイクロフォーカスＸ線管やプラズマＸ線源を利用することができる。また、通常の医療現場で用いられるような比較的放射線の発光点（いわゆる焦点サイズ）の大きな放射線源を用いる場合は、所定のピッチを有するマルチスリットを放射線の射出側に設置して使用することができる。この場合の詳細な構成は、たとえば、“Franz Pfeiffer, Timm Weikamp, Oliver Bunk, Christian David, Nature Physics 2, 258-261(01 Apr 2006)Letters, Phase retrieval and differential phase-contrast imaging with low-brilliance X-ray sources”に記されているが、そのスリットのピッチＰ０は以下の式を満たすような大きさとする必要がある。
【数１】
【００５０】
なお、Ｐ２は第２の格子３のピッチ、Ｚ３は、図３に示すように、マルチスリットＭＳから第１の格子２までの距離、Ｚ２は第１の格子２から第２の格子３までの距離である。
【００５１】
第１の格子２は、放射線源１から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成するものであり、図４に示すように、放射線を主として透過する基板２１と、基板２１上に設けられた複数の部材２２とを備えている。複数の部材２２は、いずれも放射線の光軸に直交する面内の一方向（Ｘ方向およびＺ方向に直交するＹ方向、図４の紙面厚さ方向）に延伸した線状の部材である。複数の部材２２は、Ｘ方向に一定の周期Ｐ１で、互いに所定の間隔ｄ１を空けて配列されている。部材２２の素材としては、たとえば、金、白金などの金属を用いることができる。また、第１の格子２としては、照射される放射線に対して約９０°または約１８０°の位相変調を与える、いわゆる位相変調型格子であることが望ましく、たとえば、部材２２を金とした場合、通常の医療診断用のＸ線エネルギー領域において必要な厚さｈ１は１μｍ〜１０μｍ程度になる。また、振幅変調型格子を用いることもできる。この場合、部材２２は放射線を十分に吸収する厚さが必要である。たとえば、部材２２を金とした場合、通常の医療診断用のＸ線エネルギー領域において必要な厚さｈ１は１０μｍ〜数１００μｍ程度になる。
【００５２】
第２の格子３は、第１の格子２により形成された第１の周期パターン像を強度変調して第２の周期パターン像を形成するものであり、図５に示すように、第１の格子２と同様に、放射線を主として透過する基板３１と、基板３１に設けられた複数の部材３２とを備えている。複数の部材３２は放射線を遮蔽するものであり、いずれも放射線の光軸に直交する面内の一方向（Ｘ方向およびＺ方向に直交するＹ方向、図５の紙面厚さ方向）に延伸した線状の部材である。複数の部材３２は、Ｘ方向に一定の周期Ｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２を空けて配列されている。複数の部材３２の素材としては、たとえば、金、白金などの金属を用いることができる。第２の格子３は、振幅変調型格子であることが望ましい。このとき、部材３２は放射線を十分に吸収する厚さが必要である。たとえば、部材３２を金とした場合、通常の医療診断用のＸ線エネルギー領域において必要な厚さｈ２は１０μｍ〜数１００μｍ程度になる。
【００５３】
ここで、放射線源１から照射される放射線が、平行ビームではなく、コーンビームである場合には、第１の格子２を通過して形成される第１の格子２の自己像Ｇ１は、放射線源１からの距離に比例して拡大される。そして、本実施形態においては、第２の格子３の格子ピッチＰ２と間隔ｄ２は、そのスリット部が、第２の格子３の位置における第１の格子２の自己像Ｇ１の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定される。すなわち、放射線源１の焦点から第１の格子２までの距離をＺ１、第１の格子２から第２の格子３までの距離をＺ２とし、第１の格子２を９０°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子とした場合、第２の格子ピッチＰ２は、次式（２）の関係を満たすように決定される。なお、Ｐ１’は、第２の格子３の位置における第１の格子２の自己像Ｇ１のピッチである。
【数２】
【００５４】
また、第１の格子２を１８０°の位相変調を与える位相変調型格子とした場合には、次式（３）の関係を満たすように決定される。
【数３】
【００５５】
なお、放射線源１から照射される放射線が平行ビームである場合には、第１の格子２を９０°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子とした場合、Ｐ２＝Ｐ１を満たすように決定され、第１の格子２を１８０°の位相変調を与える位相変調型格子とした場合には、Ｐ２＝Ｐ１／２を満たすように決定される。
【００５６】
そして、本実施形態の乳房画像撮影装置１０をタルボ干渉計として機能させるためには、さらにいくつかの条件をほぼ満たさねばならない。その条件について以下に説明する。
【００５７】
まず、第１の格子２と第２の格子３とのグリッド面が、図２に示すＸ−Ｙ平面に平行であることが必要である。
【００５８】
そして、さらに、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ２は、第１の格子２が９０°の位相変調を与える位相変調型格子である場合、次の条件をほぼ満たさなければならない。
【数４】
【００５９】
ただし、λは放射線の波長（通常は実効波長）、ｍは０か正の整数、Ｐ１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ２は上述した第２の格子３の格子ピッチである。
【００６０】
また、第１の格子２が１８０°の位相変調を与える位相変調型格子である場合には、次の条件をほぼ満たさなければならない。
【数５】
【００６１】
ただし、λは放射線の波長（通常は実効波長）、ｍは０か正の整数、Ｐ１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ２は上述した第２の格子３の格子ピッチである。
【００６２】
さらに、第１の格子２が振幅変調型格子である場合には、次の条件をほぼ満たさなければならない。
【数６】
【００６３】
ただし、λは放射線の波長（通常は実効波長）、ｍ’は正の整数、Ｐ１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ２は上述した第２の格子３の格子ピッチである。
【００６４】
なお、上式（４），（５），（６）は、放射線源１により照射される放射線がコーンビームである場合であり、放射線が平行ビームである場合には、上式（４）に代えて下式（７）、上式（５）に代えて下式（８）、上式（６）に代えて下式（９）となる。
【数７】
【数８】
【数９】
【００６５】
また、図４および図５に示すように、第１の格子２の部材２２は厚みｈ１で形成され、第２の格子３の部材３２は厚みｈ２で形成されるが、厚みｈ１と厚みｈ２とを厚くしすぎると、第１の格子２および第２の格子３に斜めに入射する放射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部材２２，３２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ｈ１，ｈ２の上限を規定することが好ましい。放射線画像検出器４の検出面におけるＸ方向の有効視野の長さＶを確保するためには、厚みｈ１，ｈ２は、次式（１０）および次式（１１）を満たすように設定することが好ましい。ここで、Ｌは、放射線源１の焦点から放射線画像検出器４の検出面までの距離である（図３参照）。
【数１０】
【数１１】
【００６６】
そして、グリッドユニット１６内に設けられた走査機構５は、上述したような第２の格子３をその部材３２の延伸方向に直交する方向（Ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の格子２と第２の格子３との相対位置を変化させるものである。走査機構５は、たとえば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。そして、走査機構５によって並進移動する第２の格子３の各位置において第２の格子３により形成された第２の周期パターン像が、放射線画像検出器４によって検出される。
【００６７】
図６は、カセッテユニット１７の内部構成を示すブロック図である。上述したようにカセッテユニット１７内には、放射線画像検出器４と、放射線画像検出器４からの放射線画像信号の読み出しを制御したり、読み出した放射線画像信号を記憶したりするカセッテコントローラ３５と、カセッテコントローラ３５に記憶された放射線画像信号などを無線通信信号として送信するとともに、コンソール７０から出力された無線通信信号の制御信号などを受信する無線通信部３７とが備えられている。
【００６８】
放射線画像検出器４は、２次元状に画素が配列され、放射線画像の記録と読出しを繰り返して行うことができるものであり、放射線の照射を直接受けて電荷を発生する、いわゆる直接型の放射線画像検出器を用いてもよいし、放射線を一旦可視光に変換し、その可視光を電荷信号に変換する、いわゆる間接型の放射線画像検出器を用いるようにしてもよい。また、放射線画像信号の読出方式としては、ＴＦＴ（thin film transistor）スイッチがオン・オフされることによって放射線画像信号が読みだされる、いわゆるＴＦＴ読出方式のものや、読取光を照射することによって放射線画像信号が読み出される、いわゆる光読出方式のものを用いることが望ましいが、これに限らずその他のものを用いるようにしてもよい。
【００６９】
カセッテコントローラ３５は、図６に示すように、放射線画像検出器４によって第２の格子３の各位置について検出された複数の放射線画像信号を記憶する画像メモリ３５ａと、画像メモリ３５ａに記憶された複数の放射線画像信号を紐付けする紐付け部３５ｂと、放射線画像検出器４からの電荷信号の読出しや画像メモリ３５ａからの放射線画像信号の読出しなどカセッテユニット１７の全体を制御する制御部３５ｃとを備えている。
【００７０】
紐付け部３５ｂは、１枚の位相コントラスト画像を再構成するために撮影された複数の放射線画像信号を１組の放射線信号群として紐付けするものである。なお、紐付けとは、上述した複数の放射線画像信号に対して関連性をもたせることを意味する。そして、本実施形態においては、撮影対象である被写体の患者情報に基づいて複数の放射線画像信号を紐付けするものとするが、紐付けのためのパラメータとしては、患者情報に限らず、複数の放射線画像信号に共通して関連する事項であれば如何なる情報でもよく、たとえば、撮影メニューや、撮影部位や、撮影時刻などを用いて紐付けするようにしてもよい。本実施形態における撮影メニューとは、撮影者が放射線の撮影において必要な条件であり、たとえば、撮影手技や、患者の撮影部位に対して適切な線量の放射線を照射するための管電圧、管電流、照射時間などの条件などがある。なお、撮影メニューとしてはこれらに限らず、放射線の撮影を行う際に必要な情報であれば如何なる条件を含めるようにしてもよい。
【００７１】
なお、上述した患者情報、撮影メニューおよび撮影部位などの情報は、本実施形態においては、コンソール７０の入力部５０を用いて撮影者によって入力されたものが用いられ、撮影時刻の情報はコンソール７０によって計測されたものが用いられるとする。そして、コンソール７０において取得された患者情報などは無線通信信号としてカセッテユニット１７に向けて出力され、カセッテユニット１７の無線通信部３７によって受信される。そして、カセッテユニット１７によって受信された患者情報などは、カセッテユニット１７において、その患者情報などに関連して撮影された複数の放射線画像信号が画像メモリ３５ａに記憶される際に、そのヘッダ情報として放射線画像信号に付加されて記憶されるものとする。
【００７２】
そして、紐付け部３５ｂは、そのヘッダ情報を介して複数の放射線画像信号を１組の放射線画像信号群として関連付けて管理するものである。なお、紐付けのためのパラメータは、１種類の情報に限らず、２種類以上の情報を組み合わせて紐付けのパラメータとしてもよい。
【００７３】
そして、制御部３５ｃは、１枚の位相コントラスト画像を再構成するための複数の放射線画像信号の全ての撮影が終了した後、紐付け部３５ｂにより紐付けされたこれらの１組の放射線画像信号群を画像メモリ３５ａから読み出して、無線通信部３７を介して一括してコンソール７０に送信させるものである。
【００７４】
また、図示省略したが、カセッテコントローラ３５の内部には、放射線画像検出器４から読み出された電荷信号を電圧信号に変換するチャージアンプや、チャージアンプから出力された電圧信号をサンプリングする相関２重サンプリング回路や、電圧信号をデジタル信号に変換するＡＤ変換部なども設けられている。
【００７５】
図７は、図１に示すコンソール７０のコンピュータ３０の内部構成を示すブロック図である。コンピュータ３０は、中央処理装置（ＣＰＵ）および半導体メモリやハードディスクやＳＳＤ等のストレージデバイスなどを備えており、これらのハードウェアによって、図７に示すような制御部６０、位相コントラスト画像生成部６１および無線通信部６２が構成されている。
【００７６】
制御部６０は、各種のコントローラ３３〜３６に対して無線通信部６２を介して所定の制御信号を無線通信信号として出力し、システム全体の制御を行うものである。なお、アームコントローラ３３，放射線源コントローラ３４および圧迫板コントローラ３６はコンピュータ３０の無線通信部６２から送信された無線通信信号を受信可能な受信部を備えているものとする。
【００７７】
また、制御部６０は、入力部５０において受け付けられた患者情報、撮影メニュー、撮影部位などの情報を無線通信部６２を介してカセッテユニット１７のカセッテコントローラ３５に向けて送信するものである。
【００７８】
位相コントラスト画像生成部６１は、放射線画像検出器４により第２の格子３の位置毎に検出された複数の放射線画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成するものである。位相コントラスト画像の生成方法については、後で詳述する。
【００７９】
無線通信部６２は、上述したように各種のコントローラ３３〜３６に対する制御信号を無線通信信号として送信するとともに、カセッテユニット１７の無線通信部３７から送信された１組の放射線画像信号群を受信し、これを位相コントラスト画像生成部６１に出力するものである。
【００８０】
なお、本実施形態においては、カセッテユニット１７における無線通信部３７と、コンソール７０のコンピュータ３０における無線通信部６２との間で、無線通信を用いて放射線画像信号群や撮影メニューなどの送受信を行うようにしたが、必ずしも無線通信を用いなくてもよく、カセッテユニット１７とコンピュータ３０とをケーブルなどで接続して有線通信を用いて送受信を行うようにしてもよい。また、本実施形態においては、放射線画像検出器４を備えたカセッテユニット１７を乳房画像撮影装置１０本体に対して着脱可能な構成としたが、このような構成に限らず、カセッテユニット１７内の構成を乳房画像撮影装置１０本体と一体として構成するようにしてもよい。
【００８１】
モニタ４０は、コンピュータ３０の位相コントラスト画像生成部６１において生成された位相コントラスト画像を表示するものである。
【００８２】
入力部５０は、たとえば、キーボードやマウスなどのポインティングデバイスから構成されるものであり、患者情報、撮影メニュー、撮影部位などの情報や撮影開始指示などの撮影者による入力を受け付けるものである。
【００８３】
次に、本実施形態の乳房画像撮影表示システムの作用について、図８に示すフローチャートを参照しながら説明する。
【００８４】
まず、乳房Ｂの大きさや撮影手技などに応じて、種々のサイズのカセッテユニット１７の中から所望のカセッテユニット１７が撮影者によって選択され、その選択されたカセッテユニット１７がカセッテ支持部１７ａに設置される。
【００８５】
次に、撮影者によってコンソール７０の入力部５０を用いて患者情報や撮影メニューや撮影部位などが入力され、コンピュータ３０によって受け付けられる（Ｓ１０）。
【００８６】
そして、撮影台１４の上に患者の乳房Ｂが設置され、圧迫板１８により乳房Ｂが所定の圧力によって圧迫される（Ｓ１２）。
【００８７】
次に、撮影者によって入力部５０において位相コントラスト画像の撮影開始指示が入力され（Ｓ１４）、その撮影開始指示の入力に応じてコンピュータ３０の制御部６０から制御信号が出力され、その制御信号は無線通信部６２を介して放射線源コントローラ３４やカセッテコントローラ３５に送信され、位相コントラスト画像の撮影が開始される（Ｓ１６）。なお、このとき入力部５０において入力された患者情報、撮影メニュー、撮影部位などの情報も無線通信部６２を介してカセッテユニット１７のカセッテコントローラ３５に向けて送信されるものとする。
【００８８】
そして、コンソール７０から送信された制御信号に応じて放射線源１から放射線が射出され、その放射線は乳房Ｂを透過した後、第１の格子２に照射される。第１の格子２に照射された放射線は、第１の格子２で回折されることにより、第１の格子２から放射線の光軸方向において所定の距離において、タルボ干渉像を形成する。
【００８９】
これをタルボ効果と呼び、光波が第１の格子２を通過したとき、第１の格子２から所定の距離において、第１の格子２の自己像Ｇ１を形成する。たとえば、第１の格子２が、９０°の位相変調を与える位相変調型格子の場合、上式（４）または上式（７）（１８０°の位相変調型格子の場合は上式（５）または上式（８）、強度変調型格子の場合は上式（６）または上式（９））で与えられる距離において第１の格子２の自己像Ｇ１を形成する一方、被検体である乳房Ｂによって、第１の格子２に入射する放射線の波面は歪むため、第１の格子２の自己像Ｇ１はそれに従って変形している。
【００９０】
続いて、放射線は、第２の格子３を通過する。その結果、上記の変形した第１の格子２の自己像Ｇ１は第２の格子３との重ね合わせにより、強度変調を受け、上記波面の歪みを反映した画像信号として放射線画像検出器４により検出される。そして、放射線画像検出器４によって検出された放射線画像信号はカセッテコントローラ３５に出力され、カセッテコントローラ３５の画像メモリ３５ａに記憶される。
【００９１】
次に、位相コントラスト画像生成部６１において位相コントラスト画像を生成する方法について説明するが、まず、本実施形態における位相コントラスト画像の生成方法の原理について説明する。
【００９２】
図９は、被検体Ｂ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つの放射線の経路を例示している。符号Ｘ１は、被検体Ｂが存在しない場合に直進する放射線の経路を示しており、この経路Ｘ１を進む放射線は、第１の格子２および第２の格子３を通過して放射線画像検出器４に入射する。符号Ｘ２は、被検体Ｂが存在する場合に、被検体Ｂにより屈折されて偏向した放射線の経路を示している。この経路Ｘ２を進む放射線は第１の格子２を通過した後、第２の格子３により遮蔽される。
【００９３】
被検体Ｂの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体Ｂの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、放射線の進む方向をｚとして、次式（１２）で表される。ここで、説明の簡略化のため、ｙ座標は省略している。
【数１２】
【００９４】
第１の格子２から第２の格子３の位置に形成された自己像Ｇ１は、被検体Ｂでの放射線の屈折により、その屈折角ψに応じた量だけｘ方向に変位する。この変位量Δｘは、放射線の屈折角ψ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。
【数１３】
【００９５】
ここで、屈折角ψは、放射線の波長λと被検体Ｂの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、次式（１４）で表される。
【数１４】
【００９６】
このように、被検体Ｂでの放射線の屈折による自己像Ｇ１の変位量Δｘは、被検体Ｂ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、放射線画像検出器４で検出される各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψ（被検体Ｂがある場合とない場合とでの各画素の強度変調信号の位相ズレ量）に、次式（１５）のように関連している。
【数１５】
【００９７】
したがって、各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを求めることにより、上式（１５）から屈折角ψが求まり、上式（１４）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まる。この微分量をｘについて積分することにより、被検体Ｂの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被検体Ｂの位相コントラスト画像を生成することができる。本実施形態では、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。
【００９８】
縞走査法では、第１の格子２または第２の格子３の一方を他方に対して相対的にＸ方向に並進移動させながら、上述したような撮影を行う。本実施形態においては、上述の走査機構５により第２の格子３を移動させる。第２の格子３の移動にともなって、放射線画像検出器４によって検出される縞画像が移動し、並進距離（Ｘ方向への移動量）が、第２の格子３の配列周期の１周期（配列ピッチＰ２）に達すると、すなわち第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３との間の位相変化が２πに達すると縞画像は元の位置に戻る。このような縞画像の変化を、配列ピッチＰ２の整数分の１ずつ第２の格子３を移動させながら、放射線画像検出器４において縞画像を検出し、その検出した複数の縞画像から各画素の強度変調信号を取得し、各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを取得する。
【００９９】
図１０は、配列ピッチＰ２をＭ（２以上の整数）個に分割した移動ピッチ（Ｐ２／Ｍ）ずつ第２の格子３を移動させる様子を模式的に示している。走査機構５は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各移動位置に、第２の格子３を順に並進移動させる。なお、図１０では、第２の格子３の初期位置を、被検体Ｂが存在しない場合における第２の格子３の位置での第１の格子２の自己像Ｇ１の暗部が、第２の格子３の部材３２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。
【０１００】
まず、ｋ＝０の位置では、主として、被検体Ｂにより屈折されなかった放射線が第２の格子３を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の格子３を移動させていくと、第２の格子３を通過する放射線は、被検体Ｂにより屈折されなかった放射線の成分が減少する一方で、被検体Ｂにより屈折された放射線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２では、主として、被検体Ｂにより屈折された放射線の成分のみが第２の格子３を通過する。ｋ＝Ｍ／２を超えると、逆に、第２の格子３を通過する放射線は、被検体Ｂにより屈折された放射線の成分が減少する一方で、被検体Ｂにより屈折されなかった放射線の成分が増加する。
【０１０１】
そして、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で放射線画像検出器４による撮影を行うことによってＭ枚の放射線画像信号が取得され、カセッテコントローラ３５の画像メモリ３５ａに記憶される（Ｓ１８）。
【０１０２】
そして、上述したようにしてＭ枚の放射線画像信号が画像メモリ３５ａに記憶される際、コンソール７０のコンピュータ３０から送信された患者情報、撮影メニュー、撮影部位などの情報がヘッダ情報として各放射線画像信号に付加されて記憶される。さらにこのとき紐付け部３５ｂによってヘッダ情報の患者情報に基づいて紐付けされて管理される（Ｓ２０）。
【０１０３】
そして、１枚の位相コントラスト画像を構成するＭ枚の全ての放射線画像信号が紐付けされて記憶されると、カセッテユニット１７の制御部３５ｃは、この紐付け管理された１組の放射線画像信号群を画像メモリ３５ａから読み出し、無線通信部３７から一括してコンソール７０に向けて送信させる（Ｓ２２）。
【０１０４】
カセッテユニット１７の無線通信部３７から一括送信されたＭ枚の放射線画像信号群は、コンソール７０の無線通信部６２によって受信され、位相コントラスト画像生成部６１に入力される。
【０１０５】
そして、位相コントラスト画像生成部６１において、入力されたＭ枚の放射線画像信号に基づいて位相コントラスト画像が生成される。
【０１０６】
以下に、このＭ枚の放射線画像信号の各画素の画素信号から各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを算出する方法を説明する。
【０１０７】
まず、第２の格子３の位置ｋにおける各画素の画素信号Ｉｋ（ｘ）は、次式（１６）で表される。
【数１６】
【０１０８】
ここで、ｘは、画素のｘ方向に関する座標であり、Ａ０は入射放射線の強度であり、Ａｎは強度変調信号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、ψ（ｘ）は、上記屈折角ψを放射線画像検出器４の画素の座標ｘの関数として表したものである。
【０１０９】
次いで、次式（１７）の関係式を用いると、上記屈折角ψ（ｘ）は、式（１８）のように表される。
【数１７】
【数１８】
【０１１０】
ここで、ａｒｇ[]は、偏角の抽出を意味しており、放射線画像検出器４の各画素の位相ズレ量Ψに対応する。したがって、放射線画像検出器４の各画素について取得されたＭ個の放射線画像信号から、式（１８）に基づいて各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを算出することにより、屈折角ψ（ｘ）が求められる。
【０１１１】
具体的には、放射線画像検出器４の各画素について取得されたＭ個の縞画像信号は、図１１に示すように、第２の格子３の位置ｋに対して、第２の格子２の格子ピッチＰ２の周期で周期的に変化する。図１１中の破線は被検体Ｂが存在しない場合の縞画像信号の変化を示しており、実線は、被検体Ｂが存在する場合の縞画像信号の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψに対応する。
【０１１２】
そして、屈折角ψ（ｘ）は、上式（１４）で示したように位相シフト分布Φ（ｘ）の微分値に対応する値であるため、屈折角ψ（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）を取得することができる。
【０１１３】
上記説明では、画素のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標についても同様の演算を行うことにより、屈折角の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）が得られ、これをｘ軸に沿って積分することにより、２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を位相コントラスト画像として得ることができる。
【０１１４】
また、屈折角の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）に代えて、位相ズレ量の２次元分布Ψ（ｘ，ｙ）をｘ軸に沿って積分することにより位相コントラスト画像を生成するようにしてもよい。
【０１１５】
屈折角の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）や位相ズレ量Ψ（ｘ，ｙ）は、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）の微分値に対応するものであるため位相微分像と呼ばれるが、この位相微分像を位相コントラスト画像として生成するようにしてもよい。
【０１１６】
以上のようにして位相コントラスト画像生成部６１において、Ｍ枚の放射線画像信号に基づいて位相コントラスト画像が生成される。
【０１１７】
そして、位相コントラスト画像生成部６１において生成された位相コントラス画像は、モニタ４０に出力されて表示される。
【０１１８】
なお、上記実施形態においては、各放射線画像信号の全部をカセッテユニット１７からコンソール７０に出力するようにしたが、送信時間をより短縮するには各放射線画像信号における一部の範囲の放射線画像信号に限定した方がよい。
【０１１９】
したがって、たとえば、制御部３５ｃが画像メモリ３５ａから各放射線画像信号を読み出す際、各放射線画像信号の全体の範囲のうちの一部の関心領域の範囲の部分放射線画像信号のみを抽出し、この抽出した部分放射線画像信号群を無線通信部３７からコンソール７０に向けて一括送信するようにしてもよい。
【０１２０】
なお、関心領域については予め設定しておくようにしてもよいし、撮影者が入力部５０を用いて任意に設定入力するようにしてもよい。
【０１２１】
また、使用するカセッテユニット１７内の放射線画像検出器４のサイズによる放射線画像の検出エリアとグリッドユニット１６内の第１、第２の格子２，３の放射線を透過するエリアとの関係を予め登録しておき、カセッテユニット１７内の放射線画像検出器４の放射線画像の検出エリア上における第１、第２の格子２，３を透過した放射線の照射エリアを関心領域に設定しておくようにしても良い。
【０１２２】
さらに制御部３５ｃで関節部を骨と骨の隙間から既知の画像認識手段で認識して関節部周囲を含めた画像領域を関心領域に設定しても良い。その際に撮影メニューの情報などから撮影部位の情報を取得し、既知の画像認識手段でその撮影部位の典型的な画像形態のデータベース画像と比較して関節部や乳房部などの関心部位を認識して設定しても良い。なお撮影された画像には第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とによって形成されるモアレはのっているが関節部や乳房領域など大きなコントラストの付く関心領域の認識程度は十分可能である。
【０１２３】
さらに、図１２に示すように、画像メモリ３５ａに記憶された各放射線画像信号を既知の圧縮方式によって圧縮する圧縮処理部３５ｄを設け、紐付け部３５ｂを上記圧縮した各放射線画像信号を紐付けするものとし、無線通信部３７を、その紐付けされた１組の圧縮された放射線画像信号を一括送信するものとしてもよい。
【０１２４】
また、上記圧縮処理部３５ｄにおいて、基準となる画像とそれ以外の画像との差分を演算し、その差分された画像に対して圧縮処理を行うようにしてもよい。基準となる画像としては、たとえば、位相コントラスト画像を構成する複数枚の画像のうちの最初の画像を用いるようにしてもよいし、１枚前に撮影された画像などを使用することができる。特に、位相イメージングで撮影された放射線画像は第２の格子３を並進移動しながら放射線の位相シフトによる１μｍ程度の僅かな放射線の位置ずれを被写体画像に対してモアレの重畳として撮影しているため、画像間で被写体の画像自体にはほとんど変化はなく、各画像が高い相関性を有するため基準画像との差分画像をとると変化は小さく低周波成分も多いため圧縮率を非常に高めることができる。さらに上記一部の範囲の画像を圧縮することでさらに画像データを小さくしてもよい。
【０１２５】
また、上記実施形態の放射線画像撮影装置においては、カセッテユニット１７を着脱可能な構成としたが、これに限らず、カセッテユニット１７を固定するようにしてもよい。
【０１２６】
また、上記実施形態の放射線画像撮影装置は、第１の格子２から第２の格子３までの距離Ｚ２がタルボ干渉距離となるようにしたが、これに限らず、第１の格子２が入射放射線を回折せずに投影させる構成とするようにしてもよい。このように構成すれば第１の格子２を通過して射影される投影像が、第１の格子２の後方の全ての位置で相似的に得られるため、第１の格子２から第２の格子３までの距離Ｚ２を、タルボ干渉距離を無関係に設定することができる。
【０１２７】
具体的には、第１の格子２と第２の格子３とを、ともに吸収型（振幅変調型）格子として構成するとともに、タルボ干渉効果の有無に関わらず、スリット部を通過した放射線を幾何学的に投影するように構成する。より詳細には、第１の格子２の間隔ｄ１と第２の格子３の間隔ｄ２とを、放射線源１から照射される放射線の実効波長より十分大きな値とすることで、照射放射線に含まれる大部分をスリット部で回折せずに、直進性を保ったまま通過するように構成することができる。たとえば、放射線源のターゲットとしてタングステンを用いた場合には、放射線の実効波長は、管電圧５０ｋＶにおいて約０．４Åである。この場合には、第１の格子２の間隔ｄ１と第２の格子３の間隔ｄ２を、１μｍ〜１０μｍ程度とすれば大部分の放射線がスリットによって回折されずに幾何学的に投影される。
【０１２８】
なお、第１の格子２の格子ピッチＰ１と第２の格子３の格子ピッチＰ２との関係は、上記第１の実施形態と同様である。
【０１２９】
そして、上記のような構成の放射線位相画像撮影装置においては、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ２を、上式（６）においてｍ’＝１とした場合の最小のタルボ干渉距離より短い値に設定することができる。すなわち、上記距離Ｚ２が、次式（１９）を満たす範囲の値に設定する。
【数１９】
【０１３０】
なお、第１の格子２の部材２２と第２の格子３の部材３２とは、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、放射線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上述した放射線吸収に優れる材料（金、白金等）を用いたとしても、吸収されずに透過する放射線が少なからず存在する。このため、放射線の遮蔽性を高めるためには、部材２２，３２のそれぞれの厚みｈ１，ｈ２を、可能な限り厚くすることが好ましい。部材２２，３２による遮蔽は、照射放射線の９０％以上であることが好ましく、たとえば、放射線源１の管電圧が５０ｋＶの場合には、厚みｈ１，ｈ２は、金（Ａｕ）換算で１００μｍ以上であることが好ましい。
【０１３１】
ただし、上記実施形態と同様に、いわゆる放射線のケラレの問題があるため、第１の格子２の部材２２と第２の格子３の部材３２との厚さｈ１，ｈ２の制限がある。
【０１３２】
上記のような構成の放射線画像撮影装置によれば、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ２をタルボ干渉距離よりも短くすることができるので、一定のタルボ干渉距離を確保しなければならない上記実施形態の放射線画像撮影装置と比較すると、撮影装置をより薄型化することができる。
【０１３３】
また、上記実施形態の放射線画像撮影装置においては、第１の格子２と第２の格子３との２つの格子を用いるようにしたが、第２の格子３の機能を放射線画像検出器にもたせることによって第２の格子３を用いないようにすることができる。以下、第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器の構成について説明する。
【０１３４】
第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器は、放射線が第１の格子２を通過することによって第１の格子２によって形成された第１の格子２の自己像Ｇ１を検出するとともに、その自己像Ｇ１に応じた電荷信号を後述する格子状に分割された電荷蓄積層に蓄積することによって自己像Ｇ１に強度変調を施して縞画像を生成し、その生成した縞画像を画像信号として出力するものである。
【０１３５】
図１３（Ａ）は、第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器４００の斜視図、図１３（Ｂ）は図１３（Ａ）に示す放射線画像検出器のＸＺ面断面図、図１３（Ｃ）は図１３（Ａ）に示す放射線画像検出器のＹＺ面断面図である。
【０１３６】
放射線画像検出器４００は、図１３（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、放射線を透過する第１の電極層４１、第１の電極層４１を透過した放射線の照射を受けることにより電荷を発生する記録用光導電層４２、記録用光導電層４２において発生した電荷のうち一方の極性の電荷に対しては絶縁体として作用し、且つ他方の極性の電荷に対しては導電体として作用する電荷蓄積層４３、読取光の照射を受けることにより電荷を発生する読取用光導電層４４、および第２の電極層４５をこの順に積層してなるものである。なお、上記各層は、ガラス基板４６上に第２の電極層４５から順に形成されている。
【０１３７】
第１の電極層４１としては、放射線を透過するものであればよく、たとえば、ネサ皮膜（ＳｎＯ2）、ＩＴＯ（Indium Tin Oxide）、ＩＺＯ（Indium Zinc Oxide）、アモルファス状光透過性酸化膜であるＩＤＩＸＯ（Idemitsu Indium X-metal Oxide ；出光興産（株））などを５０〜２００ｎｍ厚にして用いることができ、また、１００ｎｍ厚のＡｌやＡｕなども用いることもできる。
【０１３８】
記録用光導電層４２は、放射線の照射を受けることにより電荷を発生するものであればよく、放射線に対して比較的量子効率が高く、また暗抵抗が高いなどの点で優れているａ−Ｓｅを主成分とするものを使用する。厚さは１０μｍ以上１５００μｍ以下が適切である。また、特にマンモグラフィ用途である場合には、１５０μｍ以上２５０μｍ以下であることが好ましく、一般撮影用途である場合には、５００μｍ以上１２００μｍ以下であることが好ましい。
【０１３９】
電荷蓄積層４３は、蓄積したい極性の電荷に対して絶縁性の膜であれば良く、アクリル系有機樹脂、ポリイミド、ＢＣＢ、ＰＶＡ、アクリル、ポリエチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルイミド等のポリマーやＡｓ２Ｓ３、Ｓｂ２Ｓ３、ＺｎＳ等の硫化物、その他に酸化物、フッ化物より構成される。更には、蓄積したい極性の電荷に対して絶縁性であり、それと逆の極性の電荷に対しては導電性を有する方がより好ましく、移動度×寿命の積が、電荷の極性により３桁以上差がある物質が好ましい。
【０１４０】
好ましい化合物としては、Ａｓ２Ｓｅ３、Ａｓ２Ｓｅ３にＣｌ、Ｂｒ、Ｉを５００ｐｐｍから２００００ｐｐｍまでドープしたもの、Ａｓ２Ｓｅ３のＳｅをＴｅで５０％程度まで置換したＡｓ２（ＳｅｘＴｅ１−ｘ）３（０．５＜ｘ＜１）、Ａｓ２Ｓｅ３のＳｅをＳで５０％程度まで置換したもの、Ａｓ２Ｓｅ３からＡｓ濃度を±１５％程度変化させたＡｓｘＳｅｙ（ｘ＋ｙ＝１００、３４≦ｘ≦４６）、アモルファスＳｅ−Ｔｅ系でＴｅを５−３０ｗｔ％のもの等が挙げられる。
【０１４１】
なお、電荷蓄積層４３の材料としては、第１の電極層４１と第２の電極層４５との間に形成される電気力線が曲がらないようにするため、その誘電率が、記録用光導電層４２と読取用光導電層４４の誘電率の１／２倍以上２倍以下のものを用いることが望ましい。
【０１４２】
そして、電荷蓄積層４３は、図１３（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、第２の電極層４５の透明線状電極４５ａおよび遮光線状電極４５ｂの延伸方向に平行となるように線状に分割されている。
【０１４３】
また、電荷蓄積層４３は、透明線状電極４５ａもしくは遮光線状電極４５ｂの配列ピッチよりも細かいピッチで分割されるが、その配列ピッチＰ２と間隔ｄ２は、上記実施形態の第２の格子３の条件と同様である。
【０１４４】
また、電荷蓄積層４３は、積層方向（Ｚ方向）について２μｍ以下の厚さで形成される。
【０１４５】
そして、電荷蓄積層４３は、たとえば、上述したような材料と金属板に開口を整列して形成したメタルマスクやファイバーなどによって形成されたマスクとを用いて抵抗加熱蒸着によって形成することができる。また、フォトリソグラフィを用いて形成するようにしてもよい。
【０１４６】
読取用光導電層４４としては、読取光の照射を受けることにより導電性を呈するものであればよく、たとえば、ａ−Ｓｅ、Ｓｅ−Ｔｅ、Ｓｅ−Ａｓ−Ｔｅ、無金属フタロシアニン、金属フタロシアニン、ＭｇＰｃ（Magnesium phtalocyanine），ＶｏＰｃ（phaseII of Vanadyl phthalocyanine）、ＣｕＰｃ（Cupper phtalocyanine）などのうち少なくとも１つを主成分とする光導電性物質が好適である。厚さは５〜２０μｍ程度が適切である。
【０１４７】
第２の電極層４５は、読取光を透過する複数の透明線状電極４５ａと読取光を遮光する複数の遮光線状電極４５ｂとを有するものである。透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとは、放射線画像検出器４００の画像形成領域の一方の端部から他方の端部まで連続して直線状に延びるものである。そして、透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとは、図１３（Ａ），（Ｂ）に示すように、所定の間隔を空けて交互に配列されている。
【０１４８】
透明線状電極４５ａは読取光を透過するとともに、導電性を有する材料から形成されている。たとえば、第１の電極層４１と同様に、ＩＴＯ、ＩＺＯやＩＤＩＸＯを用いることができる。そして、その厚さは１００〜２００ｎｍ程度である。
【０１４９】
遮光線状電極４５ｂは読取光を遮光するとともに、導電性を有する材料から形成されている。たとえば、上記の透明導電材料とカラーフィルターを組み合せて用いることができる。透明導電材料の厚さは１００〜２００ｎｍ程度である。
【０１５０】
そして、放射線画像検出器４００においては、後で詳述するが、隣接する透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとの１組を用いて画像信号が読み出される。すなわち、図１３（Ｂ）に示すように、１組の透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとによって１画素の画像信号が読み出されることになる。たとえば、１画素が略５０μｍとなるように透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとを配置することができる。
【０１５１】
そして、図１３（Ａ）に示すように、透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂの延伸方向に直交する方向（Ｘ方向）に延設された線状読取光源５００がカセッテユニット１７内に設けられる。線状読取光源５００は、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）やＬＤ（Laser Diode）などの光源と所定の光学系とから構成され、透明線状電極４５ａおよび遮光線状電極４５ｂの延伸方向（Ｙ方向）について略１０μｍの幅の線状の読取光を放射線画像検出器４００に照射するように構成されている。そして、この線状読取光源５００は、所定の移動機構（図示省略）によってＹ方向について移動するものであり、この移動により線状読取光源５００から発せられた線状の読取光によって放射線画像検出器４００が走査されて画像信号が読み出される。
【０１５２】
なお、タルボ干渉計として機能させるための第１の格子２と放射線画像検出器４００との距離の条件については、放射線画像検出器４００が第２の格子３として機能するものであるので、第１の格子２と第２の格子３との距離の条件と同様である。
【０１５３】
次に、上記のように構成された放射線画像検出器４００の作用について説明する。
【０１５４】
まず、図１４（Ａ）に示すように高圧電源１００によって放射線画像検出器４００の第１の電極層４１に負の電圧を印加した状態において、タルボ効果によって形成された第１の格子２の自己像Ｇ１を担持した放射線が、放射線画像検出器４００の第１の電極層４１側から照射される。
【０１５５】
そして、放射線画像検出器４００に照射された放射線は、第１の電極層４１を透過し、記録用光導電層４２に照射される。そして、その放射線の照射によって記録用光導電層４２において電子−正孔対が発生し、そのうち正の電荷は第１の電極層４１に帯電した負の電荷と結合して消滅し、負の電荷は潜像電荷として電荷蓄積層４３に蓄積される（図１４（Ｂ）参照）。
【０１５６】
ここで、電荷蓄積層４３は、上述したような配列ピッチで線状に分割されているので、記録用光導電層４２において第１の格子２の自己像Ｇ１に応じて発生した電荷のうちその直下に電荷蓄積層４３が存在する電荷のみが電荷蓄積層４３によってトラップされて蓄積され、それ以外の電荷については線状の電荷蓄積層４３の間（以下、非電荷蓄積領域という）を通過し、読取用光導電層４４を通過した後、透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとに流れ出してしまう。
【０１５７】
このように記録用光導電層４２において発生した電荷のうち、その直下に線状の電荷蓄積層４３が存在する電荷のみを蓄積することによって、第１の格子２の自己像Ｇ１は電荷蓄積層４３の線状のパターンとの重ね合わせにより強度変調を受け、被検体Ｂによる自己像Ｇ１の波面の歪みを反映した縞画像の画像信号が電荷蓄積層４３に蓄積されることになる。すなわち、電荷蓄積層４３は、上記実施形態の第２の格子３と同等の機能を果たすことになる。
【０１５８】
そして、次に、図１５に示すように、第１の電極層４１が接地された状態において、線状読取光源５００から発せられた線状の読取光Ｌ１が第２の電極層４５側から照射される。読取光Ｌ１は透明線状電極４５ａを透過して読取用光導電層４４に照射され、その読取光Ｌ１の照射により読取用光導電層４４において発生した正の電荷が電荷蓄積層４３における潜像電荷と結合するとともに、負の電荷が、透明線状電極４５ａに接続されたチャージアンプ２００を介して遮光線状電極４５ｂに帯電した正の電荷と結合する。
【０１５９】
そして、読取用光導電層４４において発生した負の電荷と遮光線状電極４５ｂに帯電した正の電荷との結合によって、チャージアンプ２００に電流が流れ、この電流が積分されて画像信号として検出される。
【０１６０】
そして、線状読取光源５００が、副走査方向（Ｙ方向）に移動することによって線状の読取光Ｌ１によって放射線画像検出器４００が走査され、線状の読取光Ｌ１の照射された読取ライン毎に上述した作用によって画像信号が順次検出され、その検出された読取ライン毎の画像信号が画像メモリ３５ａに順次入力されて記憶される。
【０１６１】
そして、放射線画像検出器４００の全面が読取光Ｌ１に走査されて１フレーム全体の画像信号が画像メモリ３５ａに記憶される。
【０１６２】
そして、上記実施形態の放射線画像撮影装置において第２の格子３を第２の格子に対して相対的に並進運動させたように、上述した第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器４００を並進運動させることによって複数の放射線画像信号が取得される。なお、放射線画像検出器４００を並進運動させるのではなく、第１の格子２を並進運動させる構成としてもよい。
【０１６３】
そして、１枚の位相コントラスト画像を構成する複数の放射線画像信号が全て画像メモリ３５ａに記憶された後の作用については、上記実施形態と同様である。
【０１６４】
また、上述した第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器４００おいては、電極間に、記録用光導電層４２、電荷蓄積層４３および読取用光導電層４４の３層を設ける構成としたが、必ずしもこの層構成である必要はなく、たとえば、図１６に示すように、読取用光導電層４４を設けることなく、第２の電極層の透明線状電極４５ａおよび遮光線状電極４５ｂ上に直接接触するように線状の電荷蓄積層４３を設け、その電荷蓄積層４３の上に記録用光導電層４２を設けるようにしてもよい。なお、この記録用光導電層４２は、読取用光導電層としても機能するものである。
【０１６５】
この放射線画像検出器５００の構造は、読取用光導電層４４なしに第２の電極層４５に直接電荷蓄積層４３を設ける構造であり、線状の電荷蓄積層４３の形成を容易にする。すなわち、この線状の電荷蓄積層４３は、蒸着で形成することができる。この蒸着工程において、選択的に線状パターンを形成するためにメタルマスクなどを用いるが、読取用光導電層４４の上に線状の電荷蓄積層４３を設ける構成では、読取用光導電層４４の蒸着後のメタルマスクをセットする工程のため、読取用光導電層４４の蒸着工程と記録用光導電層４２の蒸着工程の間で大気中操作により、読取用光導電層４４に劣化や、光導電層間に異物が混入して品質の劣化をもたらす虞がある。上述した読取用光導電層４４を設けない構造とすることで、光導電層の蒸着後の大気中操作を減らすことができるため、上述の品質劣化の懸念を低減することができる。
【０１６６】
記録用光導電層４２および電荷蓄積層４３の材料については、上述した放射線画像検出器４００と同様である。また、電荷蓄積層４３の線状構成についても、上述した放射線画像検出器と同様である。
【０１６７】
以下に、この放射線画像検出器５００の放射線画像の記録と読み出しの作用について説明する。
【０１６８】
まず、図１７（Ａ）に示すように高圧電源１００によって放射線画像検出器５００の第１の電極層４１に負の電圧を印加した状態において、第１の格子２の自己像Ｇ１を担持した放射線が、放射線画像検出器４の第１の電極層４１側から照射される。
【０１６９】
そして、放射線画像検出器４に照射された放射線は、第１の電極層４１を透過し、記録用光導電層４２に照射される。そして、その放射線の照射によって記録用光導電層４２において電子−正孔対が発生し、そのうち正の電荷は第１の電極層４１に帯電した負の電荷と結合して消滅し、負の電荷は潜像電荷として電荷蓄積層４３に蓄積される（図１７（Ｂ）参照）。なお、第２の電極層４５に接した線状の電荷蓄積層４３は絶縁性の膜であるから、この電荷蓄積層４３に到達した電荷はそこに捕えられ、第２の電極層４５へ行くことができず、蓄積されて留まる。
【０１７０】
ここでも、上述した放射線画像検出器４００と同様に、記録用光導電層４２において発生した電荷のうち、その直下に線状の電荷蓄積層４３が存在する電荷のみを蓄積することによって、第１の格子２の自己像Ｇ１は電荷蓄積層４３の線状のパターンとの重ね合わせにより強度変調を受け、被検体Ｂによる自己像Ｇ１の波面の歪みを反映した縞画像の画像信号が電荷蓄積層４３に蓄積されることになる。
【０１７１】
そして、図１８に示すように、第１の電極層４１が接地された状態において、線状読取光源５００から発せられた線状の読取光Ｌ１が第２の電極層４５側から照射される。読取光Ｌ１は、透明線状電極４５ａを透過して電荷蓄積層４３近傍の記録用光導電層４２に照射され、その読取光Ｌ１の照射により発生した正の電荷が線状の電荷蓄積層４３へ引き寄せられて再結合する。そして、もう一方の負の電荷は、透明線状電極４５ａへ引き寄せられ、透明線状電極４５ａに帯電した正の電荷および透明線状電極４５ａに接続されたチャージアンプ２００を介して遮光線状電極４５ｂに帯電した正の電荷と結合する。これによりチャージアンプ２００に電流が流れ、この電流が積分されて画像信号として検出される。
【０１７２】
また、上述した放射線画像検出器４００，５００においては、電荷蓄積層４３を、完全に線状に分離して形成するようにしたが、これに限らず、たとえば、図１９に示す放射線画像検出器６００のように、平板形状の上に線状のパターンを形成することによって格子状の電荷蓄積層４３を形成するようにしてもよい。
【０１７３】
また、上記実施形態は、本発明の放射線画像撮影装置を乳房画像撮影表示システムに適用した例を説明したが、これに限らず、本発明の放射線画像撮影装置は、被検者を立位状態で撮影する放射線画像撮影システムや、被検者を臥位状態で撮影する放射線画像撮影システムや、被検者を立位状態および臥位状態で撮影可能な放射線画像撮影システムや、長尺撮影を行う放射線画像システムなどにも適用可能である。
【０１７４】
さらに、本発明は、３次元画像を取得する放射線位相ＣＴ装置や、立体視が可能なステレオ画像を取得するステレオ撮影装置や、断層画像を取得するトモシンセシス撮影装置などに適用することも可能である。
【０１７５】
また、上記実施形態においては、位相コントラスト画像を取得することによりこれまで描出が難しかった画像を得ることができるが、従来のＸ線画像診断学は吸収画像に基づいているため、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と読影の助けになる。たとえば、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が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。
【０１７６】
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との間の被写体の動き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体の負担となる。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、たとえば、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。
【０１７７】
そこで、位相コントラスト画像を生成するために取得した複数枚のカセッテ補正済縞画像から、吸収画像を生成する吸収画像生成部や小角散乱画像を生成する小角散乱画像生成部をコンピュータ３０にさらに設けるようにしてもよい。
【０１７８】
吸収画像生成部は、画素毎に得られる画素信号Ｉｋ（ｘ，ｙ）を、図２０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ものである。なお、平均値の算出は、画素信号Ｉｋ（ｘ，ｙ）をｋについて単純に平均化することにより行ってもよいが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素信号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、正弦波に限らず、矩形波や三角波形状を用いるようにしてもよい。
【０１７９】
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、画素信号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。
【０１８０】
小角散乱画像生成部は、画素毎に得られる画素信号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、画素信号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ってもよいが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素信号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よい。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、分散値や標準偏差などを用いることができる。
【０１８１】
また、位相コントラスト画像は、第１および第２の格子２，３の部材２２，３２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、部材２２，２３の延伸方向（Ｙ方向）の屈折成分は反映されない。すなわち、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、被検体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。被検体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、被検体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。
【０１８２】
そこで、他の例として、図２１に示すように、第１および第２の格子２，３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および第２の格子２，３を、図２１（ａ）に示すような第１の向きから任意の角度で回転させて、図２１（ｂ）に示すような第２の向きとする回転機構１８０をグリッドユニット１６内に設け、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。
【０１８３】
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２１（ａ）には、第２の格子３の部材３２の延伸方向がＹ方向に沿う方向となるような第１および第２の格子２，３の第１の向きを示し、図２１（ｂ）には、図２１（ａ）の状態から９０度回転させ、第２の格子３の部材３２の延伸方向がＸ方向に沿う方向となるような第１および第２の格子２，３の第２の向きを示したが、第１の格子２と第２の格子３との間の傾き関係を維持した状態であれば、第１および第２の格子２，３の回転角度は任意である。また、第１の向きおよび第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。
【０１８４】
また、上述したように、１次元格子である第１および第２の格子２，３を回転させるのではなく、第１および第２の格子の２，３を、それぞれの部材２２，３２を２次元方向に延設した２次元格子の構成としてもよい。
【０１８５】
このように構成することにより、１次元格子を回転させる構成と比較すると、１度の撮影で第１の方向、第２の方向に対する位相コントラスト画像が得られるため、撮影間の被検体の体動や装置振動の影響がなく、第１および第２の方向の位相コントラスト画像間の位置再現性においてより良好である。また、回転機構を排除することで、装置の簡略化、コストダウンが可能である。
【０１８６】
なお、上記のように２方向以上での位相コントラスト画像の生成を行う場合には、２方向以上の位相コントラスト画像を再構成するための全ての放射線画像信号がカセッテユニット１７の画像メモリ３５ａに紐付けして記憶された後、これらを一括してコンソール７０に送信するようにすればよい。もしくは、各方向についての位相コントラスト画像を再構成するための複数の放射線画像信号がカセッテユニット１７の画像メモリ３５ａに紐付けして記憶される度に、これらを一括してコンソール７０に送信するようにしてもよい。
【符号の説明】
【０１８７】
１ 放射線源
２ 第１の格子
３ 第２の格子
４ 放射線画像検出器
５ 走査機構
１０ 乳房画像撮影装置
１３ アーム部
１４ 撮影台
１５ 放射線源ユニット
１６ グリッドユニット
１７ カセッテユニット
１７ｂ 筐体
３０ コンピュータ
３５ カセッテコントローラ
３５ａ 画像メモリ
３５ｂ 紐付け部
３５ｃ 制御部
３７ 無線通信部
４０ モニタ
５０ 入力部
６０ 制御部
６１ 位相コントラスト画像生成部
６２ 無線通信部
７０ コンソール
【技術分野】
【０００１】
本発明は、格子を利用した放射線画像取得方法および放射線画像撮影装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
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。
【０００３】
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線透過像が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。
【０００４】
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。
【０００５】
近年、被検体の吸収係数の違いによるＸ線の強度変化に代えて、被検体の屈折率の違いによるＸ線の位相変化に基づいた位相コントラスト画像を得るＸ線位相イメージングの研究が行われている。この位相差を利用した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取得することができる。
【０００６】
Ｘ線位相イメージングとはＸ線の位相/屈折情報を利用した新しい画像化方法であり、従来のＸ線の吸収に基づく画像化方法では吸収差が小さく、全くといって良いほどコントラスト差がつかずに見えなかった組織（軟骨や軟部）を画像化可能である。
【０００７】
従来、これらの軟部画像化にはＭＲＩによる撮影が可能ではあったが撮影にかかる時間が数十分と長いこと、画像の分解能が１ｍｍ程度と低いこと、費用対効果により健康診断等での定期検診での実施が困難であることが問題であった。
【０００８】
また、Ｘ線位相イメージングにおいても今までは加速器を用いた大規模な放射光設備（例えば、兵庫県にあるSPring-8）等により波長と位相の揃った単色のＸ線を発生することで撮影は可能であったが、設備が大規模すぎて一般の病院に使用できるレベルではないという問題を抱えていた。
【０００９】
また、Ｘ線位相イメージングは前述のようにＸ線吸収画像では見えなかった軟骨や軟部をＸ線で画像化することができる特徴を有するため、変形性膝関節症、関節リウマチ、スポーツ障害、半月板損傷、腱損傷、靭帯損傷などの関節疾患や、乳がん腫瘤などの異常を迅速に簡便にＸ線により診断することができ、これからの高齢化社会における潜在患者の早期診断、早期治療や医療費の削減に貢献することが出来る方式である。
【００１０】
そして、上述したようなＸ線位相イメージングとして、たとえば、第１の格子と第２の格子の２つの格子を所定の間隔で平行に配列し、タルボ干渉効果によって第２の格子の位置に第１の格子の自己像を形成し、この自己像を第２の格子によって強度変調された複数の画像から、Ｘ線位相コントラスト画像を取得するＸ線位相画像撮影装置が提案されている。
【００１１】
一方、放射線画像検出器などを小型の筐体に収容した放射線画像撮影用カセッテも種々提案されている。この放射線画像撮影用カセッテは、薄型で且つ搬送可能なサイズのものであるため取り扱いが便利である。カセッテ内の放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号は、無線通信部を介して無線通信信号としてカセッテから送信され、その送信された無線通信信号がコンソールによって受信され、種々の信号処理が施された後、位相コントラスト画像として表示される。そして、上述したＸ線位相画像撮影装置においても、このようなカセッテを用いることが考えられる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１２】
【特許文献１】国際公開ＷＯ２００８−１０２６５４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１３】
しかしながら、上述したＸ線位相画像撮影装置においては、第２の格子を第１の格子に対して並進移動させながら複数枚の放射線画像の撮影を行う必要があるが、１枚の放射線画像の撮影を行う毎に放射線画像信号を無線通信信号としてカセッテからコンソールに送信するようにしたのでは、無線通信部の無線通信信号の送信速度は有線と比較すると非常に遅いため、無線送信完了まで次の画像を撮影出来なくなるので画像の撮影間隔を長くする必要がある。しかしこのようにすると、複数回の撮影を完了するまでに要する時間が長くなる。医用画像の撮影現場では、その撮影間隔の間に被写体の変位（体動）が生じ易い。したがって、Ｘ線位相イメージングの撮影のように複数回撮影する場合には、被験者によっては長時間じっとしていられないことがあり、被写体の変位によって画像のボケが生じる。このような撮影動作における被写体の変位は、位相コントラスト画像のコントラストや解像度の低下を引き起こすという問題がある。この問題は、上述した無線通信では、その送信速度が遅いため顕著となるが、有線通信においても、ある程度の撮影間隔は必要となるので同じ体動の問題が生じうる。
【００１４】
そこで、撮影間隔を短縮するために無線通信信号または有線通信信号の送信と次の放射線画像の撮影（記録および読出し）とを並行して行うことが考えられるが、放射線画像の読出しは消費電力が大きく、更に通信信号の送信も消費電力が大きいため、放射線画像の読出しと通信信号の送信を並行して実行すると電力負荷が非常に大きくなる。したがって、カセッテＦＰＤにおける制御系などの回路の発熱量が大きくなり、温度変化によるオフセット変動を生じるなどの問題がある。
【００１５】
ＦＰＤは、Ｘ線を直接又は間接的に電荷に変換する光電変換素子を各画素に含み、また、各画素に発生した電荷を読み出してデジタルの画像データに変換して出力する読出回路を備えている。画像データを構成する各画素の信号値には、画素の暗電流や読出回路の温度ドリフトに起因するオフセット成分が含まれており、一般に、このオフセット成分を除去するオフセット補正がなされる。特許文献１に記載された放射線撮影システムにおいても、画像データに対してオフセット補正が行われているが、そのオフセット補正の詳細は記載されていない。オフセット補正は典型的には撮影の前にＸ線を照射せずにＦＰＤの各画素の読み出しを行って補正用データを取得する。この補正用データは、画素の暗電流や読出し回路の温度ドリフトに起因するオフセットを反映している。撮影によって取得された画像データのオフセット補正は、この撮影画像データから補正用データを減算することによって行われる。
【００１６】
ここで画素の暗電流や読み出し回路の温度ドリフトに起因するオフセットは、画素や読出回路の温度に依存する。上述したＸ線位相画像撮影装置においては、位相コントラスト画像を生成するために縞走査法が用いられ、第２の格子を所定の走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を連続して行うため、制御系などの回路の発熱量が大きいと画素や読出回路の温度が上昇し易く、撮影間でオフセット変動が生じ得る。
【００１７】
そして、位相コントラスト画像は、複数回の撮影によって得られた各画素の信号値の変化からＸ線の屈折角度分布が演算され、この屈折角度分布に基づいて生成される。しかし被写体との相互作用によって生じるＸ線の波面の位相変化による屈折角度は、軟部組織に対してせいぜい数μrad程度である。このため、このような組織を識別可能とするような画像コントラストを与えるために検出すべき、Ｘ線の位置ずれ量は放射線画像検出器上で数μｍ程度と僅かである。上述したＸ線位相画像撮影装置では、前述した通り第２の格子を所定の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信号値の複数枚におけるわずかなモアレ画像の強度変化から、Ｘ線の位置ずれ量を計測し、位相コントラスト画像を再構成している。そのため撮影間のオフセット変動は屈折角度分布を演算する際の演算誤差となる。そして、この演算誤差は、位相コントラスト画像における粒状、コントラストや解像度を悪化させ、診断・検査能力の顕著な低下を招く虞がある。このように、位相コントラスト画像におけるオフセットの変動が及ぼす影響は、複数画像のわずかな強度変化から画像を演算によって再構成するわけではない通常のＸ線の静止画や動画撮影の場合と比較して遙かに大きなものとなる。
【００１８】
また、ＣＴやトモシンセシス等の被写体に対してＸ線の入射角度を変えながら被写体を複数枚撮影した後、画像を再構成する場合と比較しても影響は大きい。それは、上述したＸ線位相画像撮影装置では、被写体に対してＸ線の入射角度を変えずに第２の回折格子を並進移動しながらＸ線の位相変化による、放射線画像検出器上で数μｍ程度の僅かなＸ線の位置ずれを複数のモアレ画像間のわずかな強度変化から位相コントラスト画像を再構成するためである。このとき、被写体の画像自体にはほとんど変化はない。一方、Ｘ線の入射角度を変えて複数の画像から再構成画像を演算するＣＴやトモシンセシス等では、被写体の画像自体が大きく変わるが、このような複数の画像から再構成画像を演算するＣＴやトモシンセシス等の再構成を行う他の撮影と比較しても、位相コントラスト画像ではわずかな画像変化に対する影響は大きなものとなる。さらに、同じＸ線の入射角度で異なる複数のエネルギーの被写体画像からエネルギー吸収分布を再構成することで軟部組織と骨部組織などを分離するエネルギーサブトラクション画像でも、撮影エネルギーが異なることで複数画像間の被写体コントラストが大きく変わるため、位相コントラスト画像の方がオフセット変動によるわずかな画像変化の変動で及ぼされる影響は大きい。よって位相コントラスト画像においては再構成された画像への発熱によるオフセット変動の影響が顕著に大きいという問題がある。
【００１９】
なお、特許文献１には、上述したようなＸ線位相画像撮影装置において、位相コントラスト画像を再構成するための放射線画像の組に対して、共通のＩＤを付して紐付けすることが提案されているが、カセッテからコンソールへの通信信号の送信方法については、具体的に何の提案もされておらず、上述したカセッテにおける複数枚画像撮影時の発熱などの課題についても一切考慮されていない。
【００２０】
本発明は、上記事情に鑑み、第２の格子を第１の格子に対して並進移動させながら複数枚の放射線画像の撮影を行い、その複数枚の放射線画像を送信する放射線画像撮影装置において、放射線画像の撮影の制御や無線通信信号の出力の制御を行う制御回路などへの負荷を軽くし、発熱量を抑制することができる放射線画像取得方法および放射線画像撮影装置を提供することを目的とするものである。
【課題を解決するための手段】
【００２１】
本発明の放射線画像撮影装置は、格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、第１の周期パターン像が入射され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、第２の格子によって形成された第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器と、第１の格子および第２の格子の少なくとも一方の格子を、その一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構とを備え、走査機構による移動にともなって一方の格子の各位置について放射線画像検出器によって検出された複数の第２の周期パターン像を表す放射線画像信号を取得する放射線画像撮影装置において、複数の放射線画像信号を記憶する記憶部と、記憶部に記憶された複数の放射線画像信号を紐付けする紐付け部と、紐付け部において紐づけされた１組の放射線画像信号群を一括して送信する通信部とを備えたことを特徴とする。
【００２２】
また、上記本発明の放射線画像撮影装置においては、放射線画像検出器と記憶部と紐付け部と通信部とが１つの筐体内に収容されたカセッテを設け、そのカセッテを着脱可能に構成することができる。
【００２３】
また、記憶部に記憶された各放射線画像信号のうちの一部の範囲の放射線画像信号を取得する部分放射線画像信号取得部を設け、紐付け部を、上記一部の範囲の各放射線画像信号を紐付けするものとし、通信部を、その紐付けされた１組の一部の範囲の放射線画像信号を一括送信するものとできる。
【００２４】
また、上記一部の範囲を関心領域とすることができる。
【００２５】
また、複数の放射線画像信号に対して圧縮処理を施す圧縮処理部を設け、紐付け部を、圧縮処理の施された放射線画像信号を紐付けするものとし、通信部を、紐付け部において紐づけされた１組の圧縮処理済の放射線画像信号群を一括して送信するものとできる。
【００２６】
また、一部の範囲の複数の放射線画像信号に対して圧縮処理を施す圧縮処理部を設け、紐付け部を、圧縮処理の施された放射線画像信号を紐付けするものとし、通信部を、紐付け部において紐づけされた１組の圧縮処理済の放射線画像信号群を一括して送信するものとできる。
【００２７】
また、紐付け部を、各放射線画像信号のヘッダ情報に基づいて紐付けを行うものとできる。
【００２８】
また、紐付け部を、各放射線画像信号のヘッダ情報に含まれる患者情報に基づいて紐付けを行うものとできる。
【００２９】
また、通信部を、無線通信を行うものとできる。
【００３０】
本発明の放射線画像取得方法は、格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、第１の周期パターン像が入射され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、第２の格子によって形成された第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器と、第１の格子および第２の格子の少なくとも一方の格子を、その一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構とを備えた放射線画像撮影装置を用いて、走査機構による移動にともなって一方の格子の各位置について放射線画像検出器によって検出された複数の第２の周期パターン像を表す放射線画像信号を取得する放射線画像取得方法において、複数の放射線画像信号を記憶するとともに、その記憶した複数の放射線画像信号を紐付けし、その紐づけした１組の放射線画像信号群を一括して送信することを特徴とする。
【発明の効果】
【００３１】
本発明の放射線画像取得方法および放射線画像撮影装置によれば、一方の格子の各位置について放射線画像検出器によって検出された複数の放射線画像信号を記憶するとともに、その記憶した複数の放射線画像信号を紐付けし、その紐づけした１組の放射線画像信号群を一括して送信するようにしたので、既に撮影された放射線画像信号の送信と次の放射線画像の撮影とを並行して同時に行う必要がないので、放射線画像の撮影の制御や通信信号の出力の制御を行う制御回路などへの負荷を軽くし、発熱量を抑制してオフセット変動を抑制することができる。
【００３２】
また、上記本発明の放射線画像撮影装置において、記憶部に記憶された各放射線画像信号のうちの一部の範囲の放射線画像信号を取得し、その一部の範囲の各放射線画像信号を紐付けし、その紐付けされた１組の一部の範囲の放射線画像信号を一括送信するようにした場合には、送信データ量を減らすことができるので、送信時間を短縮することができるとともに、さらに発熱量を抑制してオフセット変動を抑制することができる。
【００３３】
さらに、放射線画像を圧縮し、圧縮した画像を紐付けして一括送信するようにした場合には、より送信データ量を減らすことが出来るので、送信時間を短縮することが出来るとともに、発熱時間を短縮できることにより、さらに発熱量を抑制してオフセット変動を抑制することが出来る。
【００３４】
また、各放射線画像信号のヘッダ情報に基づいて紐付けを行うようにした場合には、たとえば、患者情報などのヘッダ情報に基づいて紐付けすることができるので、改めてＩＤなどを設定する必要がなく、簡易に紐付けを行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【００３５】
【図１】本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムの概略構成図
【図２】図１に示す乳房画像撮影装置の放射線源、第１および第２の格子、放射線画像検出器を抽出した模式図
【図３】図２に示す放射線源、第１および第２の格子、放射線画像検出器の上面図
【図４】第１の格子の概略構成図
【図５】第２の格子の概略構成図
【図６】カセッテユニットの内部構成を示すブロック図
【図７】図１に示す乳房画像撮影表示システムにおけるコンピュータの内部構成を示すブロック図
【図８】本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムの作用を説明するためのフローチャート
【図９】被検体の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つの放射線の経路を例示する図
【図１０】第２の格子の並進移動について説明するための図
【図１１】位相コントラスト画像を生成する方法を説明するための図
【図１２】カセッテユニットのその他の実施形態の内部構成を示すブロック図
【図１３】第２の格子の機能を有する放射線画像検出器の一例を示す図
【図１４】図１３に示す放射線画像検出器における放射線画像の記録の作用を説明するための図
【図１５】図１３に示す放射線画像検出器における放射線画像の読取りの作用を説明するための図
【図１６】第２の格子の機能を有する放射線画像検出器のその他の例を示す図
【図１７】図１６に示す放射線画像検出器における放射線画像の記録の作用を説明するための図
【図１８】図１６に示す放射線画像検出器における放射線画像の読取りの作用を説明するための図
【図１９】図１６に示す放射線画像検出器における電荷蓄積層のその他の形状を示す図
【図２０】吸収画像と小角散乱画像を生成する方法を説明するための図
【図２１】第１および第２の格子を９０°回転させる構成を説明するための図
【発明を実施するための形態】
【００３６】
以下、図面を参照して本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムについて説明する。図１は、本発明の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システム全体の概略構成を示す図である。
【００３７】
本乳房画像撮影表示システムは、図１に示すように、乳房画像撮影装置１０と、コンピュータ３０、モニタ４０および入力部５０からなるコンソール７０とを備えている。
【００３８】
そして、乳房画像撮影装置１０は、図１に示すように、基台１１と、基台１１に対し上下方向（Ｚ方向）に移動可能であり、かつ回転可能な回転軸１２と、回転軸１２により基台１１と連結されたアーム部１３を備えている。
【００３９】
アーム部１３はアルファベットのＣの形をしており、アーム部１３の一方の側には乳房Ｂが設置される撮影台１４が設けられ、他方の側には撮影台１４と対向するように放射線源ユニット１５が設けられている。アーム部１３の上下方向の移動は、基台１１に組み込まれたアームコントローラ３３により制御される。
【００４０】
また、撮影台１４の乳房設置面とは反対側には、グリッドユニット１６とカセッテユニット１７とが撮影台１４からこの順に配置されている。
【００４１】
グリッドユニット１６は、グリッドユニット１６を支持するグリッド支持部１６ａを介してアーム部１３に接続されており、グリッドユニット１６の内部には、後で詳述する第１の格子２、第２の格子３および走査機構５が設けられている。
【００４２】
カセッテユニット１７は、カセッテユニット１７を支持するとともに、カセッテユニット１７が着脱可能であるカセッテ支持部１７ａを介してアーム部１３に接続されている。
【００４３】
なお、本実施形態においては、カセッテユニット１７をカセッテ支持部１７ａに対して取り付けたり、取り外したりできるようにして着脱可能な構成としたが、このような構成に限らず、たとえば、グリッドユニット１６と同様に、カセッテユニット１７をアーム部１３に取り付けた状態のままでカセッテユニット１７を放射線の光路上から待避可能な構成とし、カセッテユニット１７を放射線の光路上に設置させたり、待避させることによってカセッテユニット１７を着脱可能に構成するようにしてもよい。
【００４４】
そして、本実施形態においては、サイズなどが異なる複数種類のカセッテユニット１７が着脱可能に構成されているものとする。
【００４５】
カセッテユニット１７は、放射線を透過する材料からなる筐体１７ｂ内に、フラットパネルディテクタ等の放射線画像検出器４と、カセッテコントローラ３５と、無線通信部３７とを設けたものである。なお、カセッテユニット１７の内部の構成については、後で詳述する。
【００４６】
放射線源ユニット１５の中には放射線源１と、放射線源コントローラ３４が収納されている。放射線源コントローラ３４は、放射線源１から放射線を照射するタイミングと、放射線源１における放射線発生条件（管電流、時間、管電圧等）を制御するものである。
【００４７】
また、アーム部１３には、撮影台１４の上方に配置されて乳房を押さえつけて圧迫する圧迫板１８と、その圧迫板１８を支持する圧迫板支持部２０と、圧迫板支持部２０を上下方向（Ｚ方向）に移動させる圧迫板移動機構１９が設けられている。圧迫板１８の位置、圧迫圧は、圧迫板コントローラ３６により制御される。
【００４８】
ここで、本実施形態の乳房画像撮影表示システムは、放射線源１、第１の格子２、第２の格子３および放射線画像検出器４を用いて乳房Ｂの位相コントラスト画像を撮影するものであるが、この位相コントラスト画像の撮影を行うために必要とされる放射線源１、第１の格子２および第３の格子３の構成についてより詳細に説明する。図２は、図１に示す放射線源１、第１および第２の格子２，３および放射線画像検出器４のみを抽出して示したものであり、図３は、図２に示す放射線源１、第１および第２の格子２，３および放射線画像検出器４を上方から見た模式図である。
【００４９】
放射線源１は、乳房Ｂに向けて放射線を射出するものであり、第１の格子２に放射線を照射したとき、タルボ干渉効果を発生させうるだけの空間的干渉性を有するものである。たとえば、放射線の発光点のサイズが小さいマイクロフォーカスＸ線管やプラズマＸ線源を利用することができる。また、通常の医療現場で用いられるような比較的放射線の発光点（いわゆる焦点サイズ）の大きな放射線源を用いる場合は、所定のピッチを有するマルチスリットを放射線の射出側に設置して使用することができる。この場合の詳細な構成は、たとえば、“Franz Pfeiffer, Timm Weikamp, Oliver Bunk, Christian David, Nature Physics 2, 258-261(01 Apr 2006)Letters, Phase retrieval and differential phase-contrast imaging with low-brilliance X-ray sources”に記されているが、そのスリットのピッチＰ０は以下の式を満たすような大きさとする必要がある。
【数１】
【００５０】
なお、Ｐ２は第２の格子３のピッチ、Ｚ３は、図３に示すように、マルチスリットＭＳから第１の格子２までの距離、Ｚ２は第１の格子２から第２の格子３までの距離である。
【００５１】
第１の格子２は、放射線源１から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成するものであり、図４に示すように、放射線を主として透過する基板２１と、基板２１上に設けられた複数の部材２２とを備えている。複数の部材２２は、いずれも放射線の光軸に直交する面内の一方向（Ｘ方向およびＺ方向に直交するＹ方向、図４の紙面厚さ方向）に延伸した線状の部材である。複数の部材２２は、Ｘ方向に一定の周期Ｐ１で、互いに所定の間隔ｄ１を空けて配列されている。部材２２の素材としては、たとえば、金、白金などの金属を用いることができる。また、第１の格子２としては、照射される放射線に対して約９０°または約１８０°の位相変調を与える、いわゆる位相変調型格子であることが望ましく、たとえば、部材２２を金とした場合、通常の医療診断用のＸ線エネルギー領域において必要な厚さｈ１は１μｍ〜１０μｍ程度になる。また、振幅変調型格子を用いることもできる。この場合、部材２２は放射線を十分に吸収する厚さが必要である。たとえば、部材２２を金とした場合、通常の医療診断用のＸ線エネルギー領域において必要な厚さｈ１は１０μｍ〜数１００μｍ程度になる。
【００５２】
第２の格子３は、第１の格子２により形成された第１の周期パターン像を強度変調して第２の周期パターン像を形成するものであり、図５に示すように、第１の格子２と同様に、放射線を主として透過する基板３１と、基板３１に設けられた複数の部材３２とを備えている。複数の部材３２は放射線を遮蔽するものであり、いずれも放射線の光軸に直交する面内の一方向（Ｘ方向およびＺ方向に直交するＹ方向、図５の紙面厚さ方向）に延伸した線状の部材である。複数の部材３２は、Ｘ方向に一定の周期Ｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２を空けて配列されている。複数の部材３２の素材としては、たとえば、金、白金などの金属を用いることができる。第２の格子３は、振幅変調型格子であることが望ましい。このとき、部材３２は放射線を十分に吸収する厚さが必要である。たとえば、部材３２を金とした場合、通常の医療診断用のＸ線エネルギー領域において必要な厚さｈ２は１０μｍ〜数１００μｍ程度になる。
【００５３】
ここで、放射線源１から照射される放射線が、平行ビームではなく、コーンビームである場合には、第１の格子２を通過して形成される第１の格子２の自己像Ｇ１は、放射線源１からの距離に比例して拡大される。そして、本実施形態においては、第２の格子３の格子ピッチＰ２と間隔ｄ２は、そのスリット部が、第２の格子３の位置における第１の格子２の自己像Ｇ１の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定される。すなわち、放射線源１の焦点から第１の格子２までの距離をＺ１、第１の格子２から第２の格子３までの距離をＺ２とし、第１の格子２を９０°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子とした場合、第２の格子ピッチＰ２は、次式（２）の関係を満たすように決定される。なお、Ｐ１’は、第２の格子３の位置における第１の格子２の自己像Ｇ１のピッチである。
【数２】
【００５４】
また、第１の格子２を１８０°の位相変調を与える位相変調型格子とした場合には、次式（３）の関係を満たすように決定される。
【数３】
【００５５】
なお、放射線源１から照射される放射線が平行ビームである場合には、第１の格子２を９０°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子とした場合、Ｐ２＝Ｐ１を満たすように決定され、第１の格子２を１８０°の位相変調を与える位相変調型格子とした場合には、Ｐ２＝Ｐ１／２を満たすように決定される。
【００５６】
そして、本実施形態の乳房画像撮影装置１０をタルボ干渉計として機能させるためには、さらにいくつかの条件をほぼ満たさねばならない。その条件について以下に説明する。
【００５７】
まず、第１の格子２と第２の格子３とのグリッド面が、図２に示すＸ−Ｙ平面に平行であることが必要である。
【００５８】
そして、さらに、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ２は、第１の格子２が９０°の位相変調を与える位相変調型格子である場合、次の条件をほぼ満たさなければならない。
【数４】
【００５９】
ただし、λは放射線の波長（通常は実効波長）、ｍは０か正の整数、Ｐ１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ２は上述した第２の格子３の格子ピッチである。
【００６０】
また、第１の格子２が１８０°の位相変調を与える位相変調型格子である場合には、次の条件をほぼ満たさなければならない。
【数５】
【００６１】
ただし、λは放射線の波長（通常は実効波長）、ｍは０か正の整数、Ｐ１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ２は上述した第２の格子３の格子ピッチである。
【００６２】
さらに、第１の格子２が振幅変調型格子である場合には、次の条件をほぼ満たさなければならない。
【数６】
【００６３】
ただし、λは放射線の波長（通常は実効波長）、ｍ’は正の整数、Ｐ１は上述した第１の格子２の格子ピッチ、Ｐ２は上述した第２の格子３の格子ピッチである。
【００６４】
なお、上式（４），（５），（６）は、放射線源１により照射される放射線がコーンビームである場合であり、放射線が平行ビームである場合には、上式（４）に代えて下式（７）、上式（５）に代えて下式（８）、上式（６）に代えて下式（９）となる。
【数７】
【数８】
【数９】
【００６５】
また、図４および図５に示すように、第１の格子２の部材２２は厚みｈ１で形成され、第２の格子３の部材３２は厚みｈ２で形成されるが、厚みｈ１と厚みｈ２とを厚くしすぎると、第１の格子２および第２の格子３に斜めに入射する放射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部材２２，３２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ｈ１，ｈ２の上限を規定することが好ましい。放射線画像検出器４の検出面におけるＸ方向の有効視野の長さＶを確保するためには、厚みｈ１，ｈ２は、次式（１０）および次式（１１）を満たすように設定することが好ましい。ここで、Ｌは、放射線源１の焦点から放射線画像検出器４の検出面までの距離である（図３参照）。
【数１０】
【数１１】
【００６６】
そして、グリッドユニット１６内に設けられた走査機構５は、上述したような第２の格子３をその部材３２の延伸方向に直交する方向（Ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の格子２と第２の格子３との相対位置を変化させるものである。走査機構５は、たとえば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。そして、走査機構５によって並進移動する第２の格子３の各位置において第２の格子３により形成された第２の周期パターン像が、放射線画像検出器４によって検出される。
【００６７】
図６は、カセッテユニット１７の内部構成を示すブロック図である。上述したようにカセッテユニット１７内には、放射線画像検出器４と、放射線画像検出器４からの放射線画像信号の読み出しを制御したり、読み出した放射線画像信号を記憶したりするカセッテコントローラ３５と、カセッテコントローラ３５に記憶された放射線画像信号などを無線通信信号として送信するとともに、コンソール７０から出力された無線通信信号の制御信号などを受信する無線通信部３７とが備えられている。
【００６８】
放射線画像検出器４は、２次元状に画素が配列され、放射線画像の記録と読出しを繰り返して行うことができるものであり、放射線の照射を直接受けて電荷を発生する、いわゆる直接型の放射線画像検出器を用いてもよいし、放射線を一旦可視光に変換し、その可視光を電荷信号に変換する、いわゆる間接型の放射線画像検出器を用いるようにしてもよい。また、放射線画像信号の読出方式としては、ＴＦＴ（thin film transistor）スイッチがオン・オフされることによって放射線画像信号が読みだされる、いわゆるＴＦＴ読出方式のものや、読取光を照射することによって放射線画像信号が読み出される、いわゆる光読出方式のものを用いることが望ましいが、これに限らずその他のものを用いるようにしてもよい。
【００６９】
カセッテコントローラ３５は、図６に示すように、放射線画像検出器４によって第２の格子３の各位置について検出された複数の放射線画像信号を記憶する画像メモリ３５ａと、画像メモリ３５ａに記憶された複数の放射線画像信号を紐付けする紐付け部３５ｂと、放射線画像検出器４からの電荷信号の読出しや画像メモリ３５ａからの放射線画像信号の読出しなどカセッテユニット１７の全体を制御する制御部３５ｃとを備えている。
【００７０】
紐付け部３５ｂは、１枚の位相コントラスト画像を再構成するために撮影された複数の放射線画像信号を１組の放射線信号群として紐付けするものである。なお、紐付けとは、上述した複数の放射線画像信号に対して関連性をもたせることを意味する。そして、本実施形態においては、撮影対象である被写体の患者情報に基づいて複数の放射線画像信号を紐付けするものとするが、紐付けのためのパラメータとしては、患者情報に限らず、複数の放射線画像信号に共通して関連する事項であれば如何なる情報でもよく、たとえば、撮影メニューや、撮影部位や、撮影時刻などを用いて紐付けするようにしてもよい。本実施形態における撮影メニューとは、撮影者が放射線の撮影において必要な条件であり、たとえば、撮影手技や、患者の撮影部位に対して適切な線量の放射線を照射するための管電圧、管電流、照射時間などの条件などがある。なお、撮影メニューとしてはこれらに限らず、放射線の撮影を行う際に必要な情報であれば如何なる条件を含めるようにしてもよい。
【００７１】
なお、上述した患者情報、撮影メニューおよび撮影部位などの情報は、本実施形態においては、コンソール７０の入力部５０を用いて撮影者によって入力されたものが用いられ、撮影時刻の情報はコンソール７０によって計測されたものが用いられるとする。そして、コンソール７０において取得された患者情報などは無線通信信号としてカセッテユニット１７に向けて出力され、カセッテユニット１７の無線通信部３７によって受信される。そして、カセッテユニット１７によって受信された患者情報などは、カセッテユニット１７において、その患者情報などに関連して撮影された複数の放射線画像信号が画像メモリ３５ａに記憶される際に、そのヘッダ情報として放射線画像信号に付加されて記憶されるものとする。
【００７２】
そして、紐付け部３５ｂは、そのヘッダ情報を介して複数の放射線画像信号を１組の放射線画像信号群として関連付けて管理するものである。なお、紐付けのためのパラメータは、１種類の情報に限らず、２種類以上の情報を組み合わせて紐付けのパラメータとしてもよい。
【００７３】
そして、制御部３５ｃは、１枚の位相コントラスト画像を再構成するための複数の放射線画像信号の全ての撮影が終了した後、紐付け部３５ｂにより紐付けされたこれらの１組の放射線画像信号群を画像メモリ３５ａから読み出して、無線通信部３７を介して一括してコンソール７０に送信させるものである。
【００７４】
また、図示省略したが、カセッテコントローラ３５の内部には、放射線画像検出器４から読み出された電荷信号を電圧信号に変換するチャージアンプや、チャージアンプから出力された電圧信号をサンプリングする相関２重サンプリング回路や、電圧信号をデジタル信号に変換するＡＤ変換部なども設けられている。
【００７５】
図７は、図１に示すコンソール７０のコンピュータ３０の内部構成を示すブロック図である。コンピュータ３０は、中央処理装置（ＣＰＵ）および半導体メモリやハードディスクやＳＳＤ等のストレージデバイスなどを備えており、これらのハードウェアによって、図７に示すような制御部６０、位相コントラスト画像生成部６１および無線通信部６２が構成されている。
【００７６】
制御部６０は、各種のコントローラ３３〜３６に対して無線通信部６２を介して所定の制御信号を無線通信信号として出力し、システム全体の制御を行うものである。なお、アームコントローラ３３，放射線源コントローラ３４および圧迫板コントローラ３６はコンピュータ３０の無線通信部６２から送信された無線通信信号を受信可能な受信部を備えているものとする。
【００７７】
また、制御部６０は、入力部５０において受け付けられた患者情報、撮影メニュー、撮影部位などの情報を無線通信部６２を介してカセッテユニット１７のカセッテコントローラ３５に向けて送信するものである。
【００７８】
位相コントラスト画像生成部６１は、放射線画像検出器４により第２の格子３の位置毎に検出された複数の放射線画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成するものである。位相コントラスト画像の生成方法については、後で詳述する。
【００７９】
無線通信部６２は、上述したように各種のコントローラ３３〜３６に対する制御信号を無線通信信号として送信するとともに、カセッテユニット１７の無線通信部３７から送信された１組の放射線画像信号群を受信し、これを位相コントラスト画像生成部６１に出力するものである。
【００８０】
なお、本実施形態においては、カセッテユニット１７における無線通信部３７と、コンソール７０のコンピュータ３０における無線通信部６２との間で、無線通信を用いて放射線画像信号群や撮影メニューなどの送受信を行うようにしたが、必ずしも無線通信を用いなくてもよく、カセッテユニット１７とコンピュータ３０とをケーブルなどで接続して有線通信を用いて送受信を行うようにしてもよい。また、本実施形態においては、放射線画像検出器４を備えたカセッテユニット１７を乳房画像撮影装置１０本体に対して着脱可能な構成としたが、このような構成に限らず、カセッテユニット１７内の構成を乳房画像撮影装置１０本体と一体として構成するようにしてもよい。
【００８１】
モニタ４０は、コンピュータ３０の位相コントラスト画像生成部６１において生成された位相コントラスト画像を表示するものである。
【００８２】
入力部５０は、たとえば、キーボードやマウスなどのポインティングデバイスから構成されるものであり、患者情報、撮影メニュー、撮影部位などの情報や撮影開始指示などの撮影者による入力を受け付けるものである。
【００８３】
次に、本実施形態の乳房画像撮影表示システムの作用について、図８に示すフローチャートを参照しながら説明する。
【００８４】
まず、乳房Ｂの大きさや撮影手技などに応じて、種々のサイズのカセッテユニット１７の中から所望のカセッテユニット１７が撮影者によって選択され、その選択されたカセッテユニット１７がカセッテ支持部１７ａに設置される。
【００８５】
次に、撮影者によってコンソール７０の入力部５０を用いて患者情報や撮影メニューや撮影部位などが入力され、コンピュータ３０によって受け付けられる（Ｓ１０）。
【００８６】
そして、撮影台１４の上に患者の乳房Ｂが設置され、圧迫板１８により乳房Ｂが所定の圧力によって圧迫される（Ｓ１２）。
【００８７】
次に、撮影者によって入力部５０において位相コントラスト画像の撮影開始指示が入力され（Ｓ１４）、その撮影開始指示の入力に応じてコンピュータ３０の制御部６０から制御信号が出力され、その制御信号は無線通信部６２を介して放射線源コントローラ３４やカセッテコントローラ３５に送信され、位相コントラスト画像の撮影が開始される（Ｓ１６）。なお、このとき入力部５０において入力された患者情報、撮影メニュー、撮影部位などの情報も無線通信部６２を介してカセッテユニット１７のカセッテコントローラ３５に向けて送信されるものとする。
【００８８】
そして、コンソール７０から送信された制御信号に応じて放射線源１から放射線が射出され、その放射線は乳房Ｂを透過した後、第１の格子２に照射される。第１の格子２に照射された放射線は、第１の格子２で回折されることにより、第１の格子２から放射線の光軸方向において所定の距離において、タルボ干渉像を形成する。
【００８９】
これをタルボ効果と呼び、光波が第１の格子２を通過したとき、第１の格子２から所定の距離において、第１の格子２の自己像Ｇ１を形成する。たとえば、第１の格子２が、９０°の位相変調を与える位相変調型格子の場合、上式（４）または上式（７）（１８０°の位相変調型格子の場合は上式（５）または上式（８）、強度変調型格子の場合は上式（６）または上式（９））で与えられる距離において第１の格子２の自己像Ｇ１を形成する一方、被検体である乳房Ｂによって、第１の格子２に入射する放射線の波面は歪むため、第１の格子２の自己像Ｇ１はそれに従って変形している。
【００９０】
続いて、放射線は、第２の格子３を通過する。その結果、上記の変形した第１の格子２の自己像Ｇ１は第２の格子３との重ね合わせにより、強度変調を受け、上記波面の歪みを反映した画像信号として放射線画像検出器４により検出される。そして、放射線画像検出器４によって検出された放射線画像信号はカセッテコントローラ３５に出力され、カセッテコントローラ３５の画像メモリ３５ａに記憶される。
【００９１】
次に、位相コントラスト画像生成部６１において位相コントラスト画像を生成する方法について説明するが、まず、本実施形態における位相コントラスト画像の生成方法の原理について説明する。
【００９２】
図９は、被検体Ｂ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つの放射線の経路を例示している。符号Ｘ１は、被検体Ｂが存在しない場合に直進する放射線の経路を示しており、この経路Ｘ１を進む放射線は、第１の格子２および第２の格子３を通過して放射線画像検出器４に入射する。符号Ｘ２は、被検体Ｂが存在する場合に、被検体Ｂにより屈折されて偏向した放射線の経路を示している。この経路Ｘ２を進む放射線は第１の格子２を通過した後、第２の格子３により遮蔽される。
【００９３】
被検体Ｂの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体Ｂの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、放射線の進む方向をｚとして、次式（１２）で表される。ここで、説明の簡略化のため、ｙ座標は省略している。
【数１２】
【００９４】
第１の格子２から第２の格子３の位置に形成された自己像Ｇ１は、被検体Ｂでの放射線の屈折により、その屈折角ψに応じた量だけｘ方向に変位する。この変位量Δｘは、放射線の屈折角ψ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。
【数１３】
【００９５】
ここで、屈折角ψは、放射線の波長λと被検体Ｂの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、次式（１４）で表される。
【数１４】
【００９６】
このように、被検体Ｂでの放射線の屈折による自己像Ｇ１の変位量Δｘは、被検体Ｂ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、放射線画像検出器４で検出される各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψ（被検体Ｂがある場合とない場合とでの各画素の強度変調信号の位相ズレ量）に、次式（１５）のように関連している。
【数１５】
【００９７】
したがって、各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを求めることにより、上式（１５）から屈折角ψが求まり、上式（１４）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まる。この微分量をｘについて積分することにより、被検体Ｂの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被検体Ｂの位相コントラスト画像を生成することができる。本実施形態では、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。
【００９８】
縞走査法では、第１の格子２または第２の格子３の一方を他方に対して相対的にＸ方向に並進移動させながら、上述したような撮影を行う。本実施形態においては、上述の走査機構５により第２の格子３を移動させる。第２の格子３の移動にともなって、放射線画像検出器４によって検出される縞画像が移動し、並進距離（Ｘ方向への移動量）が、第２の格子３の配列周期の１周期（配列ピッチＰ２）に達すると、すなわち第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３との間の位相変化が２πに達すると縞画像は元の位置に戻る。このような縞画像の変化を、配列ピッチＰ２の整数分の１ずつ第２の格子３を移動させながら、放射線画像検出器４において縞画像を検出し、その検出した複数の縞画像から各画素の強度変調信号を取得し、各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを取得する。
【００９９】
図１０は、配列ピッチＰ２をＭ（２以上の整数）個に分割した移動ピッチ（Ｐ２／Ｍ）ずつ第２の格子３を移動させる様子を模式的に示している。走査機構５は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各移動位置に、第２の格子３を順に並進移動させる。なお、図１０では、第２の格子３の初期位置を、被検体Ｂが存在しない場合における第２の格子３の位置での第１の格子２の自己像Ｇ１の暗部が、第２の格子３の部材３２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。
【０１００】
まず、ｋ＝０の位置では、主として、被検体Ｂにより屈折されなかった放射線が第２の格子３を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の格子３を移動させていくと、第２の格子３を通過する放射線は、被検体Ｂにより屈折されなかった放射線の成分が減少する一方で、被検体Ｂにより屈折された放射線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２では、主として、被検体Ｂにより屈折された放射線の成分のみが第２の格子３を通過する。ｋ＝Ｍ／２を超えると、逆に、第２の格子３を通過する放射線は、被検体Ｂにより屈折された放射線の成分が減少する一方で、被検体Ｂにより屈折されなかった放射線の成分が増加する。
【０１０１】
そして、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で放射線画像検出器４による撮影を行うことによってＭ枚の放射線画像信号が取得され、カセッテコントローラ３５の画像メモリ３５ａに記憶される（Ｓ１８）。
【０１０２】
そして、上述したようにしてＭ枚の放射線画像信号が画像メモリ３５ａに記憶される際、コンソール７０のコンピュータ３０から送信された患者情報、撮影メニュー、撮影部位などの情報がヘッダ情報として各放射線画像信号に付加されて記憶される。さらにこのとき紐付け部３５ｂによってヘッダ情報の患者情報に基づいて紐付けされて管理される（Ｓ２０）。
【０１０３】
そして、１枚の位相コントラスト画像を構成するＭ枚の全ての放射線画像信号が紐付けされて記憶されると、カセッテユニット１７の制御部３５ｃは、この紐付け管理された１組の放射線画像信号群を画像メモリ３５ａから読み出し、無線通信部３７から一括してコンソール７０に向けて送信させる（Ｓ２２）。
【０１０４】
カセッテユニット１７の無線通信部３７から一括送信されたＭ枚の放射線画像信号群は、コンソール７０の無線通信部６２によって受信され、位相コントラスト画像生成部６１に入力される。
【０１０５】
そして、位相コントラスト画像生成部６１において、入力されたＭ枚の放射線画像信号に基づいて位相コントラスト画像が生成される。
【０１０６】
以下に、このＭ枚の放射線画像信号の各画素の画素信号から各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを算出する方法を説明する。
【０１０７】
まず、第２の格子３の位置ｋにおける各画素の画素信号Ｉｋ（ｘ）は、次式（１６）で表される。
【数１６】
【０１０８】
ここで、ｘは、画素のｘ方向に関する座標であり、Ａ０は入射放射線の強度であり、Ａｎは強度変調信号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、ψ（ｘ）は、上記屈折角ψを放射線画像検出器４の画素の座標ｘの関数として表したものである。
【０１０９】
次いで、次式（１７）の関係式を用いると、上記屈折角ψ（ｘ）は、式（１８）のように表される。
【数１７】
【数１８】
【０１１０】
ここで、ａｒｇ[]は、偏角の抽出を意味しており、放射線画像検出器４の各画素の位相ズレ量Ψに対応する。したがって、放射線画像検出器４の各画素について取得されたＭ個の放射線画像信号から、式（１８）に基づいて各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを算出することにより、屈折角ψ（ｘ）が求められる。
【０１１１】
具体的には、放射線画像検出器４の各画素について取得されたＭ個の縞画像信号は、図１１に示すように、第２の格子３の位置ｋに対して、第２の格子２の格子ピッチＰ２の周期で周期的に変化する。図１１中の破線は被検体Ｂが存在しない場合の縞画像信号の変化を示しており、実線は、被検体Ｂが存在する場合の縞画像信号の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψに対応する。
【０１１２】
そして、屈折角ψ（ｘ）は、上式（１４）で示したように位相シフト分布Φ（ｘ）の微分値に対応する値であるため、屈折角ψ（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）を取得することができる。
【０１１３】
上記説明では、画素のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標についても同様の演算を行うことにより、屈折角の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）が得られ、これをｘ軸に沿って積分することにより、２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を位相コントラスト画像として得ることができる。
【０１１４】
また、屈折角の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）に代えて、位相ズレ量の２次元分布Ψ（ｘ，ｙ）をｘ軸に沿って積分することにより位相コントラスト画像を生成するようにしてもよい。
【０１１５】
屈折角の２次元分布ψ（ｘ，ｙ）や位相ズレ量Ψ（ｘ，ｙ）は、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）の微分値に対応するものであるため位相微分像と呼ばれるが、この位相微分像を位相コントラスト画像として生成するようにしてもよい。
【０１１６】
以上のようにして位相コントラスト画像生成部６１において、Ｍ枚の放射線画像信号に基づいて位相コントラスト画像が生成される。
【０１１７】
そして、位相コントラスト画像生成部６１において生成された位相コントラス画像は、モニタ４０に出力されて表示される。
【０１１８】
なお、上記実施形態においては、各放射線画像信号の全部をカセッテユニット１７からコンソール７０に出力するようにしたが、送信時間をより短縮するには各放射線画像信号における一部の範囲の放射線画像信号に限定した方がよい。
【０１１９】
したがって、たとえば、制御部３５ｃが画像メモリ３５ａから各放射線画像信号を読み出す際、各放射線画像信号の全体の範囲のうちの一部の関心領域の範囲の部分放射線画像信号のみを抽出し、この抽出した部分放射線画像信号群を無線通信部３７からコンソール７０に向けて一括送信するようにしてもよい。
【０１２０】
なお、関心領域については予め設定しておくようにしてもよいし、撮影者が入力部５０を用いて任意に設定入力するようにしてもよい。
【０１２１】
また、使用するカセッテユニット１７内の放射線画像検出器４のサイズによる放射線画像の検出エリアとグリッドユニット１６内の第１、第２の格子２，３の放射線を透過するエリアとの関係を予め登録しておき、カセッテユニット１７内の放射線画像検出器４の放射線画像の検出エリア上における第１、第２の格子２，３を透過した放射線の照射エリアを関心領域に設定しておくようにしても良い。
【０１２２】
さらに制御部３５ｃで関節部を骨と骨の隙間から既知の画像認識手段で認識して関節部周囲を含めた画像領域を関心領域に設定しても良い。その際に撮影メニューの情報などから撮影部位の情報を取得し、既知の画像認識手段でその撮影部位の典型的な画像形態のデータベース画像と比較して関節部や乳房部などの関心部位を認識して設定しても良い。なお撮影された画像には第１の格子２の自己像Ｇ１と第２の格子３とによって形成されるモアレはのっているが関節部や乳房領域など大きなコントラストの付く関心領域の認識程度は十分可能である。
【０１２３】
さらに、図１２に示すように、画像メモリ３５ａに記憶された各放射線画像信号を既知の圧縮方式によって圧縮する圧縮処理部３５ｄを設け、紐付け部３５ｂを上記圧縮した各放射線画像信号を紐付けするものとし、無線通信部３７を、その紐付けされた１組の圧縮された放射線画像信号を一括送信するものとしてもよい。
【０１２４】
また、上記圧縮処理部３５ｄにおいて、基準となる画像とそれ以外の画像との差分を演算し、その差分された画像に対して圧縮処理を行うようにしてもよい。基準となる画像としては、たとえば、位相コントラスト画像を構成する複数枚の画像のうちの最初の画像を用いるようにしてもよいし、１枚前に撮影された画像などを使用することができる。特に、位相イメージングで撮影された放射線画像は第２の格子３を並進移動しながら放射線の位相シフトによる１μｍ程度の僅かな放射線の位置ずれを被写体画像に対してモアレの重畳として撮影しているため、画像間で被写体の画像自体にはほとんど変化はなく、各画像が高い相関性を有するため基準画像との差分画像をとると変化は小さく低周波成分も多いため圧縮率を非常に高めることができる。さらに上記一部の範囲の画像を圧縮することでさらに画像データを小さくしてもよい。
【０１２５】
また、上記実施形態の放射線画像撮影装置においては、カセッテユニット１７を着脱可能な構成としたが、これに限らず、カセッテユニット１７を固定するようにしてもよい。
【０１２６】
また、上記実施形態の放射線画像撮影装置は、第１の格子２から第２の格子３までの距離Ｚ２がタルボ干渉距離となるようにしたが、これに限らず、第１の格子２が入射放射線を回折せずに投影させる構成とするようにしてもよい。このように構成すれば第１の格子２を通過して射影される投影像が、第１の格子２の後方の全ての位置で相似的に得られるため、第１の格子２から第２の格子３までの距離Ｚ２を、タルボ干渉距離を無関係に設定することができる。
【０１２７】
具体的には、第１の格子２と第２の格子３とを、ともに吸収型（振幅変調型）格子として構成するとともに、タルボ干渉効果の有無に関わらず、スリット部を通過した放射線を幾何学的に投影するように構成する。より詳細には、第１の格子２の間隔ｄ１と第２の格子３の間隔ｄ２とを、放射線源１から照射される放射線の実効波長より十分大きな値とすることで、照射放射線に含まれる大部分をスリット部で回折せずに、直進性を保ったまま通過するように構成することができる。たとえば、放射線源のターゲットとしてタングステンを用いた場合には、放射線の実効波長は、管電圧５０ｋＶにおいて約０．４Åである。この場合には、第１の格子２の間隔ｄ１と第２の格子３の間隔ｄ２を、１μｍ〜１０μｍ程度とすれば大部分の放射線がスリットによって回折されずに幾何学的に投影される。
【０１２８】
なお、第１の格子２の格子ピッチＰ１と第２の格子３の格子ピッチＰ２との関係は、上記第１の実施形態と同様である。
【０１２９】
そして、上記のような構成の放射線位相画像撮影装置においては、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ２を、上式（６）においてｍ’＝１とした場合の最小のタルボ干渉距離より短い値に設定することができる。すなわち、上記距離Ｚ２が、次式（１９）を満たす範囲の値に設定する。
【数１９】
【０１３０】
なお、第１の格子２の部材２２と第２の格子３の部材３２とは、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、放射線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上述した放射線吸収に優れる材料（金、白金等）を用いたとしても、吸収されずに透過する放射線が少なからず存在する。このため、放射線の遮蔽性を高めるためには、部材２２，３２のそれぞれの厚みｈ１，ｈ２を、可能な限り厚くすることが好ましい。部材２２，３２による遮蔽は、照射放射線の９０％以上であることが好ましく、たとえば、放射線源１の管電圧が５０ｋＶの場合には、厚みｈ１，ｈ２は、金（Ａｕ）換算で１００μｍ以上であることが好ましい。
【０１３１】
ただし、上記実施形態と同様に、いわゆる放射線のケラレの問題があるため、第１の格子２の部材２２と第２の格子３の部材３２との厚さｈ１，ｈ２の制限がある。
【０１３２】
上記のような構成の放射線画像撮影装置によれば、第１の格子２と第２の格子３との距離Ｚ２をタルボ干渉距離よりも短くすることができるので、一定のタルボ干渉距離を確保しなければならない上記実施形態の放射線画像撮影装置と比較すると、撮影装置をより薄型化することができる。
【０１３３】
また、上記実施形態の放射線画像撮影装置においては、第１の格子２と第２の格子３との２つの格子を用いるようにしたが、第２の格子３の機能を放射線画像検出器にもたせることによって第２の格子３を用いないようにすることができる。以下、第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器の構成について説明する。
【０１３４】
第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器は、放射線が第１の格子２を通過することによって第１の格子２によって形成された第１の格子２の自己像Ｇ１を検出するとともに、その自己像Ｇ１に応じた電荷信号を後述する格子状に分割された電荷蓄積層に蓄積することによって自己像Ｇ１に強度変調を施して縞画像を生成し、その生成した縞画像を画像信号として出力するものである。
【０１３５】
図１３（Ａ）は、第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器４００の斜視図、図１３（Ｂ）は図１３（Ａ）に示す放射線画像検出器のＸＺ面断面図、図１３（Ｃ）は図１３（Ａ）に示す放射線画像検出器のＹＺ面断面図である。
【０１３６】
放射線画像検出器４００は、図１３（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、放射線を透過する第１の電極層４１、第１の電極層４１を透過した放射線の照射を受けることにより電荷を発生する記録用光導電層４２、記録用光導電層４２において発生した電荷のうち一方の極性の電荷に対しては絶縁体として作用し、且つ他方の極性の電荷に対しては導電体として作用する電荷蓄積層４３、読取光の照射を受けることにより電荷を発生する読取用光導電層４４、および第２の電極層４５をこの順に積層してなるものである。なお、上記各層は、ガラス基板４６上に第２の電極層４５から順に形成されている。
【０１３７】
第１の電極層４１としては、放射線を透過するものであればよく、たとえば、ネサ皮膜（ＳｎＯ2）、ＩＴＯ（Indium Tin Oxide）、ＩＺＯ（Indium Zinc Oxide）、アモルファス状光透過性酸化膜であるＩＤＩＸＯ（Idemitsu Indium X-metal Oxide ；出光興産（株））などを５０〜２００ｎｍ厚にして用いることができ、また、１００ｎｍ厚のＡｌやＡｕなども用いることもできる。
【０１３８】
記録用光導電層４２は、放射線の照射を受けることにより電荷を発生するものであればよく、放射線に対して比較的量子効率が高く、また暗抵抗が高いなどの点で優れているａ−Ｓｅを主成分とするものを使用する。厚さは１０μｍ以上１５００μｍ以下が適切である。また、特にマンモグラフィ用途である場合には、１５０μｍ以上２５０μｍ以下であることが好ましく、一般撮影用途である場合には、５００μｍ以上１２００μｍ以下であることが好ましい。
【０１３９】
電荷蓄積層４３は、蓄積したい極性の電荷に対して絶縁性の膜であれば良く、アクリル系有機樹脂、ポリイミド、ＢＣＢ、ＰＶＡ、アクリル、ポリエチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルイミド等のポリマーやＡｓ２Ｓ３、Ｓｂ２Ｓ３、ＺｎＳ等の硫化物、その他に酸化物、フッ化物より構成される。更には、蓄積したい極性の電荷に対して絶縁性であり、それと逆の極性の電荷に対しては導電性を有する方がより好ましく、移動度×寿命の積が、電荷の極性により３桁以上差がある物質が好ましい。
【０１４０】
好ましい化合物としては、Ａｓ２Ｓｅ３、Ａｓ２Ｓｅ３にＣｌ、Ｂｒ、Ｉを５００ｐｐｍから２００００ｐｐｍまでドープしたもの、Ａｓ２Ｓｅ３のＳｅをＴｅで５０％程度まで置換したＡｓ２（ＳｅｘＴｅ１−ｘ）３（０．５＜ｘ＜１）、Ａｓ２Ｓｅ３のＳｅをＳで５０％程度まで置換したもの、Ａｓ２Ｓｅ３からＡｓ濃度を±１５％程度変化させたＡｓｘＳｅｙ（ｘ＋ｙ＝１００、３４≦ｘ≦４６）、アモルファスＳｅ−Ｔｅ系でＴｅを５−３０ｗｔ％のもの等が挙げられる。
【０１４１】
なお、電荷蓄積層４３の材料としては、第１の電極層４１と第２の電極層４５との間に形成される電気力線が曲がらないようにするため、その誘電率が、記録用光導電層４２と読取用光導電層４４の誘電率の１／２倍以上２倍以下のものを用いることが望ましい。
【０１４２】
そして、電荷蓄積層４３は、図１３（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、第２の電極層４５の透明線状電極４５ａおよび遮光線状電極４５ｂの延伸方向に平行となるように線状に分割されている。
【０１４３】
また、電荷蓄積層４３は、透明線状電極４５ａもしくは遮光線状電極４５ｂの配列ピッチよりも細かいピッチで分割されるが、その配列ピッチＰ２と間隔ｄ２は、上記実施形態の第２の格子３の条件と同様である。
【０１４４】
また、電荷蓄積層４３は、積層方向（Ｚ方向）について２μｍ以下の厚さで形成される。
【０１４５】
そして、電荷蓄積層４３は、たとえば、上述したような材料と金属板に開口を整列して形成したメタルマスクやファイバーなどによって形成されたマスクとを用いて抵抗加熱蒸着によって形成することができる。また、フォトリソグラフィを用いて形成するようにしてもよい。
【０１４６】
読取用光導電層４４としては、読取光の照射を受けることにより導電性を呈するものであればよく、たとえば、ａ−Ｓｅ、Ｓｅ−Ｔｅ、Ｓｅ−Ａｓ−Ｔｅ、無金属フタロシアニン、金属フタロシアニン、ＭｇＰｃ（Magnesium phtalocyanine），ＶｏＰｃ（phaseII of Vanadyl phthalocyanine）、ＣｕＰｃ（Cupper phtalocyanine）などのうち少なくとも１つを主成分とする光導電性物質が好適である。厚さは５〜２０μｍ程度が適切である。
【０１４７】
第２の電極層４５は、読取光を透過する複数の透明線状電極４５ａと読取光を遮光する複数の遮光線状電極４５ｂとを有するものである。透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとは、放射線画像検出器４００の画像形成領域の一方の端部から他方の端部まで連続して直線状に延びるものである。そして、透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとは、図１３（Ａ），（Ｂ）に示すように、所定の間隔を空けて交互に配列されている。
【０１４８】
透明線状電極４５ａは読取光を透過するとともに、導電性を有する材料から形成されている。たとえば、第１の電極層４１と同様に、ＩＴＯ、ＩＺＯやＩＤＩＸＯを用いることができる。そして、その厚さは１００〜２００ｎｍ程度である。
【０１４９】
遮光線状電極４５ｂは読取光を遮光するとともに、導電性を有する材料から形成されている。たとえば、上記の透明導電材料とカラーフィルターを組み合せて用いることができる。透明導電材料の厚さは１００〜２００ｎｍ程度である。
【０１５０】
そして、放射線画像検出器４００においては、後で詳述するが、隣接する透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとの１組を用いて画像信号が読み出される。すなわち、図１３（Ｂ）に示すように、１組の透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとによって１画素の画像信号が読み出されることになる。たとえば、１画素が略５０μｍとなるように透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとを配置することができる。
【０１５１】
そして、図１３（Ａ）に示すように、透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂの延伸方向に直交する方向（Ｘ方向）に延設された線状読取光源５００がカセッテユニット１７内に設けられる。線状読取光源５００は、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）やＬＤ（Laser Diode）などの光源と所定の光学系とから構成され、透明線状電極４５ａおよび遮光線状電極４５ｂの延伸方向（Ｙ方向）について略１０μｍの幅の線状の読取光を放射線画像検出器４００に照射するように構成されている。そして、この線状読取光源５００は、所定の移動機構（図示省略）によってＹ方向について移動するものであり、この移動により線状読取光源５００から発せられた線状の読取光によって放射線画像検出器４００が走査されて画像信号が読み出される。
【０１５２】
なお、タルボ干渉計として機能させるための第１の格子２と放射線画像検出器４００との距離の条件については、放射線画像検出器４００が第２の格子３として機能するものであるので、第１の格子２と第２の格子３との距離の条件と同様である。
【０１５３】
次に、上記のように構成された放射線画像検出器４００の作用について説明する。
【０１５４】
まず、図１４（Ａ）に示すように高圧電源１００によって放射線画像検出器４００の第１の電極層４１に負の電圧を印加した状態において、タルボ効果によって形成された第１の格子２の自己像Ｇ１を担持した放射線が、放射線画像検出器４００の第１の電極層４１側から照射される。
【０１５５】
そして、放射線画像検出器４００に照射された放射線は、第１の電極層４１を透過し、記録用光導電層４２に照射される。そして、その放射線の照射によって記録用光導電層４２において電子−正孔対が発生し、そのうち正の電荷は第１の電極層４１に帯電した負の電荷と結合して消滅し、負の電荷は潜像電荷として電荷蓄積層４３に蓄積される（図１４（Ｂ）参照）。
【０１５６】
ここで、電荷蓄積層４３は、上述したような配列ピッチで線状に分割されているので、記録用光導電層４２において第１の格子２の自己像Ｇ１に応じて発生した電荷のうちその直下に電荷蓄積層４３が存在する電荷のみが電荷蓄積層４３によってトラップされて蓄積され、それ以外の電荷については線状の電荷蓄積層４３の間（以下、非電荷蓄積領域という）を通過し、読取用光導電層４４を通過した後、透明線状電極４５ａと遮光線状電極４５ｂとに流れ出してしまう。
【０１５７】
このように記録用光導電層４２において発生した電荷のうち、その直下に線状の電荷蓄積層４３が存在する電荷のみを蓄積することによって、第１の格子２の自己像Ｇ１は電荷蓄積層４３の線状のパターンとの重ね合わせにより強度変調を受け、被検体Ｂによる自己像Ｇ１の波面の歪みを反映した縞画像の画像信号が電荷蓄積層４３に蓄積されることになる。すなわち、電荷蓄積層４３は、上記実施形態の第２の格子３と同等の機能を果たすことになる。
【０１５８】
そして、次に、図１５に示すように、第１の電極層４１が接地された状態において、線状読取光源５００から発せられた線状の読取光Ｌ１が第２の電極層４５側から照射される。読取光Ｌ１は透明線状電極４５ａを透過して読取用光導電層４４に照射され、その読取光Ｌ１の照射により読取用光導電層４４において発生した正の電荷が電荷蓄積層４３における潜像電荷と結合するとともに、負の電荷が、透明線状電極４５ａに接続されたチャージアンプ２００を介して遮光線状電極４５ｂに帯電した正の電荷と結合する。
【０１５９】
そして、読取用光導電層４４において発生した負の電荷と遮光線状電極４５ｂに帯電した正の電荷との結合によって、チャージアンプ２００に電流が流れ、この電流が積分されて画像信号として検出される。
【０１６０】
そして、線状読取光源５００が、副走査方向（Ｙ方向）に移動することによって線状の読取光Ｌ１によって放射線画像検出器４００が走査され、線状の読取光Ｌ１の照射された読取ライン毎に上述した作用によって画像信号が順次検出され、その検出された読取ライン毎の画像信号が画像メモリ３５ａに順次入力されて記憶される。
【０１６１】
そして、放射線画像検出器４００の全面が読取光Ｌ１に走査されて１フレーム全体の画像信号が画像メモリ３５ａに記憶される。
【０１６２】
そして、上記実施形態の放射線画像撮影装置において第２の格子３を第２の格子に対して相対的に並進運動させたように、上述した第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器４００を並進運動させることによって複数の放射線画像信号が取得される。なお、放射線画像検出器４００を並進運動させるのではなく、第１の格子２を並進運動させる構成としてもよい。
【０１６３】
そして、１枚の位相コントラスト画像を構成する複数の放射線画像信号が全て画像メモリ３５ａに記憶された後の作用については、上記実施形態と同様である。
【０１６４】
また、上述した第２の格子３の機能を有する放射線画像検出器４００おいては、電極間に、記録用光導電層４２、電荷蓄積層４３および読取用光導電層４４の３層を設ける構成としたが、必ずしもこの層構成である必要はなく、たとえば、図１６に示すように、読取用光導電層４４を設けることなく、第２の電極層の透明線状電極４５ａおよび遮光線状電極４５ｂ上に直接接触するように線状の電荷蓄積層４３を設け、その電荷蓄積層４３の上に記録用光導電層４２を設けるようにしてもよい。なお、この記録用光導電層４２は、読取用光導電層としても機能するものである。
【０１６５】
この放射線画像検出器５００の構造は、読取用光導電層４４なしに第２の電極層４５に直接電荷蓄積層４３を設ける構造であり、線状の電荷蓄積層４３の形成を容易にする。すなわち、この線状の電荷蓄積層４３は、蒸着で形成することができる。この蒸着工程において、選択的に線状パターンを形成するためにメタルマスクなどを用いるが、読取用光導電層４４の上に線状の電荷蓄積層４３を設ける構成では、読取用光導電層４４の蒸着後のメタルマスクをセットする工程のため、読取用光導電層４４の蒸着工程と記録用光導電層４２の蒸着工程の間で大気中操作により、読取用光導電層４４に劣化や、光導電層間に異物が混入して品質の劣化をもたらす虞がある。上述した読取用光導電層４４を設けない構造とすることで、光導電層の蒸着後の大気中操作を減らすことができるため、上述の品質劣化の懸念を低減することができる。
【０１６６】
記録用光導電層４２および電荷蓄積層４３の材料については、上述した放射線画像検出器４００と同様である。また、電荷蓄積層４３の線状構成についても、上述した放射線画像検出器と同様である。
【０１６７】
以下に、この放射線画像検出器５００の放射線画像の記録と読み出しの作用について説明する。
【０１６８】
まず、図１７（Ａ）に示すように高圧電源１００によって放射線画像検出器５００の第１の電極層４１に負の電圧を印加した状態において、第１の格子２の自己像Ｇ１を担持した放射線が、放射線画像検出器４の第１の電極層４１側から照射される。
【０１６９】
そして、放射線画像検出器４に照射された放射線は、第１の電極層４１を透過し、記録用光導電層４２に照射される。そして、その放射線の照射によって記録用光導電層４２において電子−正孔対が発生し、そのうち正の電荷は第１の電極層４１に帯電した負の電荷と結合して消滅し、負の電荷は潜像電荷として電荷蓄積層４３に蓄積される（図１７（Ｂ）参照）。なお、第２の電極層４５に接した線状の電荷蓄積層４３は絶縁性の膜であるから、この電荷蓄積層４３に到達した電荷はそこに捕えられ、第２の電極層４５へ行くことができず、蓄積されて留まる。
【０１７０】
ここでも、上述した放射線画像検出器４００と同様に、記録用光導電層４２において発生した電荷のうち、その直下に線状の電荷蓄積層４３が存在する電荷のみを蓄積することによって、第１の格子２の自己像Ｇ１は電荷蓄積層４３の線状のパターンとの重ね合わせにより強度変調を受け、被検体Ｂによる自己像Ｇ１の波面の歪みを反映した縞画像の画像信号が電荷蓄積層４３に蓄積されることになる。
【０１７１】
そして、図１８に示すように、第１の電極層４１が接地された状態において、線状読取光源５００から発せられた線状の読取光Ｌ１が第２の電極層４５側から照射される。読取光Ｌ１は、透明線状電極４５ａを透過して電荷蓄積層４３近傍の記録用光導電層４２に照射され、その読取光Ｌ１の照射により発生した正の電荷が線状の電荷蓄積層４３へ引き寄せられて再結合する。そして、もう一方の負の電荷は、透明線状電極４５ａへ引き寄せられ、透明線状電極４５ａに帯電した正の電荷および透明線状電極４５ａに接続されたチャージアンプ２００を介して遮光線状電極４５ｂに帯電した正の電荷と結合する。これによりチャージアンプ２００に電流が流れ、この電流が積分されて画像信号として検出される。
【０１７２】
また、上述した放射線画像検出器４００，５００においては、電荷蓄積層４３を、完全に線状に分離して形成するようにしたが、これに限らず、たとえば、図１９に示す放射線画像検出器６００のように、平板形状の上に線状のパターンを形成することによって格子状の電荷蓄積層４３を形成するようにしてもよい。
【０１７３】
また、上記実施形態は、本発明の放射線画像撮影装置を乳房画像撮影表示システムに適用した例を説明したが、これに限らず、本発明の放射線画像撮影装置は、被検者を立位状態で撮影する放射線画像撮影システムや、被検者を臥位状態で撮影する放射線画像撮影システムや、被検者を立位状態および臥位状態で撮影可能な放射線画像撮影システムや、長尺撮影を行う放射線画像システムなどにも適用可能である。
【０１７４】
さらに、本発明は、３次元画像を取得する放射線位相ＣＴ装置や、立体視が可能なステレオ画像を取得するステレオ撮影装置や、断層画像を取得するトモシンセシス撮影装置などに適用することも可能である。
【０１７５】
また、上記実施形態においては、位相コントラスト画像を取得することによりこれまで描出が難しかった画像を得ることができるが、従来のＸ線画像診断学は吸収画像に基づいているため、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と読影の助けになる。たとえば、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が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。
【０１７６】
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との間の被写体の動き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体の負担となる。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、たとえば、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。
【０１７７】
そこで、位相コントラスト画像を生成するために取得した複数枚のカセッテ補正済縞画像から、吸収画像を生成する吸収画像生成部や小角散乱画像を生成する小角散乱画像生成部をコンピュータ３０にさらに設けるようにしてもよい。
【０１７８】
吸収画像生成部は、画素毎に得られる画素信号Ｉｋ（ｘ，ｙ）を、図２０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ものである。なお、平均値の算出は、画素信号Ｉｋ（ｘ，ｙ）をｋについて単純に平均化することにより行ってもよいが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素信号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、正弦波に限らず、矩形波や三角波形状を用いるようにしてもよい。
【０１７９】
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、画素信号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。
【０１８０】
小角散乱画像生成部は、画素毎に得られる画素信号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、画素信号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ってもよいが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素信号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よい。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、分散値や標準偏差などを用いることができる。
【０１８１】
また、位相コントラスト画像は、第１および第２の格子２，３の部材２２，３２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、部材２２，２３の延伸方向（Ｙ方向）の屈折成分は反映されない。すなわち、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、被検体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。被検体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、被検体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。
【０１８２】
そこで、他の例として、図２１に示すように、第１および第２の格子２，３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および第２の格子２，３を、図２１（ａ）に示すような第１の向きから任意の角度で回転させて、図２１（ｂ）に示すような第２の向きとする回転機構１８０をグリッドユニット１６内に設け、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。
【０１８３】
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２１（ａ）には、第２の格子３の部材３２の延伸方向がＹ方向に沿う方向となるような第１および第２の格子２，３の第１の向きを示し、図２１（ｂ）には、図２１（ａ）の状態から９０度回転させ、第２の格子３の部材３２の延伸方向がＸ方向に沿う方向となるような第１および第２の格子２，３の第２の向きを示したが、第１の格子２と第２の格子３との間の傾き関係を維持した状態であれば、第１および第２の格子２，３の回転角度は任意である。また、第１の向きおよび第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。
【０１８４】
また、上述したように、１次元格子である第１および第２の格子２，３を回転させるのではなく、第１および第２の格子の２，３を、それぞれの部材２２，３２を２次元方向に延設した２次元格子の構成としてもよい。
【０１８５】
このように構成することにより、１次元格子を回転させる構成と比較すると、１度の撮影で第１の方向、第２の方向に対する位相コントラスト画像が得られるため、撮影間の被検体の体動や装置振動の影響がなく、第１および第２の方向の位相コントラスト画像間の位置再現性においてより良好である。また、回転機構を排除することで、装置の簡略化、コストダウンが可能である。
【０１８６】
なお、上記のように２方向以上での位相コントラスト画像の生成を行う場合には、２方向以上の位相コントラスト画像を再構成するための全ての放射線画像信号がカセッテユニット１７の画像メモリ３５ａに紐付けして記憶された後、これらを一括してコンソール７０に送信するようにすればよい。もしくは、各方向についての位相コントラスト画像を再構成するための複数の放射線画像信号がカセッテユニット１７の画像メモリ３５ａに紐付けして記憶される度に、これらを一括してコンソール７０に送信するようにしてもよい。
【符号の説明】
【０１８７】
１ 放射線源
２ 第１の格子
３ 第２の格子
４ 放射線画像検出器
５ 走査機構
１０ 乳房画像撮影装置
１３ アーム部
１４ 撮影台
１５ 放射線源ユニット
１６ グリッドユニット
１７ カセッテユニット
１７ｂ 筐体
３０ コンピュータ
３５ カセッテコントローラ
３５ａ 画像メモリ
３５ｂ 紐付け部
３５ｃ 制御部
３７ 無線通信部
４０ モニタ
５０ 入力部
６０ 制御部
６１ 位相コントラスト画像生成部
６２ 無線通信部
７０ コンソール
【特許請求の範囲】
【請求項１】
格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、前記第１の周期パターン像が入射され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、該第２の格子によって形成された前記第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器と、前記第１の格子および第２の格子の少なくとも一方の格子を、該一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構とを備え、該走査機構による移動にともなって前記一方の格子の各位置について前記放射線画像検出器によって検出された複数の前記第２の周期パターン像を表す放射線画像信号を取得する放射線画像撮影装置において、
前記複数の放射線画像信号を記憶する記憶部と、
該記憶部に記憶された複数の放射線画像信号を紐付けする紐付け部と、
該紐付け部において紐づけされた１組の放射線画像信号群を一括して送信する通信部とを備えたことを特徴とする放射線画像撮影装置。
【請求項２】
前記放射線画像検出器と前記記憶部と前記紐付け部と前記通信部とが１つの筐体内に収容されたカセッテを備え、
該カセッテが、着脱可能に構成されたものであることを特徴とする請求項１記載の放射線画像撮影装置。
【請求項３】
前記記憶部に記憶された各放射線画像信号のうちの一部の範囲の放射線画像信号を取得する部分放射線画像信号取得部を備え、
前記紐付け部が、前記一部の範囲の各放射線画像信号を紐付けするものであり、
前記通信部が、前記紐付けされた１組の一部の範囲の放射線画像信号を一括送信するものであることを特徴とする請求項１または２記載の放射線画像撮影装置。
【請求項４】
前記一部の範囲が関心領域であることを特徴とする請求項３記載の放射線画像撮影装置。
【請求項５】
前記複数の放射線画像信号に対して圧縮処理を施す圧縮処理部を備え、
前記紐付け部が、前記圧縮処理の施された放射線画像信号を紐付けするものであり、
前記通信部が、前記紐付け部において紐づけされた１組の圧縮処理済の放射線画像信号群を一括して送信するものであることを特徴とする請求項１または２記載の放射線画像撮影装置。
【請求項６】
前記一部の範囲の複数の放射線画像信号に対して圧縮処理を施す圧縮処理部を備え、
前記紐付け部が、前記圧縮処理の施された放射線画像信号を紐付けするものであり、
前記通信部が、前記紐付け部において紐づけされた１組の圧縮処理済の放射線画像信号群を一括して送信するものであることを特徴とする請求項３または４記載の放射線画像撮影装置。
【請求項７】
前記紐付け部が、前記各放射線画像信号のヘッダ情報に基づいて紐付けを行うものであることを特徴とする請求項１から６いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項８】
前記紐付け部が、前記各放射線画像信号のヘッダ情報に含まれる患者情報に基づいて紐付けを行うものであることを特徴とする請求項７記載の放射線画像撮影装置。
【請求項９】
前記通信部が、無線通信を行うものであることを特徴とする請求項１から８いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１０】
格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、前記第１の周期パターン像が入射され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、該第２の格子によって形成された前記第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器と、前記第１の格子および第２の格子の少なくとも一方の格子を、該一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構とを備えた放射線画像撮影装置を用いて、前記走査機構による移動にともなって前記一方の格子の各位置について前記放射線画像検出器によって検出された複数の前記第２の周期パターン像を表す放射線画像信号を取得する放射線画像取得方法において、
前記複数の放射線画像信号を記憶するとともに、該記憶した複数の放射線画像信号を紐付けし、
該紐づけした１組の放射線画像信号群を一括して送信することを特徴とする放射線画像取得方法。
【請求項１】
格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、前記第１の周期パターン像が入射され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、該第２の格子によって形成された前記第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器と、前記第１の格子および第２の格子の少なくとも一方の格子を、該一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構とを備え、該走査機構による移動にともなって前記一方の格子の各位置について前記放射線画像検出器によって検出された複数の前記第２の周期パターン像を表す放射線画像信号を取得する放射線画像撮影装置において、
前記複数の放射線画像信号を記憶する記憶部と、
該記憶部に記憶された複数の放射線画像信号を紐付けする紐付け部と、
該紐付け部において紐づけされた１組の放射線画像信号群を一括して送信する通信部とを備えたことを特徴とする放射線画像撮影装置。
【請求項２】
前記放射線画像検出器と前記記憶部と前記紐付け部と前記通信部とが１つの筐体内に収容されたカセッテを備え、
該カセッテが、着脱可能に構成されたものであることを特徴とする請求項１記載の放射線画像撮影装置。
【請求項３】
前記記憶部に記憶された各放射線画像信号のうちの一部の範囲の放射線画像信号を取得する部分放射線画像信号取得部を備え、
前記紐付け部が、前記一部の範囲の各放射線画像信号を紐付けするものであり、
前記通信部が、前記紐付けされた１組の一部の範囲の放射線画像信号を一括送信するものであることを特徴とする請求項１または２記載の放射線画像撮影装置。
【請求項４】
前記一部の範囲が関心領域であることを特徴とする請求項３記載の放射線画像撮影装置。
【請求項５】
前記複数の放射線画像信号に対して圧縮処理を施す圧縮処理部を備え、
前記紐付け部が、前記圧縮処理の施された放射線画像信号を紐付けするものであり、
前記通信部が、前記紐付け部において紐づけされた１組の圧縮処理済の放射線画像信号群を一括して送信するものであることを特徴とする請求項１または２記載の放射線画像撮影装置。
【請求項６】
前記一部の範囲の複数の放射線画像信号に対して圧縮処理を施す圧縮処理部を備え、
前記紐付け部が、前記圧縮処理の施された放射線画像信号を紐付けするものであり、
前記通信部が、前記紐付け部において紐づけされた１組の圧縮処理済の放射線画像信号群を一括して送信するものであることを特徴とする請求項３または４記載の放射線画像撮影装置。
【請求項７】
前記紐付け部が、前記各放射線画像信号のヘッダ情報に基づいて紐付けを行うものであることを特徴とする請求項１から６いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項８】
前記紐付け部が、前記各放射線画像信号のヘッダ情報に含まれる患者情報に基づいて紐付けを行うものであることを特徴とする請求項７記載の放射線画像撮影装置。
【請求項９】
前記通信部が、無線通信を行うものであることを特徴とする請求項１から８いずれか１項記載の放射線画像撮影装置。
【請求項１０】
格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第１の周期パターン像を形成する第１の格子と、前記第１の周期パターン像が入射され、第２の周期パターン像を形成する第２の格子と、該第２の格子によって形成された前記第２の周期パターン像を検出する放射線画像検出器と、前記第１の格子および第２の格子の少なくとも一方の格子を、該一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構とを備えた放射線画像撮影装置を用いて、前記走査機構による移動にともなって前記一方の格子の各位置について前記放射線画像検出器によって検出された複数の前記第２の周期パターン像を表す放射線画像信号を取得する放射線画像取得方法において、
前記複数の放射線画像信号を記憶するとともに、該記憶した複数の放射線画像信号を紐付けし、
該紐づけした１組の放射線画像信号群を一括して送信することを特徴とする放射線画像取得方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【公開番号】特開２０１２−１４３５４８（Ｐ２０１２−１４３５４８Ａ）
【公開日】平成２４年８月２日（２０１２．８．２）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−２７５５８１（Ｐ２０１１−２７５５８１）
【出願日】平成２３年１２月１６日（２０１１．１２．１６）
【出願人】（３０６０３７３１１）富士フイルム株式会社 (25,513)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年８月２日（２０１２．８．２）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年１２月１６日（２０１１．１２．１６）
【出願人】（３０６０３７３１１）富士フイルム株式会社 (25,513)
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]