放射線画像撮影システム及びコリメータユニット
【課題】線源格子によるケラレとヒール効果とによるＸ線の減衰と、フィルタの配置により生じる焦点サイズの拡大とを抑え、放射線画像撮影システムの高画質化を図る。
【解決手段】線源格子１９のＸ線遮蔽部１９ａとＸ線透過部１９ｂとの延伸方向を、回転陽極４０の回転軸４３と平行にし、ヒール効果の発生方向がＸ線遮蔽部１９ａとＸ線透過部１９ｂの延伸方向と平行になるようにしている。これにより、ヒール効果により減少したＸ線が線源格子１９によるケラレによって更に減少するのを防止することができる。線質フィルタ４８は、Ｘ線の照射方向において線源格子１９の上流側に配置されているので、線質フィルタ４８により攪乱されたＸ線を線源格子１９により小焦点化することができる。
【解決手段】線源格子１９のＸ線遮蔽部１９ａとＸ線透過部１９ｂとの延伸方向を、回転陽極４０の回転軸４３と平行にし、ヒール効果の発生方向がＸ線遮蔽部１９ａとＸ線透過部１９ｂの延伸方向と平行になるようにしている。これにより、ヒール効果により減少したＸ線が線源格子１９によるケラレによって更に減少するのを防止することができる。線質フィルタ４８は、Ｘ線の照射方向において線源格子１９の上流側に配置されているので、線質フィルタ４８により攪乱されたＸ線を線源格子１９により小焦点化することができる。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、回転陽極型の放射線管を備えた放射線画像撮影システムと、この放射線画像撮影システムに用いられるコリメータユニットとに関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線により被検体を検査するＸ線画像撮影システムに用いられるＸ線管は、真空容器内に、陽極と陰極とが対向して配置され、陰極側に設けられたフィラメントより発生した熱電子を電子ビームとして陽極（ターゲット）に衝突させることにより、Ｘ線を発生する。陽極上の電子ビームの衝突点が、Ｘ線を放射するＸ線焦点と規定されている。
【０００３】
Ｘ線管には、陽極が固定された固定陽極型と、陽極が回転する回転陽極型とが知られているが、Ｘ線画像撮影装置には、固定陽極型よりもＸ線の高出力化が可能な回転陽極型のＸ線管が主に用いられている。図１６（Ａ）及び図１７（Ａ）に示すように、回転陽極型のＸ線管では、円板状の回転陽極１３０を回転させ、回転陽極１３０の外周に設けられた所定角度を有するターゲット面１３０ａに、陰極１３０のフィラメント１３１ａから照射された電子ビームを衝突させることによりＸ線を発生する。Ｘ線は、電子ビームの衝突位置であるＸ線焦点１３２から全方位に放射するが、図１６（Ｂ）及び図１７（Ｂ）に示すように、その強度分布は、陰極１３０から照射される電子ビームの軸と、放射されるＸ線の光軸とがなす面内の放射線の広がりにおいて（図１６の一点鎖線で囲まれた錘状の面）、陽極側に角度を持って放射されるＸ線ほど強度が弱くなる。この現象は、ヒール効果と呼ばれている。
【０００４】
回転陽極型のＸ線管は、回転陽極に回転ぶれが生じるため、Ｘ線焦点の見かけ上の寸法（実効的な寸法）が大きくなるといった問題がある。Ｘ線焦点の寸法が大きくなると、Ｘ線画像の鮮鋭度が低下するため、Ｘ線焦点の寸法は、できるだけ小さいほうが好ましい。特に、被検体からＸ線検出器を離して撮影する拡大撮影法では、小焦点が必要とされる。また、近年、Ｘ線が被検体を通過するときの屈折に生じる位相変化をＸ線画像検出器により検出して画像化する位相イメージングの開発が進んでいるが、この位相イメージングにおいても小焦点化が望まれている。
【０００５】
Ｘ線位相イメージングの一種として、２枚の透過型回折格子と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線画像撮影システムが知られている（例えば、特許文献１参照）。また、Ｘ線源の直後に、ライン状のＸ線遮蔽部とＸ線透過部とを交互に配置した周期パターンを有する線源格子を配置し、Ｘ線源からのＸ線を部分的に遮蔽して実効的な焦点サイズを縮小するとともに、幅の狭い多数の線光源の集合を（分散光源）を形成することも知られている（例えば、特許文献２参照）。特許文献１、２には、特定の波長のＸ線以外を除去して単色性を高めるフィルタを、Ｘ線の光路内に配置することも記載されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００８−２００３５９号公報
【特許文献２】特表２００８−５４５９８１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
Ｘ線源から照射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点を発光点とした広がりを持つコーンビーム状のＸ線錐である。したがって、図１８（Ａ）に示すように、Ｘ線源の直後に線源格子１３５を配置すると、線源格子１３５の周辺部においてＸ線がＸ線遮蔽部１３５ａにより部分的に遮られてしまう。これにより、同図（Ｂ）に示すように、周辺部分のＸ線強度は、２点鎖線で示す本来の強度から実線で示す状態まで低下してしまうので、Ｘ線画像検出器により生成される画像の周辺部のＳ／Ｎ比が悪化してしまう。特に、線源格子１３５のＸ線遮蔽部１３５ａの周期パターン方向においてＸ線のヒール効果が生じた場合、Ｘ線強度は破線で示す状態まで低下するため、周辺部のＳ／Ｎ比の悪化が著しくなり、画像視野内の画質ムラが発生し、診断に好ましくない影響を及ぼすという問題があった。
【０００８】
また、特許文献２記載の発明では、Ｘ線源から見て線源格子の下流側にフィルタが配置されているため、線源格子により擬似的に形成した分散光源が再び攪乱されて焦点サイズが大きくなり、画像の鮮鋭度が低下してしまう。
【０００９】
本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、線源格子によるケラレとヒール効果とによるＸ線の減衰と、フィルタの配置により生じる焦点サイズの拡大とを抑え、放射線画像撮影システムの高画質化を図ることを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記目的を達成するために、本発明の放射線画像撮影システムは、フィラメントから回転陽極に電子ビームを照射することにより放射線を発生する放射線管と、放射線の光軸に対し垂直で、かつ回転陽極の回転軸と平行な第１の方向に延伸された放射線遮蔽部を光軸と第１の方向とに直交する第２の方向に沿って所定ピッチで配列した線源格子と、放射線管に対向配置され、被検体を透過した放射線を検出する放射線画像検出器とを備えている。
【００１１】
放射線管と線源格子との間に放射線を濾過するフィルタを配置し、放射線がフィルタ、線源格子の順に通過するようにしてもよい。
【００１２】
また、線源格子及びフィルタと、線源格子の放射線照射方向の下流側に配置されて放射線の照射範囲を規定する絞り部と、絞り部を介して投光することにより放射線の照射範囲を表示する照明部とを有するコリメータユニットを備えてもよい。
【００１３】
本発明の放射線画像撮影システムには、線源格子と放射線画像検出器との間に、放射線を通過させて縞画像を生成する第１の格子と、縞画像の周期パターンに対して位相が異なる複数の相対位置で前記縞画像に強度変調を与える強度変調手段とを配置し、強度変調手段により各相対位置で強度変調された縞画像を前記放射線画像検出器により検出し、放射線画像検出器で取得された複数の縞画像に基づき、線源格子と第１の格子との間、若しくは第１の格子と強度変調手段との間に配置された被検体を放射線が通過する際に被検体により変調された位相情報から被検体の位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成手段を備えてもよい。
【００１４】
強度変調手段は、縞画像と同一方向の周期パターンを有する第２の格子と、第１及び第２の格子のいずれか一方を所定のピッチで移動させる走査手段とから構成してもよい。
【００１５】
第１及び第２の格子を吸収型格子とし、第１の格子は、放射線源からの放射線を縞画像として前記第２の格子に投影するようにしてもよい。
【００１６】
また、第１の格子を位相型格子とし、第１の格子は、タルボ干渉効果により、放射線源からの放射線を縞画像として第２の格子に射影するようにしてもよい。
【００１７】
また、放射線画像検出器が、放射線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを画素ごとに備えた放射線画像検出器であって、電荷収集電極が、縞画像と同一方向の周期パターンを有する複数の線状電極群が互いに位相が異なるように配列されてなるときには、強度変調手段をこの電荷収集電極により構成してもよい。
【００１８】
また、本発明のコリメータユニットは、放射線の光軸に対し垂直で、かつ回転陽極の回転軸と平行な第１の方向に延伸された放射線遮蔽部を、前記光軸と前記第１の方向とに直交する第２の方向に沿って所定ピッチで配列した線源格子から構成してもよい。また、放射線を濾過するフィルタを用いる場合は、放射線管と線源格子との間にフィルタを配置し、放射線がフィルタ、線源格子の順に通過するようにすることが好ましい。更に、線源格子の放射線照射方向の下流側に、放射線の照射範囲を規定する絞り部と、絞り部を介して投光することにより放射線の照射範囲を表示する照明部とを設けてもよい。
【発明の効果】
【００１９】
本発明の放射線画像撮影システム及びコリメータユニットによれば、線源格子のＸ線遮蔽部の延伸方向を、回転陽極の回転軸と平行にし、ヒール効果の発生方向がＸ線遮蔽部の延伸方向と平行になるようにしているので、ヒール効果により減少したＸ線が線源格子によるケラレによって更に減少するのを防止することができる。また、フィルタを放射線の照射方向において線源格子の上流側に配置したので、フィルタにより攪乱された放射線を線源格子により小焦点化することができる。これにより、線源格子の下流側にフィルタを配置する場合に比べ、画像の先鋭度が向上する。更に、線源格子、フィルタ、絞り部及び照明部等をコリメータユニットとして一体化したので、撮影時の取り扱い性が向上する。
【００２０】
また、線源格子と放射線画像検出器との間に配置した第１格子、強度変調手段等により位相コントラスト画像の撮影を行なうことができる。更に、強度変調手段として、第２の格子と走査手段とを用いたもの、第１及び第２の格子として吸収型格子を用いたもの、第１の格子に位相型格子を用いてタルボ干渉効果を利用したもの、周期パターンを有する電荷収集電極を備えた放射線画像検出器を用いるもの等、様々な構成において位相コントラスト画像の撮影を行なうことができる。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】本発明の第１実施形態に係るＸ線画像撮影システムの構成を示す模式図である。
【図２】Ｘ線撮影システムの構成を示すブロック図である。
【図３】Ｘ線源の構成を示す断面図である。
【図４】Ｘ線源の内部構成を示す斜視図である。
【図５】フラットパネル検出器の構成を示す模式図である。
【図６】第１実施形態に係るＸ線画像撮影システムの構成を示す斜視図である。
【図７】被検体によるＸ線の屈折を説明するための説明図である。
【図８】縞走査法を説明するための説明図である。
【図９】縞走査に伴って変化する画素データ（強度変調信号）を例示するグラフである。
【図１０】臥位状態で撮影を行なう第２実施形態に係るＸ線画像撮影システムの構成を示す模式図である。
【図１１】Ｕアームを有する第３実施形態に係るＸ線画像撮影システムの構成を示す模式図である。
【図１２】第３実施形態に係るＸ線画像撮影システムの斜視図である。
【図１３】マンモグラフィ装置に関する第４実施形態に係るＸ線撮影システムの構成を示す模式図である。
【図１４】位相コントラスト画像と吸収画像との撮影が可能な第５実施形態に係るＸ線画像撮影システムの構成を示す模式図である。
【図１５】電極群により強度変調を行なう第６実施形態に係るＸ線検出器の構成を示す模式図である。
【図１６】回転陽極型のＸ線管において発生するヒール効果についての説明図である。
【図１７】回転陽極型のＸ線管においてヒール効果が発生しない方向を示す説明図である。
【図１８】線源格子によるＸ線のケラレを示す説明図である。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
［第１実施形態］
本発明の第１実施形態に係るＸ線画像撮影システム１０の全体構成について説明する。図１及び図２において、Ｘ線画像撮影システム１０は、被検体（患者）Ｈを立位状態で撮影するＸ線診断装置であって、被検体ＨにＸ線を照射するＸ線源１１と、Ｘ線源１１に対向配置され、Ｘ線源１１から被検体Ｈを透過したＸ線を検出して画像データを生成する撮影部１２と、操作者の操作に基づいてＸ線源１１の曝射動作や撮影部１２の撮影動作を制御するとともに、撮影部１２により取得された画像データを演算処理して位相コントラスト画像を生成するコンソール１３とに大別される。
【００２３】
Ｘ線源１１は、Ｘ線源制御部１５の制御に基づき、高電圧発生回路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１７と、Ｘ線管１７から発せられたＸ線のうち、被検体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コリメータユニット１８とから構成されている。コリメータユニット１８内には、Ｘ線管１７から放射されたＸ線を部分的に遮蔽して実効的な焦点サイズを縮小するとともに、幅の狭い多数の線光源の集合を（分散光源）を形成する線源格子１９が設けられている。
【００２４】
Ｘ線源１１は、天井から吊り下げられたＸ線源保持装置２１により上下方向（ｘ方向）に移動自在に保持されている。Ｘ線源保持装置２１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２１ａと、上下方向に連結された複数の支柱部２１ｂとからなる。台車部２１ａには、支柱部２１ｂ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。
【００２５】
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）２３、被検体ＨによるＸ線の位相変化（角度変化）を検出し位相イメージングを行うための第１の吸収型格子２４及び第２の吸収型格子２５が設けられている。ＦＰＤ２３は、検出面がＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交するように配置されている。詳しくは後述するが、第１及び第２の吸収型格子２４，２５は、ＦＰＤ２３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２の吸収型格子２５を格子方向と直交する方向に並進移動させることにより、第１の吸収型格子２４に対する第２の吸収型格子２５との相対位置を変化させる走査機構２６が設けられている。この走査機構２６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。なお、第２の吸収型格子２５及び走査機構２６が特許請求の範囲に記載の強度変調手段に対応している。また、第２の吸収型格子２５に代えて第１の吸収型格子２４を移動させてもよい。
【００２６】
撮影部１２は、床上に設置された立位スタンド２８により上下方向に移動自在に保持されている。立位スタンド２８は、床に設置された本体２８ａに、撮影部１２を保持する保持部２８ｂが上下方向に移動自在に取り付けられている。保持部２８ｂは、上下方向に離間して配置された２つのプーリ２８ｃの間に掛架された無端ベルト２８ｄに接続され、プーリ２８ｃ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３０により制御される。なお、Ｘ線源１１と同様に、天井から吊り下げられた懸垂型の保持装置により、撮影部１２を保持してもよい。
【００２７】
また、立位スタンド２８には、プーリ２８ｃまたは無端ベルト２８ｄ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２１に供給される。Ｘ線源保持装置２１は、供給された検出値に基づいて支柱部２１ｂ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。
【００２８】
コンソール１３には、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等からなる制御装置３０が設けられている。制御装置３０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３１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３２と、Ｘ線画像を記憶する画像記憶部３３と、Ｘ線画像等を表示するモニタ３４と、Ｘ線画像撮影システム１０の各部と接続されるインターフェース（Ｉ／Ｆ）３５とがバス３６を介して接続されている。
【００２９】
入力装置３１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３１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３４は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置３０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。
【００３０】
次に、Ｘ線源１１について説明する。図３及び図４に示すように、Ｘ線管１７は、熱電子を電子ビームとして放出するフィラメント３８を有する陰極３９と、電子ビームが照射されることによりＸ線を放出する回転陽極（ターゲット）４０とを備えている。フィラメント３８及び回転陽極４０は、真空（１０−７ｍｍＨｇ程度）の管容器４１の中に配置されている。
【００３１】
陰極３９は、管容器４１の所定箇所に固設されている。回転陽極４０の中央には、回転軸４３が接続されている。この回転軸４３は、管容器４１に設けられた軸受（図示せず）により回転自在に軸支されている。また、回転軸４３は、管容器４１を介して回転軸４３の周囲に設けられたコイルと共に誘導型モータを構成して回転するようになっている。
【００３２】
回転陽極４０は、金属材（タングステンやタングステン合金など）によりほぼ円盤形状に形成されており、その周辺部が所定の角度で傾斜したターゲット面４０ａを形成している。高電圧発生回路１６は、陰極３９と回転陽極４０との間に高電圧を印加する。陰極３９には、図示しないフィラメント加熱回路により加熱電流が供給され、フィラメント３８が加熱される。
【００３３】
フィラメント３８は、加熱されると熱電子を発生する。この熱電子は、高電圧発生回路１６により印加される高電圧により加速され、電子ビームとなって回転陽極４０のターゲット面４０ａに衝突し、ターゲット面４０ａに形成されるＸ線焦点４５からＸ線が放射される。Ｘ線焦点４５から放射されたコーンビーム状のＸ線は、管容器４１の一部に設けられた透過部４１ａを通過し、コリメータユニット１９を介して被検体Ｈに照射される。
【００３４】
Ｘ線焦点４５から放射されたＸ線の強度分布には、図１６及び図１７に示す回転陽極１３０と同様にヒール効果が生じるので、Ｘ線強度は、ターゲット面４０ａの接線方向に近づくにつれて徐々に小さくなる。
【００３５】
コリメータユニット１８は、波長によって吸収率が異なることを利用して、Ｘ線１１から放射されたＸ線のスペクトルを調整する線質フィルタ４８と、上述した線源格子１９と、管球焦点から所定の距離においてＸ線の光軸に対して垂直な面内のＸ線が照射される範囲または分布を制限する遮蔽ユニット５０と、遮蔽ユニット５０により制限されたＸ線の範囲または分布を表示するための照明ユニット４９と、これらを収容した状態で管容器４１に保持されたケース５１とを備えている。ケース５１には、被検体Ｈに向けてＸ線を照射する開口５１ａが設けられている。
【００３６】
線質フィルタ４８は、その線質フィルタ４８を配置する位置において、Ｘ線の光軸に対して垂直な面内のＸ線の全部が入射するサイズを有している。線質フィルタ４８は、例えば、Ａｌ、Ｃｕ、Ｍｏ、Ｒｈ等のいずれか、またはこれらを複数組み合わせたものからなり、その厚さは０．０１〜１ｍｍである。
【００３７】
線源格子１９は、ｚ方向に直交する面内の一方向（以下、ｙ方向という）に延伸した複数のＸ線遮蔽部１９ａとＸ線透過部１９ｂとが、ｚ方向及びｙ方向に直交する方向（以下、ｘ方向という）に所定のピッチで交互に配列されたものであり、線源格子１９が配置される位置において、Ｘ線の光軸を中心としたＸ線分布の面積よりも大きなサイズを有していることが好ましい。Ｘ線遮蔽部１９ａの材料としては、Ｘ線吸収性に優れる金属が好ましく、例えば、Ａｕ、Ｐｔ、Ｎｉ、Ｗ、Ｍｏ等が好ましい。また、Ｘ線透過部１９ｂの材料としては、Ｘ線遮蔽部１９ａの形状を維持し、かつＸ線の透過性を有する高分子や軽金属等のＸ線低吸収材、例えば、Ｓｉ等が好ましい。
【００３８】
照明ユニット（照明部）４９は、可視光を放射するランプ４９ａと、ランプ４９ａから放射された光を反射して進行方向をケース５１の開口５１ａに変更するミラー４９ｂとを備えている。ランプ４９ａとミラー４９ｂとは、Ｘ線管１７から放射されたＸ線と同様な照射範囲を有する光を開口５１ａから照射できるように配置されているので、被検体Ｈまたは撮影部１２に照射された光により、Ｘ線の照射範囲を確認することができる。また、照明ユニット４９は、Ｘ線に影を生じさせないように配置されているので、照明ユニット４９によりＸ線が減衰することはない。また、ミラー４９ｂには、Ｘ線透過性が高いものを用いるのが好ましい。
【００３９】
遮蔽ユニット（絞り部）５０は、ｘ方向においてＸ線の光軸に対して垂直な面内のＸ線分布または面積を変更する第１遮蔽部５３と、ｙ方向のＸ線分布または面積を変更する第２遮蔽部５４とを有する。第１遮蔽部５３及び第２遮蔽部５４は、それぞれｘ方向及びｙ方向に移動可能にされた一対のＸ線遮蔽板５３ａ、５３ｂ及び５４ａ、５４ｂと、これらのＸ線遮蔽板を移動させる遮蔽板駆動機構５５とを有する、いわゆるダブルリーフ構造となっており、Ｘ線遮蔽板５３ａ、５３ｂ及び５４ａ、５４ｂによりＸ線の照射範囲が規定される。Ｘ線遮蔽板５３ａ、５３ｂ及び５４ａ、５４ｂには、Ｘ線吸収性に優れた鉛などが用いられている。
【００４０】
Ｘ線管１７から放射されたＸ線は、線質フィルタ４８、線源格子１９、照明ユニット４９、遮蔽ユニット５０の順に伝播するように、被検体Ｈに照射される。線質フィルタ４８は、Ｘ線の照射方向において線源格子１９の上流側に配置されているので、線質フィルタ４８により攪乱されたＸ線を線源格子１９により小焦点化することができる。また、線源格子１９のＸ線遮蔽部１９ａとＸ線透過部１９ｂとの延伸方向を、回転陽極４０の回転軸と平行にしたので、ヒール効果の発生方向がＸ線遮蔽部１９ａとＸ線透過部１９ｂの延伸方向と平行になる。更に、線質フィルタ４８、線源格子１９、照明ユニット４９、遮蔽ユニット５０をケース５１内に組み込んでコリメータユニット１８としたので、容易に一体に取り扱うことができる。
【００４１】
図５において、ＦＰＤ２３は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素５９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６０と、受像部６０からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路６１と、各画素５９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６２と、画像データをコンソール１３のＩ／Ｆ３５を介して演算処理部３２に送信するデータ送信回路６３とから構成されている。なお、走査回路６１と各画素５９とは、行毎に走査線６４によって接続されており、読み出し回路６２と各画素５９とは、列毎に信号線６５によって接続されている。
【００４２】
画素５９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Ｘ線検出素子として構成することができる。各画素５９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６４、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線６５に接続される。ＴＦＴスイッチが走査回路６１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６５に読み出される。
【００４３】
なお、画素５９は、酸化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ３）やヨウ化セシウム（ＣｓＩ）等からなるシンチレータ（図示せず）でＸ線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード（図示せず）で電荷に変換して蓄積する間接変換型のＸ線検出素子として構成することも可能である。また、本実施形態では、放射線画像検出器としてＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤを用いているが、これに限られず、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放射線画像検出器を用いることも可能である。
【００４４】
読み出し回路６２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５９から信号線６５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、ＦＰＤ２３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。
【００４５】
Ｘ線画像撮影システム１０の概略的な斜視図である図６に示すように、第１の吸収型格子２４は、線源格子１９と同様に、ｙ方向に延伸した複数のＸ線遮蔽部２４ａとＸ線透過部２４ｂとがｘ方向に所定のピッチで交互に配列されたものである。同様に、第２の吸収型格子２５は、ｙ方向に延伸した複数のＸ線遮蔽部２５ａ及びＸ線透過部２５ｂが、ｘ方向に所定のピッチで配列されたものである。Ｘ線遮蔽部２４ａ，２５ａの材料としては、線源格子１９と同様に、Ａｕ、Ｐｔ、Ｎｉ、Ｗ、Ｍｏ等が好ましく、Ｘ線透過部１９ｂの材料としてはＳｉ等が好ましい。
【００４６】
図７において、第１の吸収型格子２４のＸ線遮蔽部２４ａは、ｘ方向に所定のピッチｐ１で、互いに所定の間隔ｄ１を空けて配列されている。同様に、第２の吸収型格子２５のＸ線遮蔽部２５ａは、ｘ方向に所定のピッチｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２を空けて配列されている。また、線源格子１９のＸ線遮蔽部１９ａも、ｘ方向に所定のピッチｐ３で、互いに所定の間隔ｄ３を空けて配列されている。Ｘ線遮蔽部１９ａ，２４ａ，２５ａは、それぞれ不図示のＸ線透過性基板（例えば、ガラス基板）上に配置されたものである。第１〜第３の吸収型格子１９，２４，２５は、入射Ｘ線に位相差を与えるものでなく、強度差を与えるものであるため、振幅型格子とも称される。なお、Ｘ線透過部１９ｂ、２４ｂ、２５ｂをスリットとして描いたが、高分子や軽金属等のＸ線低吸収材が充填されていてもよい。
【００４７】
第１及び第２の吸収型格子２４，２５は、タルボ干渉効果の有無に係らず、Ｘ線透過部２４ｂ、２５ｂを通過したＸ線が幾何学的に投影されるように構成されている。具体的には、間隔ｄ１，ｄ２を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線のピーク波長より十分大きな値とすることで、照射Ｘ線に含まれる大部分のＸ線をＸ線透過部２４ｂ、２５ｂで回折させずに、直進性を保ったまま通過するように構成する。例えば、前述のＸ線管１７の回転陽極４０としてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、Ｘ線のピーク波長は、約０．４Åである。この場合には、間隔ｄ１，ｄ２を、１〜１０μｍ程度とすれば、スリット部で大部分のＸ線が回折されずに幾何学的に投影される。この場合、格子ピッチｐ１，ｐ２は、２〜２０μｍ程度の大きさである。
【００４８】
Ｘ線源１１から照射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点を発光点としたコーンビームであるため、第１の吸収型格子２４を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像または縞画像と称する）は、実質的にＸ線焦点となる線源格子１９からの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子２５の格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、そのＸ線透過部２５ｂが、第２の吸収型格子２５の位置におけるＧ１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、線源格子１９から第１の吸収型格子２４までの距離をＬ１、第１の吸収型格子２４から第２の吸収型格子２５までの距離をＬ２とした場合に、格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、次式（１）及び（２）の関係を満たすように決定される。
【００４９】
【数１】
【００５０】
【数２】
【００５１】
また、線源格子１９の格子ピッチｐ３は、次式（３）を満たすように設定される。
【００５２】
【数３】
【００５３】
第１の吸収型格子２４から第２の吸収型格子２５までの距離Ｌ２は、タルボ干渉計の場合には、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本実施形態の撮影部１２では、第１の吸収型格子２４が入射Ｘ線を回折させずに投影させる構成であって、第１の吸収型格子２４のＧ１像が、第１の吸収型格子２４の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離Ｌ２を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。
【００５４】
上記のように本実施形態の撮影部１２は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第１の吸収型格子２４でＸ線の回折が生じ、タルボ干渉効果が生じていると仮定した場合のタルボ干渉距離Ｚは、第１の吸収型格子２４の格子ピッチｐ１、Ｘ線波長（ピーク波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、次式（４）で表される。
【００５５】
【数４】
【００５６】
本実施形態では、前述のように距離Ｌ２をタルボ干渉距離と無関係に設定することができるため、撮影部１２のｚ方向への薄型化を目的とし、距離Ｌ２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ干渉距離Ｚより短い値に設定する。すなわち、距離Ｌ２は、次式（５）を満たす範囲の値に設定される。
【００５７】
【数５】
【００５８】
Ｘ線遮蔽部１９ａ、２４ａ、２５ａは、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、Ｘ線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上記したＸ線吸収性に優れる材料（Ａｕ、Ｐｔ、Ｎｉ、Ｗ、Ｍｏ等）を用いたとしても、吸収されずに透過するＸ線が少なからず存在する。このため、Ｘ線の遮蔽性を高めるためには、Ｘ線遮蔽部１９ａ、２４ａ、２５ａのそれぞれの厚み（ｚ方向の厚さ）をできるだけ厚くすること（すなわち、アスペクト比を高めること）が好ましい。例えば、Ｘ線管の管電圧が５０ｋＶの場合に、照射Ｘ線の９０％以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、Ｘ線遮蔽部１９ａ、２４ａ、２５ａの厚みは、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。
【００５９】
以上のように構成された第１及び第２の吸収型格子２４，２５では、第１の吸収型格子２４のＧ１像（縞画像）と第２の吸収型格子２５との重ね合わせにより強度変調された縞画像がＦＰＤ２３によって撮像される。第２の吸収型格子２５の位置におけるＧ１像のパターン周期と、第２の吸収型格子２５の格子ピッチｐ２とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じており、この微小な差異により、強度変調された縞画像にはモアレ縞が生じる。また、第１及び第２の吸収型格子２４、２５の格子配列方向に誤差が生じ、配列方向が同一でない場合には、いわゆる回転モアレが発生する。しかし、縞画像にこのようなモアレ縞が発生した場合でも、モアレ縞のｘ方向またはｙ方向の周期が画素５９の配列ピッチよりも大きい範囲であれば特に問題が生じることはない。理想的にはモアレ縞を発生させないことが好ましいが、モアレ縞は、縞走査の走査量（第２の吸収型格子２５の並進距離）を確認するために利用することができる。
【００６０】
Ｘ線源１１と第１の吸収型格子２４との間に被検体Ｈを配置すると、ＦＰＤ２３により検出される縞画像は、被検体Ｈにより変調を受ける。この変調量は、被検体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、ＦＰＤ２３で検出された縞画像を解析することによって、被検体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。
【００６１】
次に、縞画像の解析方法について説明する。図７には、被検体Ｈのｘ方向に関する位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折される１つのＸ線が例示されている。符号６８は、被検体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６８を進むＸ線は、第１及び第２の吸収型格子２４，２５を通過してＦＰＤ２３に入射する。符号６９は、被検体Ｈが存在する場合に、被検体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６９を進むＸ線は、第１の吸収型格子２４を通過した後、第２の吸収型格子２５のＸ線遮蔽部２５ａにより遮蔽される。
【００６２】
被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体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（６）で表される。
【００６３】
【数６】
【００６４】
第１の吸収型格子２４から第２の吸収型格子２５の位置に投射されたＧ１像は、被検体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位することになる。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式（７）で表される。
【００６５】
【数７】
【００６６】
ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、次式（８）で表される。
【００６７】
【数８】
【００６８】
このように、被検体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量Δｘは、被検体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、ＦＰＤ２３で検出される各画素５９の強度変調信号の位相ズレ量ψ（被検体Ｈがある場合とない場合とでの各画素５９の強度変調信号の位相のズレ量）に、次式（９）のように関連している。
【００６９】
【数９】
【００７０】
したがって、各画素５９の強度変調信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（８）から屈折角φが求まり、式（７）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、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被検体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。本実施形態では、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。
【００７１】
縞走査法では、第１及び第２の吸収型格子２４，２５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撮影を行う（すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う）。本実施形態では、前述の走査機構２６により第２の吸収型格子２５を移動させる。第２の吸収型格子２５の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子２５の格子周期の１周期（格子ピッチｐ２）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。このように、格子ピッチｐ２を整数分の１ずつ第２の吸収型格子２５を移動させながら、ＦＰＤ２３で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素の強度変調信号を取得し、前述の演算処理部３２で演算処理することにより、各画素の強度変調信号の位相ズレ量ψを得る。この位相ズレ量ψの２次元分布が位相微分像に相当する。
【００７２】
図８は、格子ピッチｐ２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）ずつ第２の吸収型格子２５を移動させる様子を模式的に示している。走査機構２６は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に、第２の吸収型格子２５を順に並進移動させる。なお、同図では、第２の吸収型格子２５の初期位置を、被検体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子２５の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部２５ａ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。
【００７３】
まず、ｋ＝０の位置では、主として、被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の吸収型格子２５を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の吸収型格子２５を移動させていくと、第２の吸収型格子２５を通過するＸ線は、被検体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、被検体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２の位置では、主として、被検体Ｈにより屈折されたＸ線のみが第２の吸収型格子２５を通過する。ｋ＝Ｍ／２の位置を超えると、逆に、第２の吸収型格子２５を通過するＸ線は、被検体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が増加する。
【００７４】
ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、ＦＰＤ２３により撮影を行うと、各画素５９について、Ｍ個の画素データが得られる。以下に、このＭ個の画素データから上記各画素５９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。第２の吸収型格子２５の位置ｋにおける各画素５９の画素データをＩｋ（ｘ）と標記すると、Ｉｋ（ｘ）は、次式（１０）で表される。
【００７５】
【数１０】
【００７６】
ここで、ｘは、画素のｘ方向に関する座標であり、Ａ０は入射Ｘ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、φ（ｘ）は、上記屈折角φを画素５９の座標ｘの関数として表したものである。
【００７７】
次いで、次式（１１）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、式（１２）のように表される。
【００７８】
【数１１】
【００７９】
【数１２】
【００８０】
ここで、ａｒｇ［ ］は、偏角の抽出を意味しており、上記位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素５９で得られたＭ個の画素データ（強度変調信号）から、式（１２）に基づいて位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ（ｘ）が求まり、位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まる。
【００８１】
具体的には、各画素５９で得られたＭ個の画素データは、図９に示すように、第２の吸収型格子２５の位置ｋに対して、格子ピッチｐ２の周期で周期的に変化する。同図中の破線は、被検体Ｈが存在しない場合の画素データの変化を示しており、同図中の実線は、被検体Ｈが存在する場合の画素データの変化を示している。この両者の波形の位相差が上記位相ズレ量ψに対応する。
【００８２】
以上の説明では、画素５９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方向に関する２次元的な位相ズレの分布ψ（ｘ，ｙ）が得られる。この位相ズレの分布ψ（ｘ，ｙ）が位相微分像に対応する。
【００８３】
この位相微分像は、演算処理部３２に入力される。演算処理部３２は、入力された位相微分像をｘ軸に沿って積分することにより、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を生成し、これを位相コントラスト画像として画像記憶部３３に記憶する。
【００８４】
次に、上記実施形態の作用について説明する。Ｘ線画像撮影システム１０において、Ｘ線源１１と撮影図１２との間に被検体Ｈを配した状態で、操作者により、撮影指示がコンソール１３から入力されると、制御装置３０によりＸ線画像撮影システム１０の各部が制御され、第２の吸収型格子２５を第１の吸収型格子２４に対して移動させながら、各走査位置で、Ｘ線源１１による曝射及びＦＰＤ２３による検出動作が行われる。
【００８５】
Ｘ線源１１は、各走査位置における曝射期間中に、陰極３９から回転陽極４０に向けて電子ビームが照射され、ターゲット面４０ａのＸ線焦点４５からＸ線が放射される。Ｘ線焦点４５から放射されたＸ線は、線質フィルタ４８、線源格子１９、照明ユニット４９、遮蔽ユニット５０の順に伝播するように、被検体Ｈに照射される。
【００８６】
Ｘ線焦点４５から放射されるＸ線には、図１６及び図１７に示す回転陽極１３０と同様にヒール効果が生じるが、線源格子１９のＸ線遮蔽部１９ａとＸ線透過部１９ｂとの延伸方向を、回転陽極４０の回転軸と平行にし、ヒール効果の発生方向がＸ線遮蔽部１９ａとＸ線透過部１９ｂの延伸方向と平行になるようにしているので、ヒール効果により減少したＸ線が線源格子１９によるケラレによって更に減少するのを防止することができる。また、線質フィルタ４８は、Ｘ線の照射方向において線源格子１９の上流側に配置されているので、線質フィルタ４８により攪乱されたＸ線を線源格子１９により小焦点化することができる。これにより、線源格子の下流側に線質フィルタを配置していた従来技術に比べ、画像の先鋭度が向上する。
【００８７】
［第２実施形態］
図１０は、本発明の第２実施形態に係るＸ線画像撮影システム７５を示す。このＸ線画像撮影システム７５は、被検体（患者）Ｈを臥位状態で撮影するＸ線診断装置であって、Ｘ線源１１及び撮影部１２の他に、被検体Ｈを寝載するベッド７６を備える。Ｘ線源１１及び撮影部１２は、上記第１実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、第１実施形態と同一の符号を付している。以下、第１実施形態との差異についてのみ説明する。その他の構成及び作用については、上記第１実施形態と同様であるため説明は省略する。
【００８８】
本実施形態では、撮影部１２は、被検体Ｈを介してＸ線源１１に対向するように、天板７７の下面側に取り付けられている。一方のＸ線源１１は、Ｘ線源保持装置２１によって保持されており、Ｘ線源１１の角度変更機構（図示せず）によりＸ線照射方向が下方向とされている。Ｘ線源１１は、この状態で、ベッド７６の天板７７に寝載された被検体ＨにＸ線を照射する。Ｘ線源保持装置２１は、支柱部２１ｂの伸縮によりＸ線源１１の上下動を可能とするため、この上下動により、Ｘ線焦点からＦＰＤ２３の検出面までの距離を調整することができる。
【００８９】
前述のように、撮影部１２は、第１の吸収型格子２４と第２の吸収型格子２５との間の距離Ｌ２を短くすることができ、薄型化が可能であるため、ベッド７６の天板７７を支持する脚部７８を短くし、天板７７の位置を低くすることができる。例えば、撮影部１２を薄型化し、天板７７の位置を、被検体（患者）Ｈが容易に腰掛けられる程度の高さ（例えば、床上４０ｃｍ程度）とすることが好ましい。また、天板７７の位置を低くすることは、Ｘ線源１１から撮影部１２までの十分な距離を確保するうえでも好ましい。
【００９０】
なお、上記Ｘ線源１１と撮影部１２との位置関係とは逆に、Ｘ線源１１をベッド７６に取り付け、撮影部１２を天井側に設置することで、被検体Ｈの臥位撮影を行うことも可能である。
【００９１】
［第３実施形態］
図１１及び図１２は、本発明の第３実施形態に係るＸ線画像撮影システム８０を示す。このＸ線画像撮影システム８０は、被検体（患者）Ｈを立位状態及び臥位状態で撮影することを可能とするＸ線診断装置であって、Ｘ線源１１及び撮影部１２が、旋回アーム８１によって保持されている。この旋回アーム８１は、基台８２に旋回可能に連結されている。Ｘ線源１１及び撮影部１２は、上記第１実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、第１実施形態と同一の符号を付している。以下、第１実施形態との差異についてのみ説明する。その他の構成及び作用については、上記第１実施形態と同様であるため説明は省略する。
【００９２】
旋回アーム８１は、ほぼＵ字状の形状をしたＵ字状部８１ａと、このＵ字状部８１ａの一端に接続された直線状の直線状部８１ｂとからなる。Ｕ字状部８１ａの他端には、撮影部１２が取り付けられている。直線状部８１ｂには、その延伸方向に沿って第１の溝８３が形成されており、この第１の溝８３に、Ｘ線源１１が摺動自在に取り付けられている。Ｘ線源１１と撮影部１２とは対向しており、Ｘ線源１１を第１の溝８３に沿って移動させることにより、Ｘ線焦点からＦＰＤ２３の検出面までの距離を調整することができる。
【００９３】
また、基台８２には、上下方向に延伸した第２の溝８４が形成されている。旋回アーム８１は、Ｕ字状部８１ａと直線状部８１ｂとの接続部に設けられた連結機構８５により、第２の溝８４に沿って上下方向に移動自在となっている。また、旋回アーム８１は、連結機構８５により、ｙ方向に沿う回転軸Ｃを中心として旋回可能となっている。図１１に示す立位撮影状態から、旋回アーム８１を、回転軸Ｃを中心として時計回りに９０°回動させるとともに、被検体Ｈを寝載するベッド（図示せず）の下に撮影部１２を配置することで、臥位撮影が可能となる。なお、旋回アーム８１は、９０°の回動に限られず、任意の角度の回動を行うことができ、立位撮影（水平方向）及び臥位撮影（上下方向）以外の方向での撮影が可能である。
【００９４】
本実施形態では、旋回アーム８１でＸ線源１１及び撮影部１２を保持しているため、上記第１及び第２実施形態と比べて、Ｘ線源１１から撮影部１２までの距離を容易かつ精度よく設定することができる。
【００９５】
なお、本実施形態では、Ｕ字状部８１ａに撮影部１２を配設し、直線状部８１ｂにＸ線源１１を配設しているが、いわゆるＣアームを用いたＸ線診断装置のように、Ｃアームの一端に撮影部１２を配設し、該Ｃアームの他端にＸ線源１１を配設するようにしてもよい。
【００９６】
［第４実施形態］
次に、本発明をマンモグラフィ（Ｘ線乳房撮影）に適用した例を示す。図１３に示すマンモグラフィ装置９０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９０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９１の一端に配設されたＸ線源収納部９２と、アーム部材９１の他端に配設された撮影台９３と、撮影台９３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板９４とを備える。
【００９７】
Ｘ線源収納部９２にはＸ線源１１が収納されており、撮影台９３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９４は、移動機構（図示せず）により移動し、撮影台９３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。
【００９８】
なお、Ｘ線源１１及び撮影部１２は、上記第１実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、第１実施形態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、上記第１実施形態と同様であるため説明は省略する。
【００９９】
［第５実施形態］
図１４に示すように、第５実施形態に係るＸ線画像撮影システム１００は、位相コントラスト画像の撮影と、通常の吸収画像の撮影とを兼用できるようにしたＸ線診断装置であり、これらの撮影切替え時に線源格子１９と第１、第２の吸収型格子２４、２５とを移動させる格子移動機構１０１〜１０３を備えている。格子移動機構１０１〜１０３は、吸収画像の撮影を行なう吸収撮影モード時に、線源格子１９と第１、第２の吸収型格子２４、２５とを破線で示すようにＸ線の光路外に退避させ、位相コントラスト画像の撮影を行なう位相撮影モード時には、線源格子１９と第１、第２の吸収型格子２４、２５とをＸ線の光路内に戻す。格子移動機構１０１〜１０３は、上述した制御装置３０により制御される。
【０１００】
また、格子移動機構１０１〜１０３は、線源格子１９と第１、第２の吸収型格子２４、２５とをＸ線の光路内に戻したときに、各格子間の位置ずれを調整するため、線源格子１９と第１、第２の吸収型格子２４、２５とを回転させる機能も備えている。この位置ずれ調整では、例えば、格子１９、２４、２５の少なくとも１つが、Ｘ線の光軸Ａを通るｘ、ｙ、ｚ軸のいずれかの周りで回転される。
【０１０１】
コリメータユニット１８には、撮影部１２との間の距離を例えば光学的に測定する測距部１０５が設けられている。制御装置３０は、撮影モードが吸収撮影モードから位相撮影モードに切り替わる際に、測距部１０５にコリメータユニット１８から撮影部１２までの距離を測定させる。制御装置３０は、測距部１０５の測定結果に基づいて、Ｘ線焦点４５から線源格子１９及び第１、第２の吸収型格子２４、２５、及びＦＰＤ２３までの現在の距離を算出し、これらの距離が位相撮影モードにおいて適切になるように、Ｘ線源保持装置２１、立位スタンド２８及び各格子移動機構１０１〜１０３を制御して、Ｘ線源１１、線源格子１９、第１、第２の吸収型格子２４、２５及びＦＰＤ２３を移動させる。
【０１０２】
なお、Ｘ線源１１及び撮影部１２は、上記第１実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、第１実施形態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、上記第１実施形態と同様であるため説明は省略する。
【０１０３】
また、上記実施形態では、第１及び第２の吸収型格子２４，２５を、Ｘ線透過部２４ｂ、２５ｂを通過したＸ線を線形的に投影するように構成しているが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、スリット部でＸ線を回折することにより、いわゆるタルボ干渉効果が生じる構成（特許第４４４５３９７号公報、「C.David, et al., Applied Physics Letters, Vol.81, No.17, 2002年10月, 3287頁」等の論文に記載の構成）としてもよい。ただし、この場合には、第１及び第２の吸収型格子２４，２５の間の距離Ｌ２をタルボ干渉距離に設定する必要がある。また、この場合には、第１の吸収型格子２４に代えて、位相型格子（位相型回折格子）を用いることが可能であり、第１の吸収型格子２４に代えて用いた位相型格子は、タルボ干渉効果により生じる縞画像（自己像）を、第２の吸収型格子２５に射影する。また、Ｘ線に代えてレーザ光を利用してもよい（「Hector Canabal, et al., Applied Optics, Vol.37, No.26, 1998年9月, 6227頁」等の論文に記載の構成）。
【０１０４】
さらに、上記実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１の吸収型格子２４との間に配置しているが、被検体Ｈを第１の吸収型格子２４と第２の吸収型格子２５との間に配置した場合にも同様に位相コントラスト画像の生成が可能である。
【０１０５】
［第６実施形態］
また、上記各実施形態では、第２の吸収型格子２５がＦＰＤ２３とは独立して設けられているが、特開平２００９−１３３８２３号公報に開示された構成のＸ線画像検出器を用いることにより、第２の吸収型格子２５を排することができる。このＸ線画像検出器は、Ｘ線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを備えた直接変換型のＸ線画像検出器において、各画素の電荷収集電極が、一定の周期で配列された線状電極を互いに電気的に接続してなる複数の線状電極群を、互いに位相が異なるように配置することにより構成されており、電荷収集電極が特許請求の範囲に記載の強度変調手段を構成している。
【０１０６】
図１５は、本実施形態のＸ線画像検出器（ＦＰＤ）の構成を例示する。画素１１０が、ｘ方向及びｙ方向に沿って一定のピッチで２次元配列されており、各画素１１０には、Ｘ線を電荷に変換する変換層によって変換された電荷を収集するための電荷収集電極１１１が形成されている。電荷収集電極１１１は、第１〜第６の線状電極群１１２〜１１７から構成されており、各線状電極群の線状電極の配列周期の位相がπ／３ずつずれている。具体的には、第１の線状電極群１１２の位相を０とすると、第２の線状電極群１１３の位相はπ／３、第３の線状電極群１１４の位相は２π／３、第４の線状電極群１１５の位相はπ、第５の線状電極群１１６の位相は４π／３、第６の線状電極群１１７の位相は５π／３である。
【０１０７】
さらに、各画素１１０には、電荷収集電極１１１により収集された電荷を読み出すためのスイッチ群１１８が設けられている。スイッチ群１１８は、第１〜第６の線状電極群１１２〜１１７のそれぞれに設けられたＴＦＴスイッチからなる。第１〜第６の線状電極群１１２〜１１７により収集された電荷を、スイッチ群１１８を制御してそれぞれ個別に読み出すことによって、一度の撮影により、互いに位相の異なる６種類の縞画像を取得することができ、この６種類の縞画像に基づいて位相コントラスト画像を生成することができる。
【０１０８】
ＦＰＤ２３に代えて、上記構成のＸ線画像検出器を用いることにより、撮影部１２から第２の吸収型格子２５が不要となるため、コスト削減とともに、さらなる薄型化が可能となる。また、本実施形態では、一度の撮影により、異なる位相で強度変調が行われた複数の縞画像を取得することが可能であるため、縞走査のための物理的な走査が不要となり、上記走査機構２６を省略することができる。なお、電荷収集電極１１１に代えて、特開平２００９−１３３８２３号公報に記載のその他の構成の電荷収集電極を用いることも可能である。
【０１０９】
さらに、第２の吸収型格子２５を配置しない場合の別の実施形態として、Ｘ線画像検出器により得られた縞画像（Ｇ１像）を、信号処理によって位相を変えながら周期的にサンプリングすることで、該縞画像に強度変調を与えることも可能である。
【０１１０】
上記各実施形態では、線源格子１９及び線質フィルタ４８をコリメータユニット１８のケース５１内に固定しているが、それぞれをユニット化して交換可能にしてもよい。また、各実施形態は、医療診断用の放射線撮影システムのほか、工業用等のその他の放射線撮影システムに適用することが可能である。
【符号の説明】
【０１１１】
１０ Ｘ線画像撮影システム
１１ Ｘ線源（放射線源）
１２ 撮影部
１３ コンソール
１７ Ｘ線間
１８ コリメータユニット
１９ 線源格子
２３ フラットパネル検出器（ＦＰＤ）
２４ 第１の吸収型格子
２５ 第２の吸収型格子
２６ 走査機構
３０ 制御装置
３２ 演算処理部
３９ 陰極
４０ 回転陽極
４５ Ｘ線焦点
４８ 線質フィルタ
４９ 照明ユニット（照明部）
５０ 遮蔽ユニット（絞り部）
【技術分野】
【０００１】
本発明は、回転陽極型の放射線管を備えた放射線画像撮影システムと、この放射線画像撮影システムに用いられるコリメータユニットとに関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線により被検体を検査するＸ線画像撮影システムに用いられるＸ線管は、真空容器内に、陽極と陰極とが対向して配置され、陰極側に設けられたフィラメントより発生した熱電子を電子ビームとして陽極（ターゲット）に衝突させることにより、Ｘ線を発生する。陽極上の電子ビームの衝突点が、Ｘ線を放射するＸ線焦点と規定されている。
【０００３】
Ｘ線管には、陽極が固定された固定陽極型と、陽極が回転する回転陽極型とが知られているが、Ｘ線画像撮影装置には、固定陽極型よりもＸ線の高出力化が可能な回転陽極型のＸ線管が主に用いられている。図１６（Ａ）及び図１７（Ａ）に示すように、回転陽極型のＸ線管では、円板状の回転陽極１３０を回転させ、回転陽極１３０の外周に設けられた所定角度を有するターゲット面１３０ａに、陰極１３０のフィラメント１３１ａから照射された電子ビームを衝突させることによりＸ線を発生する。Ｘ線は、電子ビームの衝突位置であるＸ線焦点１３２から全方位に放射するが、図１６（Ｂ）及び図１７（Ｂ）に示すように、その強度分布は、陰極１３０から照射される電子ビームの軸と、放射されるＸ線の光軸とがなす面内の放射線の広がりにおいて（図１６の一点鎖線で囲まれた錘状の面）、陽極側に角度を持って放射されるＸ線ほど強度が弱くなる。この現象は、ヒール効果と呼ばれている。
【０００４】
回転陽極型のＸ線管は、回転陽極に回転ぶれが生じるため、Ｘ線焦点の見かけ上の寸法（実効的な寸法）が大きくなるといった問題がある。Ｘ線焦点の寸法が大きくなると、Ｘ線画像の鮮鋭度が低下するため、Ｘ線焦点の寸法は、できるだけ小さいほうが好ましい。特に、被検体からＸ線検出器を離して撮影する拡大撮影法では、小焦点が必要とされる。また、近年、Ｘ線が被検体を通過するときの屈折に生じる位相変化をＸ線画像検出器により検出して画像化する位相イメージングの開発が進んでいるが、この位相イメージングにおいても小焦点化が望まれている。
【０００５】
Ｘ線位相イメージングの一種として、２枚の透過型回折格子と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線画像撮影システムが知られている（例えば、特許文献１参照）。また、Ｘ線源の直後に、ライン状のＸ線遮蔽部とＸ線透過部とを交互に配置した周期パターンを有する線源格子を配置し、Ｘ線源からのＸ線を部分的に遮蔽して実効的な焦点サイズを縮小するとともに、幅の狭い多数の線光源の集合を（分散光源）を形成することも知られている（例えば、特許文献２参照）。特許文献１、２には、特定の波長のＸ線以外を除去して単色性を高めるフィルタを、Ｘ線の光路内に配置することも記載されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２００８−２００３５９号公報
【特許文献２】特表２００８−５４５９８１号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
Ｘ線源から照射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点を発光点とした広がりを持つコーンビーム状のＸ線錐である。したがって、図１８（Ａ）に示すように、Ｘ線源の直後に線源格子１３５を配置すると、線源格子１３５の周辺部においてＸ線がＸ線遮蔽部１３５ａにより部分的に遮られてしまう。これにより、同図（Ｂ）に示すように、周辺部分のＸ線強度は、２点鎖線で示す本来の強度から実線で示す状態まで低下してしまうので、Ｘ線画像検出器により生成される画像の周辺部のＳ／Ｎ比が悪化してしまう。特に、線源格子１３５のＸ線遮蔽部１３５ａの周期パターン方向においてＸ線のヒール効果が生じた場合、Ｘ線強度は破線で示す状態まで低下するため、周辺部のＳ／Ｎ比の悪化が著しくなり、画像視野内の画質ムラが発生し、診断に好ましくない影響を及ぼすという問題があった。
【０００８】
また、特許文献２記載の発明では、Ｘ線源から見て線源格子の下流側にフィルタが配置されているため、線源格子により擬似的に形成した分散光源が再び攪乱されて焦点サイズが大きくなり、画像の鮮鋭度が低下してしまう。
【０００９】
本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、線源格子によるケラレとヒール効果とによるＸ線の減衰と、フィルタの配置により生じる焦点サイズの拡大とを抑え、放射線画像撮影システムの高画質化を図ることを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記目的を達成するために、本発明の放射線画像撮影システムは、フィラメントから回転陽極に電子ビームを照射することにより放射線を発生する放射線管と、放射線の光軸に対し垂直で、かつ回転陽極の回転軸と平行な第１の方向に延伸された放射線遮蔽部を光軸と第１の方向とに直交する第２の方向に沿って所定ピッチで配列した線源格子と、放射線管に対向配置され、被検体を透過した放射線を検出する放射線画像検出器とを備えている。
【００１１】
放射線管と線源格子との間に放射線を濾過するフィルタを配置し、放射線がフィルタ、線源格子の順に通過するようにしてもよい。
【００１２】
また、線源格子及びフィルタと、線源格子の放射線照射方向の下流側に配置されて放射線の照射範囲を規定する絞り部と、絞り部を介して投光することにより放射線の照射範囲を表示する照明部とを有するコリメータユニットを備えてもよい。
【００１３】
本発明の放射線画像撮影システムには、線源格子と放射線画像検出器との間に、放射線を通過させて縞画像を生成する第１の格子と、縞画像の周期パターンに対して位相が異なる複数の相対位置で前記縞画像に強度変調を与える強度変調手段とを配置し、強度変調手段により各相対位置で強度変調された縞画像を前記放射線画像検出器により検出し、放射線画像検出器で取得された複数の縞画像に基づき、線源格子と第１の格子との間、若しくは第１の格子と強度変調手段との間に配置された被検体を放射線が通過する際に被検体により変調された位相情報から被検体の位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成手段を備えてもよい。
【００１４】
強度変調手段は、縞画像と同一方向の周期パターンを有する第２の格子と、第１及び第２の格子のいずれか一方を所定のピッチで移動させる走査手段とから構成してもよい。
【００１５】
第１及び第２の格子を吸収型格子とし、第１の格子は、放射線源からの放射線を縞画像として前記第２の格子に投影するようにしてもよい。
【００１６】
また、第１の格子を位相型格子とし、第１の格子は、タルボ干渉効果により、放射線源からの放射線を縞画像として第２の格子に射影するようにしてもよい。
【００１７】
また、放射線画像検出器が、放射線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを画素ごとに備えた放射線画像検出器であって、電荷収集電極が、縞画像と同一方向の周期パターンを有する複数の線状電極群が互いに位相が異なるように配列されてなるときには、強度変調手段をこの電荷収集電極により構成してもよい。
【００１８】
また、本発明のコリメータユニットは、放射線の光軸に対し垂直で、かつ回転陽極の回転軸と平行な第１の方向に延伸された放射線遮蔽部を、前記光軸と前記第１の方向とに直交する第２の方向に沿って所定ピッチで配列した線源格子から構成してもよい。また、放射線を濾過するフィルタを用いる場合は、放射線管と線源格子との間にフィルタを配置し、放射線がフィルタ、線源格子の順に通過するようにすることが好ましい。更に、線源格子の放射線照射方向の下流側に、放射線の照射範囲を規定する絞り部と、絞り部を介して投光することにより放射線の照射範囲を表示する照明部とを設けてもよい。
【発明の効果】
【００１９】
本発明の放射線画像撮影システム及びコリメータユニットによれば、線源格子のＸ線遮蔽部の延伸方向を、回転陽極の回転軸と平行にし、ヒール効果の発生方向がＸ線遮蔽部の延伸方向と平行になるようにしているので、ヒール効果により減少したＸ線が線源格子によるケラレによって更に減少するのを防止することができる。また、フィルタを放射線の照射方向において線源格子の上流側に配置したので、フィルタにより攪乱された放射線を線源格子により小焦点化することができる。これにより、線源格子の下流側にフィルタを配置する場合に比べ、画像の先鋭度が向上する。更に、線源格子、フィルタ、絞り部及び照明部等をコリメータユニットとして一体化したので、撮影時の取り扱い性が向上する。
【００２０】
また、線源格子と放射線画像検出器との間に配置した第１格子、強度変調手段等により位相コントラスト画像の撮影を行なうことができる。更に、強度変調手段として、第２の格子と走査手段とを用いたもの、第１及び第２の格子として吸収型格子を用いたもの、第１の格子に位相型格子を用いてタルボ干渉効果を利用したもの、周期パターンを有する電荷収集電極を備えた放射線画像検出器を用いるもの等、様々な構成において位相コントラスト画像の撮影を行なうことができる。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】本発明の第１実施形態に係るＸ線画像撮影システムの構成を示す模式図である。
【図２】Ｘ線撮影システムの構成を示すブロック図である。
【図３】Ｘ線源の構成を示す断面図である。
【図４】Ｘ線源の内部構成を示す斜視図である。
【図５】フラットパネル検出器の構成を示す模式図である。
【図６】第１実施形態に係るＸ線画像撮影システムの構成を示す斜視図である。
【図７】被検体によるＸ線の屈折を説明するための説明図である。
【図８】縞走査法を説明するための説明図である。
【図９】縞走査に伴って変化する画素データ（強度変調信号）を例示するグラフである。
【図１０】臥位状態で撮影を行なう第２実施形態に係るＸ線画像撮影システムの構成を示す模式図である。
【図１１】Ｕアームを有する第３実施形態に係るＸ線画像撮影システムの構成を示す模式図である。
【図１２】第３実施形態に係るＸ線画像撮影システムの斜視図である。
【図１３】マンモグラフィ装置に関する第４実施形態に係るＸ線撮影システムの構成を示す模式図である。
【図１４】位相コントラスト画像と吸収画像との撮影が可能な第５実施形態に係るＸ線画像撮影システムの構成を示す模式図である。
【図１５】電極群により強度変調を行なう第６実施形態に係るＸ線検出器の構成を示す模式図である。
【図１６】回転陽極型のＸ線管において発生するヒール効果についての説明図である。
【図１７】回転陽極型のＸ線管においてヒール効果が発生しない方向を示す説明図である。
【図１８】線源格子によるＸ線のケラレを示す説明図である。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
［第１実施形態］
本発明の第１実施形態に係るＸ線画像撮影システム１０の全体構成について説明する。図１及び図２において、Ｘ線画像撮影システム１０は、被検体（患者）Ｈを立位状態で撮影するＸ線診断装置であって、被検体ＨにＸ線を照射するＸ線源１１と、Ｘ線源１１に対向配置され、Ｘ線源１１から被検体Ｈを透過したＸ線を検出して画像データを生成する撮影部１２と、操作者の操作に基づいてＸ線源１１の曝射動作や撮影部１２の撮影動作を制御するとともに、撮影部１２により取得された画像データを演算処理して位相コントラスト画像を生成するコンソール１３とに大別される。
【００２３】
Ｘ線源１１は、Ｘ線源制御部１５の制御に基づき、高電圧発生回路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１７と、Ｘ線管１７から発せられたＸ線のうち、被検体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コリメータユニット１８とから構成されている。コリメータユニット１８内には、Ｘ線管１７から放射されたＸ線を部分的に遮蔽して実効的な焦点サイズを縮小するとともに、幅の狭い多数の線光源の集合を（分散光源）を形成する線源格子１９が設けられている。
【００２４】
Ｘ線源１１は、天井から吊り下げられたＸ線源保持装置２１により上下方向（ｘ方向）に移動自在に保持されている。Ｘ線源保持装置２１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２１ａと、上下方向に連結された複数の支柱部２１ｂとからなる。台車部２１ａには、支柱部２１ｂ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。
【００２５】
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）２３、被検体ＨによるＸ線の位相変化（角度変化）を検出し位相イメージングを行うための第１の吸収型格子２４及び第２の吸収型格子２５が設けられている。ＦＰＤ２３は、検出面がＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交するように配置されている。詳しくは後述するが、第１及び第２の吸収型格子２４，２５は、ＦＰＤ２３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２の吸収型格子２５を格子方向と直交する方向に並進移動させることにより、第１の吸収型格子２４に対する第２の吸収型格子２５との相対位置を変化させる走査機構２６が設けられている。この走査機構２６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。なお、第２の吸収型格子２５及び走査機構２６が特許請求の範囲に記載の強度変調手段に対応している。また、第２の吸収型格子２５に代えて第１の吸収型格子２４を移動させてもよい。
【００２６】
撮影部１２は、床上に設置された立位スタンド２８により上下方向に移動自在に保持されている。立位スタンド２８は、床に設置された本体２８ａに、撮影部１２を保持する保持部２８ｂが上下方向に移動自在に取り付けられている。保持部２８ｂは、上下方向に離間して配置された２つのプーリ２８ｃの間に掛架された無端ベルト２８ｄに接続され、プーリ２８ｃ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３０により制御される。なお、Ｘ線源１１と同様に、天井から吊り下げられた懸垂型の保持装置により、撮影部１２を保持してもよい。
【００２７】
また、立位スタンド２８には、プーリ２８ｃまたは無端ベルト２８ｄ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２１に供給される。Ｘ線源保持装置２１は、供給された検出値に基づいて支柱部２１ｂ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。
【００２８】
コンソール１３には、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等からなる制御装置３０が設けられている。制御装置３０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３１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３２と、Ｘ線画像を記憶する画像記憶部３３と、Ｘ線画像等を表示するモニタ３４と、Ｘ線画像撮影システム１０の各部と接続されるインターフェース（Ｉ／Ｆ）３５とがバス３６を介して接続されている。
【００２９】
入力装置３１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３１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３４は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置３０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。
【００３０】
次に、Ｘ線源１１について説明する。図３及び図４に示すように、Ｘ線管１７は、熱電子を電子ビームとして放出するフィラメント３８を有する陰極３９と、電子ビームが照射されることによりＸ線を放出する回転陽極（ターゲット）４０とを備えている。フィラメント３８及び回転陽極４０は、真空（１０−７ｍｍＨｇ程度）の管容器４１の中に配置されている。
【００３１】
陰極３９は、管容器４１の所定箇所に固設されている。回転陽極４０の中央には、回転軸４３が接続されている。この回転軸４３は、管容器４１に設けられた軸受（図示せず）により回転自在に軸支されている。また、回転軸４３は、管容器４１を介して回転軸４３の周囲に設けられたコイルと共に誘導型モータを構成して回転するようになっている。
【００３２】
回転陽極４０は、金属材（タングステンやタングステン合金など）によりほぼ円盤形状に形成されており、その周辺部が所定の角度で傾斜したターゲット面４０ａを形成している。高電圧発生回路１６は、陰極３９と回転陽極４０との間に高電圧を印加する。陰極３９には、図示しないフィラメント加熱回路により加熱電流が供給され、フィラメント３８が加熱される。
【００３３】
フィラメント３８は、加熱されると熱電子を発生する。この熱電子は、高電圧発生回路１６により印加される高電圧により加速され、電子ビームとなって回転陽極４０のターゲット面４０ａに衝突し、ターゲット面４０ａに形成されるＸ線焦点４５からＸ線が放射される。Ｘ線焦点４５から放射されたコーンビーム状のＸ線は、管容器４１の一部に設けられた透過部４１ａを通過し、コリメータユニット１９を介して被検体Ｈに照射される。
【００３４】
Ｘ線焦点４５から放射されたＸ線の強度分布には、図１６及び図１７に示す回転陽極１３０と同様にヒール効果が生じるので、Ｘ線強度は、ターゲット面４０ａの接線方向に近づくにつれて徐々に小さくなる。
【００３５】
コリメータユニット１８は、波長によって吸収率が異なることを利用して、Ｘ線１１から放射されたＸ線のスペクトルを調整する線質フィルタ４８と、上述した線源格子１９と、管球焦点から所定の距離においてＸ線の光軸に対して垂直な面内のＸ線が照射される範囲または分布を制限する遮蔽ユニット５０と、遮蔽ユニット５０により制限されたＸ線の範囲または分布を表示するための照明ユニット４９と、これらを収容した状態で管容器４１に保持されたケース５１とを備えている。ケース５１には、被検体Ｈに向けてＸ線を照射する開口５１ａが設けられている。
【００３６】
線質フィルタ４８は、その線質フィルタ４８を配置する位置において、Ｘ線の光軸に対して垂直な面内のＸ線の全部が入射するサイズを有している。線質フィルタ４８は、例えば、Ａｌ、Ｃｕ、Ｍｏ、Ｒｈ等のいずれか、またはこれらを複数組み合わせたものからなり、その厚さは０．０１〜１ｍｍである。
【００３７】
線源格子１９は、ｚ方向に直交する面内の一方向（以下、ｙ方向という）に延伸した複数のＸ線遮蔽部１９ａとＸ線透過部１９ｂとが、ｚ方向及びｙ方向に直交する方向（以下、ｘ方向という）に所定のピッチで交互に配列されたものであり、線源格子１９が配置される位置において、Ｘ線の光軸を中心としたＸ線分布の面積よりも大きなサイズを有していることが好ましい。Ｘ線遮蔽部１９ａの材料としては、Ｘ線吸収性に優れる金属が好ましく、例えば、Ａｕ、Ｐｔ、Ｎｉ、Ｗ、Ｍｏ等が好ましい。また、Ｘ線透過部１９ｂの材料としては、Ｘ線遮蔽部１９ａの形状を維持し、かつＸ線の透過性を有する高分子や軽金属等のＸ線低吸収材、例えば、Ｓｉ等が好ましい。
【００３８】
照明ユニット（照明部）４９は、可視光を放射するランプ４９ａと、ランプ４９ａから放射された光を反射して進行方向をケース５１の開口５１ａに変更するミラー４９ｂとを備えている。ランプ４９ａとミラー４９ｂとは、Ｘ線管１７から放射されたＸ線と同様な照射範囲を有する光を開口５１ａから照射できるように配置されているので、被検体Ｈまたは撮影部１２に照射された光により、Ｘ線の照射範囲を確認することができる。また、照明ユニット４９は、Ｘ線に影を生じさせないように配置されているので、照明ユニット４９によりＸ線が減衰することはない。また、ミラー４９ｂには、Ｘ線透過性が高いものを用いるのが好ましい。
【００３９】
遮蔽ユニット（絞り部）５０は、ｘ方向においてＸ線の光軸に対して垂直な面内のＸ線分布または面積を変更する第１遮蔽部５３と、ｙ方向のＸ線分布または面積を変更する第２遮蔽部５４とを有する。第１遮蔽部５３及び第２遮蔽部５４は、それぞれｘ方向及びｙ方向に移動可能にされた一対のＸ線遮蔽板５３ａ、５３ｂ及び５４ａ、５４ｂと、これらのＸ線遮蔽板を移動させる遮蔽板駆動機構５５とを有する、いわゆるダブルリーフ構造となっており、Ｘ線遮蔽板５３ａ、５３ｂ及び５４ａ、５４ｂによりＸ線の照射範囲が規定される。Ｘ線遮蔽板５３ａ、５３ｂ及び５４ａ、５４ｂには、Ｘ線吸収性に優れた鉛などが用いられている。
【００４０】
Ｘ線管１７から放射されたＸ線は、線質フィルタ４８、線源格子１９、照明ユニット４９、遮蔽ユニット５０の順に伝播するように、被検体Ｈに照射される。線質フィルタ４８は、Ｘ線の照射方向において線源格子１９の上流側に配置されているので、線質フィルタ４８により攪乱されたＸ線を線源格子１９により小焦点化することができる。また、線源格子１９のＸ線遮蔽部１９ａとＸ線透過部１９ｂとの延伸方向を、回転陽極４０の回転軸と平行にしたので、ヒール効果の発生方向がＸ線遮蔽部１９ａとＸ線透過部１９ｂの延伸方向と平行になる。更に、線質フィルタ４８、線源格子１９、照明ユニット４９、遮蔽ユニット５０をケース５１内に組み込んでコリメータユニット１８としたので、容易に一体に取り扱うことができる。
【００４１】
図５において、ＦＰＤ２３は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素５９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６０と、受像部６０からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路６１と、各画素５９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６２と、画像データをコンソール１３のＩ／Ｆ３５を介して演算処理部３２に送信するデータ送信回路６３とから構成されている。なお、走査回路６１と各画素５９とは、行毎に走査線６４によって接続されており、読み出し回路６２と各画素５９とは、列毎に信号線６５によって接続されている。
【００４２】
画素５９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Ｘ線検出素子として構成することができる。各画素５９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６４、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線６５に接続される。ＴＦＴスイッチが走査回路６１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６５に読み出される。
【００４３】
なお、画素５９は、酸化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ３）やヨウ化セシウム（ＣｓＩ）等からなるシンチレータ（図示せず）でＸ線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード（図示せず）で電荷に変換して蓄積する間接変換型のＸ線検出素子として構成することも可能である。また、本実施形態では、放射線画像検出器としてＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤを用いているが、これに限られず、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放射線画像検出器を用いることも可能である。
【００４４】
読み出し回路６２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５９から信号線６５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、ＦＰＤ２３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。
【００４５】
Ｘ線画像撮影システム１０の概略的な斜視図である図６に示すように、第１の吸収型格子２４は、線源格子１９と同様に、ｙ方向に延伸した複数のＸ線遮蔽部２４ａとＸ線透過部２４ｂとがｘ方向に所定のピッチで交互に配列されたものである。同様に、第２の吸収型格子２５は、ｙ方向に延伸した複数のＸ線遮蔽部２５ａ及びＸ線透過部２５ｂが、ｘ方向に所定のピッチで配列されたものである。Ｘ線遮蔽部２４ａ，２５ａの材料としては、線源格子１９と同様に、Ａｕ、Ｐｔ、Ｎｉ、Ｗ、Ｍｏ等が好ましく、Ｘ線透過部１９ｂの材料としてはＳｉ等が好ましい。
【００４６】
図７において、第１の吸収型格子２４のＸ線遮蔽部２４ａは、ｘ方向に所定のピッチｐ１で、互いに所定の間隔ｄ１を空けて配列されている。同様に、第２の吸収型格子２５のＸ線遮蔽部２５ａは、ｘ方向に所定のピッチｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２を空けて配列されている。また、線源格子１９のＸ線遮蔽部１９ａも、ｘ方向に所定のピッチｐ３で、互いに所定の間隔ｄ３を空けて配列されている。Ｘ線遮蔽部１９ａ，２４ａ，２５ａは、それぞれ不図示のＸ線透過性基板（例えば、ガラス基板）上に配置されたものである。第１〜第３の吸収型格子１９，２４，２５は、入射Ｘ線に位相差を与えるものでなく、強度差を与えるものであるため、振幅型格子とも称される。なお、Ｘ線透過部１９ｂ、２４ｂ、２５ｂをスリットとして描いたが、高分子や軽金属等のＸ線低吸収材が充填されていてもよい。
【００４７】
第１及び第２の吸収型格子２４，２５は、タルボ干渉効果の有無に係らず、Ｘ線透過部２４ｂ、２５ｂを通過したＸ線が幾何学的に投影されるように構成されている。具体的には、間隔ｄ１，ｄ２を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線のピーク波長より十分大きな値とすることで、照射Ｘ線に含まれる大部分のＸ線をＸ線透過部２４ｂ、２５ｂで回折させずに、直進性を保ったまま通過するように構成する。例えば、前述のＸ線管１７の回転陽極４０としてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、Ｘ線のピーク波長は、約０．４Åである。この場合には、間隔ｄ１，ｄ２を、１〜１０μｍ程度とすれば、スリット部で大部分のＸ線が回折されずに幾何学的に投影される。この場合、格子ピッチｐ１，ｐ２は、２〜２０μｍ程度の大きさである。
【００４８】
Ｘ線源１１から照射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点を発光点としたコーンビームであるため、第１の吸収型格子２４を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像または縞画像と称する）は、実質的にＸ線焦点となる線源格子１９からの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子２５の格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、そのＸ線透過部２５ｂが、第２の吸収型格子２５の位置におけるＧ１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、線源格子１９から第１の吸収型格子２４までの距離をＬ１、第１の吸収型格子２４から第２の吸収型格子２５までの距離をＬ２とした場合に、格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、次式（１）及び（２）の関係を満たすように決定される。
【００４９】
【数１】
【００５０】
【数２】
【００５１】
また、線源格子１９の格子ピッチｐ３は、次式（３）を満たすように設定される。
【００５２】
【数３】
【００５３】
第１の吸収型格子２４から第２の吸収型格子２５までの距離Ｌ２は、タルボ干渉計の場合には、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本実施形態の撮影部１２では、第１の吸収型格子２４が入射Ｘ線を回折させずに投影させる構成であって、第１の吸収型格子２４のＧ１像が、第１の吸収型格子２４の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離Ｌ２を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。
【００５４】
上記のように本実施形態の撮影部１２は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第１の吸収型格子２４でＸ線の回折が生じ、タルボ干渉効果が生じていると仮定した場合のタルボ干渉距離Ｚは、第１の吸収型格子２４の格子ピッチｐ１、Ｘ線波長（ピーク波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、次式（４）で表される。
【００５５】
【数４】
【００５６】
本実施形態では、前述のように距離Ｌ２をタルボ干渉距離と無関係に設定することができるため、撮影部１２のｚ方向への薄型化を目的とし、距離Ｌ２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ干渉距離Ｚより短い値に設定する。すなわち、距離Ｌ２は、次式（５）を満たす範囲の値に設定される。
【００５７】
【数５】
【００５８】
Ｘ線遮蔽部１９ａ、２４ａ、２５ａは、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、Ｘ線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上記したＸ線吸収性に優れる材料（Ａｕ、Ｐｔ、Ｎｉ、Ｗ、Ｍｏ等）を用いたとしても、吸収されずに透過するＸ線が少なからず存在する。このため、Ｘ線の遮蔽性を高めるためには、Ｘ線遮蔽部１９ａ、２４ａ、２５ａのそれぞれの厚み（ｚ方向の厚さ）をできるだけ厚くすること（すなわち、アスペクト比を高めること）が好ましい。例えば、Ｘ線管の管電圧が５０ｋＶの場合に、照射Ｘ線の９０％以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、Ｘ線遮蔽部１９ａ、２４ａ、２５ａの厚みは、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。
【００５９】
以上のように構成された第１及び第２の吸収型格子２４，２５では、第１の吸収型格子２４のＧ１像（縞画像）と第２の吸収型格子２５との重ね合わせにより強度変調された縞画像がＦＰＤ２３によって撮像される。第２の吸収型格子２５の位置におけるＧ１像のパターン周期と、第２の吸収型格子２５の格子ピッチｐ２とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じており、この微小な差異により、強度変調された縞画像にはモアレ縞が生じる。また、第１及び第２の吸収型格子２４、２５の格子配列方向に誤差が生じ、配列方向が同一でない場合には、いわゆる回転モアレが発生する。しかし、縞画像にこのようなモアレ縞が発生した場合でも、モアレ縞のｘ方向またはｙ方向の周期が画素５９の配列ピッチよりも大きい範囲であれば特に問題が生じることはない。理想的にはモアレ縞を発生させないことが好ましいが、モアレ縞は、縞走査の走査量（第２の吸収型格子２５の並進距離）を確認するために利用することができる。
【００６０】
Ｘ線源１１と第１の吸収型格子２４との間に被検体Ｈを配置すると、ＦＰＤ２３により検出される縞画像は、被検体Ｈにより変調を受ける。この変調量は、被検体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、ＦＰＤ２３で検出された縞画像を解析することによって、被検体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。
【００６１】
次に、縞画像の解析方法について説明する。図７には、被検体Ｈのｘ方向に関する位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折される１つのＸ線が例示されている。符号６８は、被検体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６８を進むＸ線は、第１及び第２の吸収型格子２４，２５を通過してＦＰＤ２３に入射する。符号６９は、被検体Ｈが存在する場合に、被検体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６９を進むＸ線は、第１の吸収型格子２４を通過した後、第２の吸収型格子２５のＸ線遮蔽部２５ａにより遮蔽される。
【００６２】
被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体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（６）で表される。
【００６３】
【数６】
【００６４】
第１の吸収型格子２４から第２の吸収型格子２５の位置に投射されたＧ１像は、被検体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位することになる。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式（７）で表される。
【００６５】
【数７】
【００６６】
ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、次式（８）で表される。
【００６７】
【数８】
【００６８】
このように、被検体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量Δｘは、被検体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、ＦＰＤ２３で検出される各画素５９の強度変調信号の位相ズレ量ψ（被検体Ｈがある場合とない場合とでの各画素５９の強度変調信号の位相のズレ量）に、次式（９）のように関連している。
【００６９】
【数９】
【００７０】
したがって、各画素５９の強度変調信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（８）から屈折角φが求まり、式（７）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、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被検体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。本実施形態では、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。
【００７１】
縞走査法では、第１及び第２の吸収型格子２４，２５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撮影を行う（すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う）。本実施形態では、前述の走査機構２６により第２の吸収型格子２５を移動させる。第２の吸収型格子２５の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子２５の格子周期の１周期（格子ピッチｐ２）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。このように、格子ピッチｐ２を整数分の１ずつ第２の吸収型格子２５を移動させながら、ＦＰＤ２３で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素の強度変調信号を取得し、前述の演算処理部３２で演算処理することにより、各画素の強度変調信号の位相ズレ量ψを得る。この位相ズレ量ψの２次元分布が位相微分像に相当する。
【００７２】
図８は、格子ピッチｐ２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ２／Ｍ）ずつ第２の吸収型格子２５を移動させる様子を模式的に示している。走査機構２６は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に、第２の吸収型格子２５を順に並進移動させる。なお、同図では、第２の吸収型格子２５の初期位置を、被検体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子２５の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部２５ａ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。
【００７３】
まず、ｋ＝０の位置では、主として、被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の吸収型格子２５を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の吸収型格子２５を移動させていくと、第２の吸収型格子２５を通過するＸ線は、被検体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、被検体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２の位置では、主として、被検体Ｈにより屈折されたＸ線のみが第２の吸収型格子２５を通過する。ｋ＝Ｍ／２の位置を超えると、逆に、第２の吸収型格子２５を通過するＸ線は、被検体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が増加する。
【００７４】
ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、ＦＰＤ２３により撮影を行うと、各画素５９について、Ｍ個の画素データが得られる。以下に、このＭ個の画素データから上記各画素５９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。第２の吸収型格子２５の位置ｋにおける各画素５９の画素データをＩｋ（ｘ）と標記すると、Ｉｋ（ｘ）は、次式（１０）で表される。
【００７５】
【数１０】
【００７６】
ここで、ｘは、画素のｘ方向に関する座標であり、Ａ０は入射Ｘ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、φ（ｘ）は、上記屈折角φを画素５９の座標ｘの関数として表したものである。
【００７７】
次いで、次式（１１）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、式（１２）のように表される。
【００７８】
【数１１】
【００７９】
【数１２】
【００８０】
ここで、ａｒｇ［ ］は、偏角の抽出を意味しており、上記位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素５９で得られたＭ個の画素データ（強度変調信号）から、式（１２）に基づいて位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ（ｘ）が求まり、位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まる。
【００８１】
具体的には、各画素５９で得られたＭ個の画素データは、図９に示すように、第２の吸収型格子２５の位置ｋに対して、格子ピッチｐ２の周期で周期的に変化する。同図中の破線は、被検体Ｈが存在しない場合の画素データの変化を示しており、同図中の実線は、被検体Ｈが存在する場合の画素データの変化を示している。この両者の波形の位相差が上記位相ズレ量ψに対応する。
【００８２】
以上の説明では、画素５９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方向に関する２次元的な位相ズレの分布ψ（ｘ，ｙ）が得られる。この位相ズレの分布ψ（ｘ，ｙ）が位相微分像に対応する。
【００８３】
この位相微分像は、演算処理部３２に入力される。演算処理部３２は、入力された位相微分像をｘ軸に沿って積分することにより、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を生成し、これを位相コントラスト画像として画像記憶部３３に記憶する。
【００８４】
次に、上記実施形態の作用について説明する。Ｘ線画像撮影システム１０において、Ｘ線源１１と撮影図１２との間に被検体Ｈを配した状態で、操作者により、撮影指示がコンソール１３から入力されると、制御装置３０によりＸ線画像撮影システム１０の各部が制御され、第２の吸収型格子２５を第１の吸収型格子２４に対して移動させながら、各走査位置で、Ｘ線源１１による曝射及びＦＰＤ２３による検出動作が行われる。
【００８５】
Ｘ線源１１は、各走査位置における曝射期間中に、陰極３９から回転陽極４０に向けて電子ビームが照射され、ターゲット面４０ａのＸ線焦点４５からＸ線が放射される。Ｘ線焦点４５から放射されたＸ線は、線質フィルタ４８、線源格子１９、照明ユニット４９、遮蔽ユニット５０の順に伝播するように、被検体Ｈに照射される。
【００８６】
Ｘ線焦点４５から放射されるＸ線には、図１６及び図１７に示す回転陽極１３０と同様にヒール効果が生じるが、線源格子１９のＸ線遮蔽部１９ａとＸ線透過部１９ｂとの延伸方向を、回転陽極４０の回転軸と平行にし、ヒール効果の発生方向がＸ線遮蔽部１９ａとＸ線透過部１９ｂの延伸方向と平行になるようにしているので、ヒール効果により減少したＸ線が線源格子１９によるケラレによって更に減少するのを防止することができる。また、線質フィルタ４８は、Ｘ線の照射方向において線源格子１９の上流側に配置されているので、線質フィルタ４８により攪乱されたＸ線を線源格子１９により小焦点化することができる。これにより、線源格子の下流側に線質フィルタを配置していた従来技術に比べ、画像の先鋭度が向上する。
【００８７】
［第２実施形態］
図１０は、本発明の第２実施形態に係るＸ線画像撮影システム７５を示す。このＸ線画像撮影システム７５は、被検体（患者）Ｈを臥位状態で撮影するＸ線診断装置であって、Ｘ線源１１及び撮影部１２の他に、被検体Ｈを寝載するベッド７６を備える。Ｘ線源１１及び撮影部１２は、上記第１実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、第１実施形態と同一の符号を付している。以下、第１実施形態との差異についてのみ説明する。その他の構成及び作用については、上記第１実施形態と同様であるため説明は省略する。
【００８８】
本実施形態では、撮影部１２は、被検体Ｈを介してＸ線源１１に対向するように、天板７７の下面側に取り付けられている。一方のＸ線源１１は、Ｘ線源保持装置２１によって保持されており、Ｘ線源１１の角度変更機構（図示せず）によりＸ線照射方向が下方向とされている。Ｘ線源１１は、この状態で、ベッド７６の天板７７に寝載された被検体ＨにＸ線を照射する。Ｘ線源保持装置２１は、支柱部２１ｂの伸縮によりＸ線源１１の上下動を可能とするため、この上下動により、Ｘ線焦点からＦＰＤ２３の検出面までの距離を調整することができる。
【００８９】
前述のように、撮影部１２は、第１の吸収型格子２４と第２の吸収型格子２５との間の距離Ｌ２を短くすることができ、薄型化が可能であるため、ベッド７６の天板７７を支持する脚部７８を短くし、天板７７の位置を低くすることができる。例えば、撮影部１２を薄型化し、天板７７の位置を、被検体（患者）Ｈが容易に腰掛けられる程度の高さ（例えば、床上４０ｃｍ程度）とすることが好ましい。また、天板７７の位置を低くすることは、Ｘ線源１１から撮影部１２までの十分な距離を確保するうえでも好ましい。
【００９０】
なお、上記Ｘ線源１１と撮影部１２との位置関係とは逆に、Ｘ線源１１をベッド７６に取り付け、撮影部１２を天井側に設置することで、被検体Ｈの臥位撮影を行うことも可能である。
【００９１】
［第３実施形態］
図１１及び図１２は、本発明の第３実施形態に係るＸ線画像撮影システム８０を示す。このＸ線画像撮影システム８０は、被検体（患者）Ｈを立位状態及び臥位状態で撮影することを可能とするＸ線診断装置であって、Ｘ線源１１及び撮影部１２が、旋回アーム８１によって保持されている。この旋回アーム８１は、基台８２に旋回可能に連結されている。Ｘ線源１１及び撮影部１２は、上記第１実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、第１実施形態と同一の符号を付している。以下、第１実施形態との差異についてのみ説明する。その他の構成及び作用については、上記第１実施形態と同様であるため説明は省略する。
【００９２】
旋回アーム８１は、ほぼＵ字状の形状をしたＵ字状部８１ａと、このＵ字状部８１ａの一端に接続された直線状の直線状部８１ｂとからなる。Ｕ字状部８１ａの他端には、撮影部１２が取り付けられている。直線状部８１ｂには、その延伸方向に沿って第１の溝８３が形成されており、この第１の溝８３に、Ｘ線源１１が摺動自在に取り付けられている。Ｘ線源１１と撮影部１２とは対向しており、Ｘ線源１１を第１の溝８３に沿って移動させることにより、Ｘ線焦点からＦＰＤ２３の検出面までの距離を調整することができる。
【００９３】
また、基台８２には、上下方向に延伸した第２の溝８４が形成されている。旋回アーム８１は、Ｕ字状部８１ａと直線状部８１ｂとの接続部に設けられた連結機構８５により、第２の溝８４に沿って上下方向に移動自在となっている。また、旋回アーム８１は、連結機構８５により、ｙ方向に沿う回転軸Ｃを中心として旋回可能となっている。図１１に示す立位撮影状態から、旋回アーム８１を、回転軸Ｃを中心として時計回りに９０°回動させるとともに、被検体Ｈを寝載するベッド（図示せず）の下に撮影部１２を配置することで、臥位撮影が可能となる。なお、旋回アーム８１は、９０°の回動に限られず、任意の角度の回動を行うことができ、立位撮影（水平方向）及び臥位撮影（上下方向）以外の方向での撮影が可能である。
【００９４】
本実施形態では、旋回アーム８１でＸ線源１１及び撮影部１２を保持しているため、上記第１及び第２実施形態と比べて、Ｘ線源１１から撮影部１２までの距離を容易かつ精度よく設定することができる。
【００９５】
なお、本実施形態では、Ｕ字状部８１ａに撮影部１２を配設し、直線状部８１ｂにＸ線源１１を配設しているが、いわゆるＣアームを用いたＸ線診断装置のように、Ｃアームの一端に撮影部１２を配設し、該Ｃアームの他端にＸ線源１１を配設するようにしてもよい。
【００９６】
［第４実施形態］
次に、本発明をマンモグラフィ（Ｘ線乳房撮影）に適用した例を示す。図１３に示すマンモグラフィ装置９０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９０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９１の一端に配設されたＸ線源収納部９２と、アーム部材９１の他端に配設された撮影台９３と、撮影台９３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板９４とを備える。
【００９７】
Ｘ線源収納部９２にはＸ線源１１が収納されており、撮影台９３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９４は、移動機構（図示せず）により移動し、撮影台９３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。
【００９８】
なお、Ｘ線源１１及び撮影部１２は、上記第１実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、第１実施形態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、上記第１実施形態と同様であるため説明は省略する。
【００９９】
［第５実施形態］
図１４に示すように、第５実施形態に係るＸ線画像撮影システム１００は、位相コントラスト画像の撮影と、通常の吸収画像の撮影とを兼用できるようにしたＸ線診断装置であり、これらの撮影切替え時に線源格子１９と第１、第２の吸収型格子２４、２５とを移動させる格子移動機構１０１〜１０３を備えている。格子移動機構１０１〜１０３は、吸収画像の撮影を行なう吸収撮影モード時に、線源格子１９と第１、第２の吸収型格子２４、２５とを破線で示すようにＸ線の光路外に退避させ、位相コントラスト画像の撮影を行なう位相撮影モード時には、線源格子１９と第１、第２の吸収型格子２４、２５とをＸ線の光路内に戻す。格子移動機構１０１〜１０３は、上述した制御装置３０により制御される。
【０１００】
また、格子移動機構１０１〜１０３は、線源格子１９と第１、第２の吸収型格子２４、２５とをＸ線の光路内に戻したときに、各格子間の位置ずれを調整するため、線源格子１９と第１、第２の吸収型格子２４、２５とを回転させる機能も備えている。この位置ずれ調整では、例えば、格子１９、２４、２５の少なくとも１つが、Ｘ線の光軸Ａを通るｘ、ｙ、ｚ軸のいずれかの周りで回転される。
【０１０１】
コリメータユニット１８には、撮影部１２との間の距離を例えば光学的に測定する測距部１０５が設けられている。制御装置３０は、撮影モードが吸収撮影モードから位相撮影モードに切り替わる際に、測距部１０５にコリメータユニット１８から撮影部１２までの距離を測定させる。制御装置３０は、測距部１０５の測定結果に基づいて、Ｘ線焦点４５から線源格子１９及び第１、第２の吸収型格子２４、２５、及びＦＰＤ２３までの現在の距離を算出し、これらの距離が位相撮影モードにおいて適切になるように、Ｘ線源保持装置２１、立位スタンド２８及び各格子移動機構１０１〜１０３を制御して、Ｘ線源１１、線源格子１９、第１、第２の吸収型格子２４、２５及びＦＰＤ２３を移動させる。
【０１０２】
なお、Ｘ線源１１及び撮影部１２は、上記第１実施形態のものと同様の構成であるため、各構成要素には、第１実施形態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、上記第１実施形態と同様であるため説明は省略する。
【０１０３】
また、上記実施形態では、第１及び第２の吸収型格子２４，２５を、Ｘ線透過部２４ｂ、２５ｂを通過したＸ線を線形的に投影するように構成しているが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、スリット部でＸ線を回折することにより、いわゆるタルボ干渉効果が生じる構成（特許第４４４５３９７号公報、「C.David, et al., Applied Physics Letters, Vol.81, No.17, 2002年10月, 3287頁」等の論文に記載の構成）としてもよい。ただし、この場合には、第１及び第２の吸収型格子２４，２５の間の距離Ｌ２をタルボ干渉距離に設定する必要がある。また、この場合には、第１の吸収型格子２４に代えて、位相型格子（位相型回折格子）を用いることが可能であり、第１の吸収型格子２４に代えて用いた位相型格子は、タルボ干渉効果により生じる縞画像（自己像）を、第２の吸収型格子２５に射影する。また、Ｘ線に代えてレーザ光を利用してもよい（「Hector Canabal, et al., Applied Optics, Vol.37, No.26, 1998年9月, 6227頁」等の論文に記載の構成）。
【０１０４】
さらに、上記実施形態では、被検体ＨをＸ線源１１と第１の吸収型格子２４との間に配置しているが、被検体Ｈを第１の吸収型格子２４と第２の吸収型格子２５との間に配置した場合にも同様に位相コントラスト画像の生成が可能である。
【０１０５】
［第６実施形態］
また、上記各実施形態では、第２の吸収型格子２５がＦＰＤ２３とは独立して設けられているが、特開平２００９−１３３８２３号公報に開示された構成のＸ線画像検出器を用いることにより、第２の吸収型格子２５を排することができる。このＸ線画像検出器は、Ｘ線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを備えた直接変換型のＸ線画像検出器において、各画素の電荷収集電極が、一定の周期で配列された線状電極を互いに電気的に接続してなる複数の線状電極群を、互いに位相が異なるように配置することにより構成されており、電荷収集電極が特許請求の範囲に記載の強度変調手段を構成している。
【０１０６】
図１５は、本実施形態のＸ線画像検出器（ＦＰＤ）の構成を例示する。画素１１０が、ｘ方向及びｙ方向に沿って一定のピッチで２次元配列されており、各画素１１０には、Ｘ線を電荷に変換する変換層によって変換された電荷を収集するための電荷収集電極１１１が形成されている。電荷収集電極１１１は、第１〜第６の線状電極群１１２〜１１７から構成されており、各線状電極群の線状電極の配列周期の位相がπ／３ずつずれている。具体的には、第１の線状電極群１１２の位相を０とすると、第２の線状電極群１１３の位相はπ／３、第３の線状電極群１１４の位相は２π／３、第４の線状電極群１１５の位相はπ、第５の線状電極群１１６の位相は４π／３、第６の線状電極群１１７の位相は５π／３である。
【０１０７】
さらに、各画素１１０には、電荷収集電極１１１により収集された電荷を読み出すためのスイッチ群１１８が設けられている。スイッチ群１１８は、第１〜第６の線状電極群１１２〜１１７のそれぞれに設けられたＴＦＴスイッチからなる。第１〜第６の線状電極群１１２〜１１７により収集された電荷を、スイッチ群１１８を制御してそれぞれ個別に読み出すことによって、一度の撮影により、互いに位相の異なる６種類の縞画像を取得することができ、この６種類の縞画像に基づいて位相コントラスト画像を生成することができる。
【０１０８】
ＦＰＤ２３に代えて、上記構成のＸ線画像検出器を用いることにより、撮影部１２から第２の吸収型格子２５が不要となるため、コスト削減とともに、さらなる薄型化が可能となる。また、本実施形態では、一度の撮影により、異なる位相で強度変調が行われた複数の縞画像を取得することが可能であるため、縞走査のための物理的な走査が不要となり、上記走査機構２６を省略することができる。なお、電荷収集電極１１１に代えて、特開平２００９−１３３８２３号公報に記載のその他の構成の電荷収集電極を用いることも可能である。
【０１０９】
さらに、第２の吸収型格子２５を配置しない場合の別の実施形態として、Ｘ線画像検出器により得られた縞画像（Ｇ１像）を、信号処理によって位相を変えながら周期的にサンプリングすることで、該縞画像に強度変調を与えることも可能である。
【０１１０】
上記各実施形態では、線源格子１９及び線質フィルタ４８をコリメータユニット１８のケース５１内に固定しているが、それぞれをユニット化して交換可能にしてもよい。また、各実施形態は、医療診断用の放射線撮影システムのほか、工業用等のその他の放射線撮影システムに適用することが可能である。
【符号の説明】
【０１１１】
１０ Ｘ線画像撮影システム
１１ Ｘ線源（放射線源）
１２ 撮影部
１３ コンソール
１７ Ｘ線間
１８ コリメータユニット
１９ 線源格子
２３ フラットパネル検出器（ＦＰＤ）
２４ 第１の吸収型格子
２５ 第２の吸収型格子
２６ 走査機構
３０ 制御装置
３２ 演算処理部
３９ 陰極
４０ 回転陽極
４５ Ｘ線焦点
４８ 線質フィルタ
４９ 照明ユニット（照明部）
５０ 遮蔽ユニット（絞り部）
【特許請求の範囲】
【請求項１】
フィラメントから回転陽極に電子ビームを照射することにより放射線を発生する放射線管と、
前記放射線の光軸に対し垂直で、かつ前記回転陽極の回転軸と平行な第１の方向に延伸された放射線遮蔽部を前記光軸と前記第１の方向とに直交する第２の方向に沿って所定ピッチで配列した線源格子と、
前記放射線管に対向配置され、被検体を透過した放射線を検出する放射線画像検出器とを備えたことを特徴とする放射線画像撮影システム。
【請求項２】
前記放射線管と前記線源格子との間に放射線を濾過するフィルタを配置し、前記放射線が前記フィルタ、前記線源格子の順に通過することを特徴とする請求項１記載の放射線画像撮影システム。
【請求項３】
前記線源格子及びフィルタと、前記線源格子の放射線照射方向の下流側に配置されて放射線の照射範囲を規定する絞り部と、前記絞り部を介して投光することにより放射線の照射範囲を表示する照明部とを有するコリメータユニットを備えたことを特徴とする請求項２記載の放射線画像撮影システム。
【請求項４】
前記線源格子と前記放射線画像検出器との間に、前記放射線を通過させて縞画像を生成する第１の格子と、前記縞画像の周期パターンに対して位相が異なる複数の相対位置で前記縞画像に強度変調を与える強度変調手段とを配置し、
前記強度変調手段により前記各相対位置で強度変調された縞画像を前記放射線画像検出器により検出し、
前記放射線画像検出器で取得された複数の縞画像に基づき、前記線源格子と前記第１の格子との間、若しくは前記第１の格子と前記強度変調手段との間に配置された被検体を放射線が通過する際に被検体により変調された位相情報から被検体の位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成手段を備えたことを特徴とする請求項１〜３いずれか記載の放射線画像撮影システム。
【請求項５】
前記強度変調手段は、前記縞画像と同一方向の周期パターンを有する第２の格子と、前記第１及び第２の格子のいずれか一方を所定のピッチで移動させる走査手段とからなることを特徴とする請求項４記載の放射線画像撮影システム。
【請求項６】
前記第１及び第２の格子は、吸収型格子であり、前記第１の格子は、前記放射線源からの放射線を縞画像として前記第２の格子に投影することを特徴とする請求項５記載の放射線画像撮影システム。
【請求項７】
前記第１の格子は位相型格子であり、前記第１の格子は、タルボ干渉効果により、前記放射線源からの放射線を縞画像として前記第２の格子に射影することを特徴とする請求項５記載の放射線画像撮影システム。
【請求項８】
前記放射線画像検出器は、放射線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを画素ごとに備えた放射線画像検出器であって、
前記電荷収集電極は、前記縞画像と同一方向の周期パターンを有する複数の線状電極群が、互いに位相が異なるように配列されてなり、
前記強度変調手段は、前記電荷収集電極により構成されていることを特徴とする請求項４記載の放射線画像撮影システム。
【請求項９】
フィラメントから回転陽極に電子ビームを照射することにより放射線を発生する放射線管に用いられ、前記放射線管から放射された放射線の照射範囲を規定するコリメータユニットであって、
前記放射線の光軸に対し垂直で、かつ前記回転陽極の回転軸と平行な第１の方向に延伸された放射線遮蔽部を、前記光軸と前記第１の方向とに直交する第２の方向に沿って所定ピッチで配列した線源格子を備えたことを特徴とするコリメータユニット。
【請求項１０】
前記放射線管と前記線源格子との間に放射線を濾過するフィルタを配置し、前記放射線が前記フィルタ、前記線源格子の順に通過することを特徴とする請求項９記載のコリメータユニット。
【請求項１１】
前記線源格子の放射線照射方向の下流側に配置されて放射線の照射範囲を規定する絞り部と、前記絞り部を介して投光することにより放射線の照射範囲を表示する照明部とを備えたことを特徴とする請求項１０記載のコリメータユニット。
【請求項１】
フィラメントから回転陽極に電子ビームを照射することにより放射線を発生する放射線管と、
前記放射線の光軸に対し垂直で、かつ前記回転陽極の回転軸と平行な第１の方向に延伸された放射線遮蔽部を前記光軸と前記第１の方向とに直交する第２の方向に沿って所定ピッチで配列した線源格子と、
前記放射線管に対向配置され、被検体を透過した放射線を検出する放射線画像検出器とを備えたことを特徴とする放射線画像撮影システム。
【請求項２】
前記放射線管と前記線源格子との間に放射線を濾過するフィルタを配置し、前記放射線が前記フィルタ、前記線源格子の順に通過することを特徴とする請求項１記載の放射線画像撮影システム。
【請求項３】
前記線源格子及びフィルタと、前記線源格子の放射線照射方向の下流側に配置されて放射線の照射範囲を規定する絞り部と、前記絞り部を介して投光することにより放射線の照射範囲を表示する照明部とを有するコリメータユニットを備えたことを特徴とする請求項２記載の放射線画像撮影システム。
【請求項４】
前記線源格子と前記放射線画像検出器との間に、前記放射線を通過させて縞画像を生成する第１の格子と、前記縞画像の周期パターンに対して位相が異なる複数の相対位置で前記縞画像に強度変調を与える強度変調手段とを配置し、
前記強度変調手段により前記各相対位置で強度変調された縞画像を前記放射線画像検出器により検出し、
前記放射線画像検出器で取得された複数の縞画像に基づき、前記線源格子と前記第１の格子との間、若しくは前記第１の格子と前記強度変調手段との間に配置された被検体を放射線が通過する際に被検体により変調された位相情報から被検体の位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成手段を備えたことを特徴とする請求項１〜３いずれか記載の放射線画像撮影システム。
【請求項５】
前記強度変調手段は、前記縞画像と同一方向の周期パターンを有する第２の格子と、前記第１及び第２の格子のいずれか一方を所定のピッチで移動させる走査手段とからなることを特徴とする請求項４記載の放射線画像撮影システム。
【請求項６】
前記第１及び第２の格子は、吸収型格子であり、前記第１の格子は、前記放射線源からの放射線を縞画像として前記第２の格子に投影することを特徴とする請求項５記載の放射線画像撮影システム。
【請求項７】
前記第１の格子は位相型格子であり、前記第１の格子は、タルボ干渉効果により、前記放射線源からの放射線を縞画像として前記第２の格子に射影することを特徴とする請求項５記載の放射線画像撮影システム。
【請求項８】
前記放射線画像検出器は、放射線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを画素ごとに備えた放射線画像検出器であって、
前記電荷収集電極は、前記縞画像と同一方向の周期パターンを有する複数の線状電極群が、互いに位相が異なるように配列されてなり、
前記強度変調手段は、前記電荷収集電極により構成されていることを特徴とする請求項４記載の放射線画像撮影システム。
【請求項９】
フィラメントから回転陽極に電子ビームを照射することにより放射線を発生する放射線管に用いられ、前記放射線管から放射された放射線の照射範囲を規定するコリメータユニットであって、
前記放射線の光軸に対し垂直で、かつ前記回転陽極の回転軸と平行な第１の方向に延伸された放射線遮蔽部を、前記光軸と前記第１の方向とに直交する第２の方向に沿って所定ピッチで配列した線源格子を備えたことを特徴とするコリメータユニット。
【請求項１０】
前記放射線管と前記線源格子との間に放射線を濾過するフィルタを配置し、前記放射線が前記フィルタ、前記線源格子の順に通過することを特徴とする請求項９記載のコリメータユニット。
【請求項１１】
前記線源格子の放射線照射方向の下流側に配置されて放射線の照射範囲を規定する絞り部と、前記絞り部を介して投光することにより放射線の照射範囲を表示する照明部とを備えたことを特徴とする請求項１０記載のコリメータユニット。
【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】
【公開番号】特開２０１２−２４３３９（Ｐ２０１２−２４３３９Ａ）
【公開日】平成２４年２月９日（２０１２．２．９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−１６５８７４（Ｐ２０１０−１６５８７４）
【出願日】平成２２年７月２３日（２０１０．７．２３）
【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２月９日（２０１２．２．９）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年７月２３日（２０１０．７．２３）
【出願人】（３０６０３７３１１）富士フイルム株式会社 (25,513)
【Ｆターム（参考）】
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