JP5150711B2 - 放射線撮影装置及び放射線撮影システム - Google Patents

Description

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

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

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

しかし、Ｘ線吸収能は、原子番号が小さい元素からなる物質ほど低くなるため、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収像としての十分な画像の濃淡（コントラスト）が得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のＸ線の吸収量の差が少ないため、濃淡差が得られにくい。今までは、これらの軟部画像化についてはＭＲＩ（Ｍagnetic Ｒesonance Ｉmaging）により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の定期検診での実施が困難であることの不利がある。

このような問題を背景に、近年、被検体によるＸ線の強度変化に代えて、被検体によるＸ線の位相変化（角度変化）に基づいた画像（以下、位相コントラスト画像と称する）を得るＸ線位相イメージングの研究が盛んに行われている。一般に、Ｘ線が物体に入射したとき、Ｘ線の強度よりも位相のほうが高い相互作用を示すことが知られている。このため、位相差を利用したＸ線位相イメージングでは、Ｘ線吸収能が低い弱吸収物体であっても高コントラストの画像を得ることができる。しかし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SPring-8）等により波長と位相の揃った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。このような課題を解決するためＸ線位相イメージングの一種として、近年、２枚の透過回折格子（位相型格子及び吸収型格子）とＸ線画像検出器とからなるＸ線タルボ干渉計を用いたＸ線撮影システムが考案されている（例えば、特許文献１参照）。

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

Ｘ線タルボ干渉計では、第１の回折格子の自己像と第２の回折格子との重ね合わせ（強度変調）により生じるモアレ縞を検出し、被検体によるモアレ縞の変化を解析することによって被検体の位相情報を取得する。モアレ縞の解析方法としては、例えば、縞走査法が知られている。この縞走査法によると、第１の回折格子に対して第２の回折格子を、第１の回折格子の面にほぼ平行で、かつ第１の回折格子の格子方向（条帯方向）にほぼ垂直な方向に、格子ピッチを等分割した走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を行い、Ｘ線画像検出器で得られる各画素値の変化から、被検体で屈折したＸ線の角度分布（位相シフトの微分像）を取得する方法であり、この角度分布に基づいて被検体の位相コントラスト画像を得ることができる。このようにして、得られる位相コントラスト画像によれば、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）が画像化可能となる。特にＸ線の吸収では軟骨と関節液の間では吸収差がほとんど得られなかったが、Ｘ線位相（屈折）イメージングでは明確にコントラストがついて画像化できる。これにより、高齢者の多く（推定３０００万人）が潜在患者と考えられている変形性膝関節症、スポーツ障害等での半月板損傷などの関節疾患、リウマチ、アキレス腱損傷、椎間板ヘルニア、乳ガン腫瘤などの軟部組織を、迅速かつ簡便にＸ線により診断でき、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期待される。

上述のような位相イメージングでは、位相コントラスト画像の画質低下を防止するため、Ｘ線の焦点径は小さい方が好ましいが、ピンホールなどを用いて焦点径を小さくするとＸ線強度の低下を伴う。
そこで、Ｘ線源の近傍にマルチスリットと呼ばれる第３の格子を配置し、多数の点光源（分散放射線源）を形成する技術が知られている（例えば、特許文献２）。
ここで、温度変化等によってマルチスリット、第１の格子、及び第２の格子のそれぞれの相対位置がズレると、位相コントラスト画像の画質に大きな影響を及ぼす。特許文献２では、第１、第２の格子に温度による歪みや経時的な歪みが生じたか否かを制御装置が判断し、設定された温度以上になったり、歪みが生じたと判断された場合に警告が表示されるようになっているが、マルチスリットの熱歪みに関しては検討されていない。

特開２００８−２００３５９号公報 国際公開第０８／１０２５９８号

マルチスリットのピッチや第１、第２の格子との距離等は、マルチスリットによる分散放射線源の各焦点（実効的な焦点）から射出されたＸ線が第１の格子を通過することにより分散焦点毎に形成される放射線像が重なり合って一致するように決められる。すなわち、マルチスリットの格子ピッチ、マルチスリットと第１の格子との間の距離、第１、第２の格子間の距離、及び第２の格子の格子ピッチ等は幾何学的に決められており、決められた対応関係が不適切となると位相コントラスト画像の画質低下を招く。

マルチスリット、第１の格子、及び第２の格子のそれぞれの相対位置ズレが僅か数μｍだとしても、第１、第２の格子のピッチは数μｍ程度、マルチスリットのピッチは数十μｍ程度であるため、いずれもμｍ単位の格子ピッチに対しては十分大きな相対位置ズレとなるので、位相コントラスト画像の画質が著しく低下してしまう。
ここで、Ｘ線源の近傍に配置されるマルチスリットは、他の格子に比べ、格段に熱膨張を生じ易い。Ｘ線の発生効率は０．５％未満と低く、Ｘ線管球に印加される大電力（例えば５ｋＷ）の殆どが熱となる。これほど大きな発熱源であるＸ線源の近傍に配置されるマルチスリットの熱膨張を僅か数μｍ以下に抑える必要がある。

以上から、本発明の目的は、マルチスリットの熱膨張を十分に抑制し、好適な位相コントラスト画像の撮影を可能とする放射線撮影装置及び放射線撮影システムを提供することにある。

第１の格子と、
前記第１の格子を通過した放射線により形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する格子パターンと、
前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、
前記第１の格子に入射する放射線の進行方向において前記第１の格子よりも前側に配置され、放射線が照射される領域を選択的に遮蔽して分散放射線源を形成する第３の格子と、を備え、
前記放射線の進行方向において前記第３の格子よりも前側に、断熱部材が設けられることを特徴とする放射線撮影装置。

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

本発明の放射線撮影装置及び放射線撮影システムによれば、マルチスリットの熱膨張を十分に抑制し、好適な位相コントラスト画像を撮影することが可能となる。

本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を模式的に示す一部断面側面図である。 図１の放射線撮影システムの制御ブロック図である。 ブロックを用いて放射線画像検出器の構成を示す模式図である。 マルチスリット、第１、第２の格子、及び放射線画像検出器の斜視図である。 マルチスリット、第１、第２の格子、及び放射線画像検出器の側面図である。 第１及び第２の格子の相互作用による干渉縞（モアレ）の周期を変更するための機構を示す模式図である。 被写体による放射線の屈折を説明するための模式図である。 縞走査法を説明するための模式図である。 縞走査に伴う放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。 図１の断熱部材の代わりに、赤外線カットフィルタが設けられた構成を示す一部断面側面図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 マルチスリットを冷却する空冷手段を示す一部断面模式図である（立位撮影時）。 マルチスリットを冷却する空冷手段を示す一部断面模式図である（臥位撮影時）。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 図４４の放射線撮影システムの斜視図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を模式的に示す側面図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を模式的に示す側面図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、回転機構を説明する模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、凹曲面状の第１、第２の格子を示す側面図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の概略構成図である。 光読取方式の放射線画像検出器の概略構成を示す図である。 第１の格子、第２の格子及び放射線画像検出器の画素の配置関係を示す図である。 第２の格子に対する第１の格子の傾き角を設定する方法を説明するための図である。 第２の格子に対する第１の格子の傾き角の調整方法を説明するための図である。 光読取方式の放射線画像検出器の記録の作用を説明するための図である。 光読取方式の放射線画像検出器の読取りの作用を説明するための図である。 光読取方式の放射線画像検出器から読み取られた画像信号に基づいて、複数の縞画像を取得する作用を説明するための図である。 光読取方式の放射線画像検出器から読み取られた画像信号に基づいて、複数の縞画像を取得する作用を説明するための図である。 ＴＦＴスイッチを用いた放射線画像検出器と第１及び第２の格子との配置関係を示す図である。 ＣＭＯＳを用いた放射線画像検出器の概略構成を示す図である。 ＣＭＯＳを用いた放射線画像検出器の１つの画素回路の構成を示す図である。 ＣＭＯＳを用いた放射線画像検出器と第１及び第２の格子との配置関係を示す図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線位相画像撮影装置の他の例の概略構成図である。 放射線画像検出器の一実施形態の概略構成を示す図である。 放射線画像検出器の一実施形態の記録の作用を説明するための図である。 放射線画像検出器の一実施形態の読取りの作用を説明するための図である。 放射線画像検出器のその他の実施形態を示す図である。 放射線画像検出器のその他の実施形態の記録の作用を説明するための図である。 放射線画像検出器のその他の実施形態の読取りの作用を説明するための図である。 格子面を曲面状に凹面化した格子の一例を示す図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、Ｘ線画像検出器の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、放射線画像を生成する演算部の構成を示すブロック図である。 図４４の放射線撮影システムの演算部における処理を説明するための放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。

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

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

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

Ｘ線源１１は、Ｘ線源制御部１７の制御に基づき、高電圧発生器１６から印加される高電圧に応じてＸ線を発生するＸ線管１８を有して構成されている。
Ｘ線管１８は、陽極回転型であり、電子放出源（陰極）としてのフィラメント（図示せず）と、フィラメントから放出された電子が衝突する回転陽極１８ａと、回転陽極１８ａを高速回転させて回転陽極１８ａにおける電子の衝突領域を変化させるモータ等の回転駆動手段（図示せず）とを有する。Ｘ線管１８は、電子を回転陽極１８ａに衝突させることによりＸ線を発生する。この回転陽極１８ａにおける電子線の衝突領域がＸ線焦点（実焦点）１８ｂとなる。

ここで、Ｘ線の発生効率ηは以下の式で求められる。
η＝ＣＺＶ
Ｃは定数であり約１．１×１０^−９とされ、Ｚはターゲット物質の原子番号でありＸ線源に一般に用いられるタングステンであればＺ＝７４であり、ＶはＸ線管１８の管電圧である。軟部組織についても画像濃淡のコントラストを得やすい５０ｋＶで撮影するとき、η＝０．４０７％と極僅かの発生効率であり、９９％以上の電力が熱となる。Ｘ線に供給される電力は、管電圧５０ｋＶ、管電流１００ｍＡのとき５ｋＷであり、その約９９．６％が熱となることから、Ｘ線管１８ａが非常に大きな発熱源であることがわかる。

Ｘ線管１８には、Ｘ線管１８から発せられたＸ線のうち、被写体Ｈの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限する可動式のコリメータ１９ａを備えたコリメータユニット１９が設けられている。コリメータユニット１９は、Ｘ線管１８のハウジングに一体に保持されている。
コリメータユニット１９は、コリメータ１９ａのＸ線源１１側に、第３の格子としてのマルチスリット１４０と、発泡材料で形成された断熱部材１５０とを内蔵する。コリメータユニット１９に内蔵されたマルチスリット１４０は、Ｘ線源１１に一体に取り付けられている。マルチスリット１４０は、第１の格子３１に入射するＸ線の進行方向において第１の格子３１よりも前側に配置されている。

Ｘ線源１１からＦＰＤ３０までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離（１〜２ｍ）とした場合に、Ｘ線焦点１８ｂの焦点サイズ（一般的に０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度）によっては、第１の吸収型格子３１を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像と称する）のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質が低下する虞がある。そこで、Ｘ線焦点１８ｂの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、Ｘ線強度が低下してしまう。この課題を解決するために、Ｘ線焦点１８ｂの直後にマルチスリット１４０を配置している。

なお、断熱部材１５０及びマルチスリット１４０がコリメータ１９ａと同一の筐体内に保持されていることにより、これらがコリメータ１９ａとは別の筐体内に保持されている場合よりもＸ線源１１とマルチスリット１４０との間の距離、及びマルチスリット１４０とコリメータ１９ａとのそれぞれの距離を短くできる。Ｘ線はＸ線源１１から円錐状に広がるため（コーンビーム）、Ｘ線源１１からマルチスリット１４０、コリメータ１９ａまでのそれぞれの距離を短くできることによりマルチスリット１４０のサイズ及び、コリメータ１９ａのサイズと移動距離を小さくすることができ、コンパクト化とコストダウンが容易になる。これらの構成により、マルチスリット１４０による分散放射線源の形成、及びコリメータ１９ａによるＸ線照射野の制限のそれぞれが適切に行われる。

断熱部材１５０は、連続気泡又は独立気泡を内包する発泡部材（フェノールフォーム、ウレタンフォーム、ポリスチレンフォーム、ポリエチレンフォーム等）であり、Ｘ線源１１とマルチスリット１４０との間のＸ線の光軸Ａ（放射線軸）に交差する位置に設けられている。このように気泡を有する断熱部材１５０は、Ｘ線透過率が高いため、Ｘ線源１１とマルチスリット１４０との間に設けられる断熱部材として好適に用いられる。このような断熱部材１５０が、Ｘ線束の密度が高く熱集中し易い光軸Ａに交差する位置に設けられることにより、Ｘ線強度を低下させることなく、マルチスリット１４０とＸ線源１１とを十分に断熱することが可能となる。また、断熱部材１５０はＸ線透過率が高くＸ線吸収率が低いので、Ｘ線の照射による劣化を生じにくく、メンテナンスが容易となる。

また、断熱部材１５０は、外部からマルチスリット１４０への振動伝達を防止する防振部材を兼ねている。マルチスリット１４０に伝わる外部振動としては、Ｘ線源保持装置１４を介して天井から伝わる振動、台車部１４ａや支柱部１４ｂの動作に伴う振動などもあるが、主として、マルチスリット１４０の直近に配置されたＸ線源１１の振動があげられる。
ここで、Ｘ線管１８の回転陽極１８ａの高速回転に伴う振動は、マルチスリット１４０に伝わる振動の大きな要因となる。また、Ｘ線管１８には一般に、Ｘ線管１８を冷却するファンが設けられており、この冷却ファンの回転に伴う振動もマルチスリット１４０に伝わる振動の大きな要因となる。このようなＸ線管１８や冷却ファンの振動がその近くに配置されたマルチスリット１４０に伝わり易いが、Ｘ線源１１とマルチスリット１４０との間に設けられた断熱部材１５０が防振部材としても機能するため、Ｘ線源１１からマルチスリット１４０への振動伝達を遮断してマルチスリット１４０の振動を十分に抑制することが可能となる。

このように、断熱部材１５０が防振部材を兼ねているため、断熱部材と防振部材とが別々に設けられる場合と比較してＸ線の実焦点１８ａとマルチスリット１４０との距離が遠くならない。これにより、マルチスリット１４０によって形成される各点光源（分散放射線源）のそれぞれにおけるＸ線強度を高くできる。
なお、マルチスリット１４０がコリメータユニット１９を介してＸ線源１１に一体に設けられている構成においては、Ｘ線管１８や冷却ファンの振動がマルチスリット１４０に特に伝わり易いので、断熱部材１５０による防振効果をより一層大きくできる。

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

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

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

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

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

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

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

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

図３は、図１の放射線撮影システムに含まれる放射線画像検出器の構成を示す。

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

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

なお、各画素４０は、テルビウム賦活酸化ガドリニウム（Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ）やタリウム賦活ヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｔｌ）等からなるシンチレータ（図示せず）でＸ線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード（図示せず）で電荷に変換して蓄積する間接変換型のＸ線検出素子として構成することも可能である。また、Ｘ線画像検出器としては、ＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤに限られず、ＣＣＤセンサやＣＭＯＳセンサ等の固体撮像素子をベースとした各種のＸ線画像検出器を用いることも可能である。

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

図４及び図５は、マルチスリット１４０、第１、第２の格子３１，３２、及びＦＰＤ３０を模式的に示す。

まず、第１、第２の格子３１，３２の構成と、これらの格子３１，３２によってモアレ縞が形成される作用について述べる。
第１の吸収型格子３１は、基板３１ａと、この基板３１ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３１ｂとから構成されている。同様に、第２の吸収型格子３２は、基板３２ａと、この基板３２ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３２ｂとから構成されている。基板３１ａ，３１ｂは、いずれもＸ線を透過させるガラス等のＸ線透過性部材により形成されている。

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

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

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

Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点１８ｂを発光点としたコーンビームであるため、第１の吸収型格子３１を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像と称する）は、Ｘ線焦点１８ｂからの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、そのスリット部が、第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像の明部の周期パターンと実質的に一致するように決定されている。すなわち、Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子３１までの距離をＬ_１、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離をＬ_２とした場合に、格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、次式（１）及び（２）の関係を満たすように決定される。なお、これから述べる各関係式及びそれらの説明は、マルチスリットが配置されていない構成に関するものであって、マルチスリットが配置された構成における関係式については後述する。

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

次に、マルチスリット１４０の構成について述べる。マルチスリット１４０は、上述の第１、第２の格子３１，３２と同様の構成とされた吸収型格子（すなわち、第３の吸収型格子）である。マルチスリット１４０は、Ｘ線透過性部材である基板１４０ａと、この基板１４０ａにＸ線吸収性に優れる材料で形成された複数のＸ線遮蔽部１４０ｂとから構成されている。複数のＸ線遮蔽部１４０ｂは、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂと同一方向（ｙ方向）に延伸し、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂと同一方向（ｘ方向）に一定のピッチｐ_３で周期的に配列されている。このマルチスリット１４０は、Ｘ線源１１からの放射線を複数のＸ線遮蔽部１４０ｂを用いて部分的に遮蔽することにより、ｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小し、ｘ方向に多数の点光源（分散放射線源）を形成することを目的としている。

このマルチスリット１４０の格子ピッチｐ_３は、マルチスリット１４０から第１の吸収型格子３１までの距離をＬ_３として、次式（１２）を満たすように設定する必要がある。

また、本例では、実質的にマルチスリット１４０の位置がＸ線焦点位置となるため、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、次式（１３）及び（１４）の関係を満たすように決定される。

また、本例では、ＦＰＤ３０の検出面におけるｘ方向の有効視野の長さＶを確保するには、マルチスリット１４０からＦＰＤ３０の検出面までの距離をＬ’とすると、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ_１，ｈ_２は、次式（１５）及び（１６）を満たすように決定される。

上記式（１２）は、マルチスリット１４０により分散形成された各点光源から射出されたＸ線の第１の吸収型格子３１による投影像（Ｇ１像）が、第２の吸収型格子３２の位置で一致する（重なり合う）ための幾何学的な条件である。このように、本例では、マルチスリット１４０により形成される複数の点光源に基づくＧ１像が重ね合わせられることにより、Ｘ線強度を低下させずに、位相コントラスト画像の画質を向上させることができる。

図６に、モアレ周期Ｔを変更する方法を示す。

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

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

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

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

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

次に、モアレ縞の解析方法について説明する。

図７は、被写体Ｈのｘ方向に関する位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折される１つのＸ線を示す。なお、図７において、マルチスリット１４０の図示は省略した。

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

被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被写体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、ｚをＸ線の進む方向として、次式（１７）で表される。

第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２の位置に投射されたＧ１像は、被写体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位することになる。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式（１８）で表される。

ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、式（１９）で表される。

このように、被写体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量Δｘは、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。そして、この変位量Δｘは、ＦＰＤ３０の各画素４０から出力される信号の位相ズレ量ψ（被写体Ｈがある場合とない場合とでの各画素４０の信号の位相のズレ量）に、次式（２０）のように関連している。

したがって、各画素４０の信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（２０）から屈折角φが求まり、式（１９）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まるから、これをｘについて積分することにより、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。本Ｘ線撮影システム１０では、上記位相ズレ量ψを、下記に示す縞走査法を用いて算出する。

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

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

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

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

ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、ＦＰＤ３０により撮影を行うと、各画素４０について、Ｍ個の信号値が得られる。以下に、このＭ個の信号値から各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。第２の吸収型格子３２の位置ｋにおける各画素４０の信号値をＩ_ｋ（ｘ）と標記すると、Ｉ_ｋ（ｘ）は、次式（２１）で表される。

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

次いで、次式（２２）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、次式（２３）のように表される。

ここで、ａｒｇ［ ］は、偏角の抽出を意味しており、各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素４０で得られたＭ個の信号値から、式（２３）に基づいて各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ（ｘ）が求められる。

図９は、縞走査に伴って変化する放射線画像検出器の一つの画素の信号を示す。

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

そして、屈折角φ（ｘ）は、上記式（１９）で示したように微分位相値に対応する値であるため、屈折角φ（ｘ）をｘ軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）が得られる。

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

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

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

上述した第１及び第２の吸収型格子３１，３２を用いた縞走査法によるＸ線位相イメージングでは、Ｘ線の屈折角度、Ｇ１像の位相シフト量、強度変調信号などに関わるごく僅かな変化量を計測する上で、マルチスリット１４０、第１、第２の格子３１，３２のそれぞれの熱膨張が与える影響を無視できない。被写体を透過した際のＸ線の屈折角度は、約数μｒａｄとごく僅かであって、この屈折角度に応じた放射線像の位相シフト量、すなわち画素毎の信号変化量もまた、ごく僅かである。画素毎の信号変化量は、第１、第２の格子３１，３２の相対位置を格子のスリット間隔の１周期ずらす間に複数回撮影することで得られるが、複数回の撮影時における第１、第２の格子３１，３２の相対移動量は微小である。このため、熱膨張によってマルチスリット１４０、第１、第２の格子３１，３２のそれぞれの相対位置が僅かでもズレてしまうと、位相コントラスト画像の画質に深刻な影響を与えかねない。すなわち、マルチスリット１４０、第１、第２の格子３１，３２のそれぞれの相対位置が極めて重要である。

ここで、Ｘ線源１１の近傍に配置されるマルチスリット１４０は特に、Ｘ線源１１から発熱した熱の伝搬によって熱膨張し易く、大きな熱歪みを生じる虞があるので、マルチスリット１４０の熱膨張による位相コントラスト画像の画質への影響は大きい。マルチスリット１４０が熱膨張すると、上述の式（１２）〜（１４）において幾何学的に決められるマルチスリット１４０のピッチｐ_３及びマルチスリット１４０と第１の格子３１との間の距離Ｌ_３が変わってマルチスリット１４０により形成された分散放射線源の分散焦点毎のＧ１像が第２の格子３２の位置で重なり合わず、第２の格子３２の位置に重畳されたＧ１像がｘ方向にボケてしまい、Ｇ１像のコントラストが著しく低下する。このように、マルチスリット１４０の熱膨張によって分散放射線源の分散焦点と第１、第２の格子３１，３２とのそれぞれの相対位置がズレると、実焦点１８ａと第１、第２の格子３１，３２とのそれぞれの相対位置がズレることと同様の結果となる。Ｇ１像のコントラストが低下すると、放射線画像検出器で検出される強度変化のコントラストが低下し、この強度変化に基づいて編成されるＸ線位相イメージングに演算誤差を生じ、位相コントラスト画像におけるコントラストや解像度の低下などの画質低下に繋がる。

また、第１、第２の格子３１，３２のそれぞれの格子周期（ピッチ）ｐ_１、ｐ_２及びスリット間隔ｄ_１．ｄ_２の相対関係は、Ｘ線焦点（実焦点１８ａに対する実効的な分散焦点）と第１、第２の格子３１，３２との間のそれぞれの距離Ｌ_１，Ｌ_２に対して幾何学的に決められているため、マルチスリット１４０の熱膨張等によって距離Ｌ_１，Ｌ_２が相対的にズレると、拡大率が変化することにより、Ｇ１像のピッチｐ_１に対する第２の格子のピッチｐ_２の比率がズレ、そのズレに応じた空間周波数のモアレが発生する。モアレは通常、撮影の直前又は直後等、別途取得した基準画像を用いたり、好適なフィルタ処理を施すことによって画像上問題とならない程度に補正処理を設計することが可能であるが、このようなＸ線焦点と各格子との相対的なズレ量に応じて空間周波数が変動するモアレを補正することは非常に困難である（このように除去が難しいモアレのことをアーティファクトと呼ぶことがある）。この点でも位相コントラスト画像の画質が低下してしまう。

そこで、マルチスリット１４０のＸ線源１１側に断熱部材１５０が配置されたことにより、Ｘ線源１１からマルチスリット１４０への熱の伝搬が遮断される。Ｘ線撮影システム全体の中でもＸ線源１１は最も高温の発熱源であって、このような断熱部材１５０を設けることでマルチスリット１４０の熱膨張の原因の大部分を取り除くことが可能となるので、マルチスリット１４０の熱膨張を十分に抑制できる。これにより、ＦＰＤ３０で検出される強度変化のコントラスト低下及び位相コントラスト画像の画質低下を抑制できる。

マルチスリット１４０、第１、第２の格子３１，３２のそれぞれの相対位置関係は、特に、位相コントラスト画像を得るための走査の方向（ｘ方向）において重要である。断熱部材１５０により、このｘ方向におけるマルチスリット１４０、第１、第２格子３１，３２のそれぞれの相対位置ズレを走査手段３３による走査ピッチ（例えば１μｍ前後）に対して十分に小さくできる。これにより、ＦＰＤ３０により複数回の撮影が行われる間に温度変化が生じても、マルチスリット１４０、第１、第２の格子３１，３２のそれぞれの適切な相対位置で撮像された画像に基づく位相コントラスト画像が得られる。
また、被写体を介在させない状態での放射線の格子パターン像を基準画像として取得する基準走査（プレ走査）の際と、被写体を介在させた状態での放射線の格子パターン像を取得する本走査の際とで温度が変わると、それぞれの走査における第１、第２の格子の相対初期位置が変わることとなるので、測定上、想定外の位相シフト量オフセットが発生してしまうが、この位相シフト量オフセットの発生を防止できるので、正しい測定結果を担保できる。以上より、マルチスリット１４０の熱膨張時における位相コントラスト画像の画質低下が抑制されるので、好適な位相コントラスト画像を撮影することが可能となる。

上述したマルチスリット１４０の熱膨張とほぼ同様に、マルチスリット１４０に伝わる振動もまた、マルチスリット１４０、第１、第２の格子３１，３２のそれぞれの間の相対位置ズレを生じさせるが、上述のように断熱部材１５０が防振部材を兼ねるので、Ｘ線管１８や冷却ファンからのマルチスリット１４０への振動伝達を遮断できる。このため、位相コントラスト画像の画質低下をより確実に抑制できる。

第１及び第２の吸収型格子３１，３２を用いた縞走査法によるＸ線位相イメージングでは、位相検出精度の観点から、マルチスリット１４０、第１、第２の格子３１，３２のそれぞれの相対位置を正確に維持するための熱膨張対策や振動対策が特に重要であり、上述した断熱部材１５０によって格子の相対位置ズレの複数の要因の一要因でも取り除かれることには非常に意義がある。

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

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

また、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から位相微分像（位相シフト分布Φの微分量）を作成するようにしてもよい。この位相微分像は、検出系の位相ムラを反映している（モアレによる位相ズレ、グリッドの不均一性、線量検出器の屈折等が含まれている）。そして、被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から位相微分像を作成し、これからプレ撮影で得られた位相微分像を引くことで、測定系の位相ムラを補正した位相微分像を得ることが出来る。

図１０は、上述の断熱部材１５０の代わりに、赤外線を遮蔽する赤外線カットフィルタ１５５が断熱部材として設けられた構成を示す。赤外線カットフィルタ１５５がＸ線管１８の発熱による赤外線成分を遮蔽するため、マルチスリット１４０の温度上昇を防止できる。これにより、マルチスリット１４０の熱膨張を抑制できる。なお赤外線カットフィルタとして樹脂製基板又は樹脂製フイルムに誘電体薄膜を多層形成した物を用いる方がＸ線の吸収が少なくなるのでより望ましい。

ここで、Ｘ線源１１とマルチスリット１４０との間に設けられる断熱部材は、上述の発泡部材とされた断熱部材１５０と、赤外線カットフィルタ１５５との両方を含んで構成されていてもよい。これにより、断熱効果を大きくできる。この場合、赤外線カットフィルタ１５５のＸ線源１１側に断熱部材１５０を配置することにより、赤外線カットフィルタ１５５のＸ線吸収による劣化を防止できる。

なお、上記各例では、マルチスリット１４０及び断熱部材がコリメータユニット１９に含まれていたが、これらのマルチスリット１４０及び断熱部材がコリメータユニット１９の外側に保持されていてもよい。
また、コリメータユニット１９はＸ線源１１のハウジングに保持されているが、Ｘ線源保持装置１４とは別の保持構造によってコリメータユニット１９が保持されていてもよい。
すなわち、マルチスリット１４０はＸ線源１１とは一体とされていなくてもよい。

図１１は、本発明の実施形態を説明するためのＸ線撮影システムの他の例を示す。コリメータユニット２９は、マルチスリット１４０を冷却する空冷手段１６０を有する。
なお、図１１及び図１３〜図１６においては、第1、第２の格子３１，３２及びマルチスリット１４０が配置される向きが図１等における格子の向きとは９０度異なっており、図１１及び図１３〜図１６の座標軸が示すように、第1、第２の格子３１，３２及びマルチスリット１４０は、それぞれのＸ線遮蔽部の延伸方向（ｙ方向）が鉛直方向に沿うように配置されている。
空冷手段１６０は、ファン（送風機）１６１及びダクト１６２を含んで構成されている。なお空冷手段１６０のＸ線透過領域はＸ線を減衰させないようにＸ線透過率の高い部材で構成することが望ましい。例えばベリリウム（Ｂｅ）や、カーボン板や樹脂等の有機化合物や、アルミ（Ａｌ）やマグネシウム（Ｍｇ）等の原子番号の小さい金属箔を用いることが望ましい。
ダクト１６２は、空気導入口１６２Ａ及び空気排出口１６２Ｂを有する。ダクト１６２の内部には、マルチスリット１４０及びファン１６１が配置されている。なお空気導入口１６２Ａ及び空気排出口１６２Ｂは、Ｘ線がこれらの導入口及び排出口から漏洩しないようにＸ線遮蔽部材が互い違いに配置された壁を持つラビリンス構造とされることで、空気はジグザグに進むが直進性の高いＸ線は遮蔽することが出来るようにすることが望ましい。

空気導入口１６２Ａは、Ｘ線源１１に生じた熱の対流が生じ易いコリメータユニット２９の上面部近傍の位置とは反対側にあるコリメータユニット２９底面部に設けられている。このため、Ｘ線源１１の発熱によって温められた空気が空気導入口１６２Ａに入りにくく、比較的低温の外部空気をダクト１６２内に取り入れることができるので、冷却効率を高くできる。
一方、空気排出口１６２Ｂは、コリメータユニット２９の筐体の上面部に設けられている。空気排出口１６２Ｂの近傍に配置されたファン１６１の吸排気により、断熱部材１５０とマルチスリット１４０との間に空気流ＡＦが形成される。

空気流ＡＦの方向がマルチスリット１４０のＸ線遮蔽部１４０ｂの延伸方向であるｙ方向に平行であって、複数のＸ線遮蔽部１４０ｂを横断する方向（ｘ方向）ではないことから、空気流ＡＦによってマルチスリット１４０が振動することを抑制できる。また、空気流ＡＦがマルチスリット１４０の格子面（ｘｙ平面）に沿って流れ、この空気流ＡＦによってマルチスリット１４０の格子面全体から放熱されるので、マルチスリット１４０の放熱効率を高くできる。

なお、空気導入口及び空気排出口のそれぞれの位置は、図１１における空気導入口１６２Ａ及び空気排出口１６２Ｂのそれぞれの位置には限定されない。例えば、コリメータユニット２９のｙ方向両端の側面部にそれぞれ空気導入口及び空気排出口が設けられていてもよい。
また、空気導入口及び空気排出口がコリメータユニット筐体の対向する面に配置されている必要はなく、例えば、コリメータユニット２９の底面部の空気導入口１６２Ａから取り入れた空気流をマルチスリット１４０の格子面通過後に整流板などによって図１１のｙ方向やｚ方向に屈曲させ、コリメータユニット２９のｙ方向やｚ方向の側面部に設けられた空気排出口から排気するように構成されていてもよい。

空気導入口の位置は、図１１のようなコリメータユニット２９におけるｘ方向下側の位置には限られないが、Ｘ線源１１からの熱の対流による影響を受けて温度上昇しない（あるいは温度上昇幅が少ない）位置とされることが好ましい。
なお、図１１では、空気流ＡＦが主としてマルチスリット１４０のＸ線源１１側の面に沿って流れていたが、空気流がマルチスリットの両面に沿って流れ、マルチスリットが両面から冷却されるように構成してもよい。
マルチスリットを冷却する手段としては、空冷手段の他、水冷手段やヒートパイプ等を適宜採用できる。

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

このＸ線撮影システム６０は、被検体（患者）Ｈを臥位状態で撮影するＸ線診断装置であって、Ｘ線源１１及び撮影部１２の他に、被検体Ｈを寝載するベッド６１を備える。

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

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

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

図１３及び図１４は、本発明の実施形態を説明するためのＸ線撮影システムの他の例を示す。Ｘ線源１１は、Ｘ線源保持装置１４の支柱部１４ｂに対して回動可能に設けられている。支柱部１４ｂには水平方向に沿った回動軸１４ｃが設けられており、図示しないモータによりＸ線源１１が回動軸１４ｃを中心に回動する。このため、Ｘ線源１１から射出されるＸ線の光軸Ａの向きが図１３のような水平方向と、図１２のような鉛直方向とに切替可能となっている。なお、光軸Ａの方向を水平方向と鉛直方向との間の任意の方向に合わせられるように構成されていてもよい。

Ｘ線の光軸Ａの方向が鉛直方向のときには、Ｘ線源１１は、図１２のようなベッド６１と組み合わせられる。すなわち、Ｘ線源１１、ベッド６１、ベッド６１の下側に設けられた撮影部１２、及びコンソール１３を備えたＸ線撮影システムが構成される。

図１４及び図１５は、コリメータユニット３９の一部断面模式図である。コリメータユニット３９は、マルチスリット１４０を冷却する空冷手段１７０を有する。空冷手段１７０は、ファン１７１、ダクト１８０、及び図示しない整流板などを含んで構成されている。なお空冷手段１７０のＸ線透過領域はＸ線を減衰させないようにＸ線透過率の高い部材で構成することが望ましい。例えばベリリウム（Ｂｅ）や、カーボン板や樹脂等の有機化合物や、アルミ（Ａｌ）やマグネシウム（Ｍｇ）等の原子番号の小さい金属箔を用いることが望ましい。
ダクト１８０は、２つの空気導入口１８１，１８２と、１つの空気排出口１８３とを有する。なお、空気導入口１８１，１８２及び空気排出口１８３は、Ｘ線がこれらの導入口及び排出口から漏洩しないようにＸ線遮蔽部材が互い違いに配置された壁を持つラビリンス構造とされることで、空気はジグザグに進むが直進性の高いＸ線は遮蔽することが出来るようにすることが望ましい。
空気導入口１８１，１８２はそれぞれの開閉手段１８１Ａ，１８２Ａを含んで構成されている。ファン１７１及び開閉手段１８１Ａ，１８２Ａはそれぞれ、コンソール１３（図２）のＩ／Ｆ２５を介して制御装置２０に接続されている。図示を省略するが、本例における制御装置２０は、光軸Ａの方向に応じて空気導入口１８１，１８２の開閉を制御する導入口開閉制御部を具備する。この導入口開閉制御部は、制御装置２０の処理の一部を構成する。

ここで示す構成は、複数の空気導入口１８１，１８２がＸ線の照射方向に応じて開閉される例を示す。
図１４のように、Ｘ線の光軸Ａの方向が水平方向のときには（例：立位撮影時）、Ｘ線源１１からの熱の対流の影響でコリメータユニット３９の筐体の＋ｙ方向上端部近傍が温度上昇するとともに、ダクト１８０の＋ｙ方向上端にある空気排出口１８３近傍が、マルチスリット１４０からの放熱された熱を含んだ熱の滞留によって温度上昇する。このように光軸Ａの方向が水平方向のときには、導入口開閉制御部の制御により、Ｘ線源１１からの熱の対流の影響で温度上昇する部分から離れた位置、つまりその熱の対流において低温側にあって、かつマルチスリット１４０に近い位置にある一方の空気導入口１８１が開放されると共に、この空気導入口１８１よりもマルチスリット１４０から遠い位置にある他方の空気導入口１８２が閉塞される。図１４のようにＸ線源１１からの熱の対流において低温側の空気導入口が複数ある場合には、マルチスリット１４０との距離が近い空気導入口が開放され、マルチスリット１４０との距離が遠い空気導入口が閉塞される。
Ｘ軸の光軸方向が水平方向のとき、ファン１７１の吸排気によって外部空気が空気導入口１８１からダクト１８０内に取り入れられ、空気流ＡＦが形成される。

図１５のようにＸ線の光軸Ａの方向が鉛直方向のときには（例：ベッドを使用した臥位撮影時）、Ｘ線源１１からの熱の対流の影響でコリメータユニット３９の筐体の−ｚ方向上端部近傍が温度上昇するとともに、ダクト１８０の−ｚ方向上端部近傍（マルチスリット１４０の上方）が、マルチスリット１４０からの放熱された熱を含んだ熱の滞留によって温度上昇する。このように光軸Ａの方向が鉛直方向のときには、導入口開閉制御部の制御により、Ｘ線源１１からの熱の対流の影響で温度上昇する部分から離れた位置、つまりその熱の対流において低温側にある一方の空気導入口１８２が開放されると共に、この空気導入口１８２よりも温度上昇部分に近い位置、つまりその熱の対流において高温側にある他方の空気導入口１８１が閉塞される。
Ｘ軸の光軸方向が鉛直方向のとき、ファン１７１の吸排気によって外部空気が空気導入口１８２からダクト１８０内に取り入れられ、空気流ＡＦが形成される。

このように、光軸Ａの方向に応じて空気導入口１８１，１８２が使い分けられることにより、Ｘ線源１１の回動位置が変わっても、Ｘ線源１１からの熱の対流において比較的低温の外部空気をダクト１８０内に取り入れ、マルチスリット１４０を効率的に冷却することが可能となる。
なお、図１４及び図１５の構成ではファン１７１によって吸排気を行っていたが、吸気用の別のファンを設けてもよい。ファンがそれぞれ設けられる位置は特に限定されない。光軸方向が水平方向のときと鉛直方向のときとで空気排出口１８３が共用されていたが、光軸方向が水平方向のときに用いられる空気排出口と、光軸方向が垂直方向のときに用いられる空気排出口とが別々に設けられていてもよい。
図１４に示したコリメータユニット３９は、本明細書に記載されたＸ線撮影システムのいずれの構成例においても適用可能である。

図１６及び図１７は、本発明の実施形態を説明するためのＸ線撮影システムの他の例を示す。このＸ線撮影システム６０は、被検体（患者）Ｈを立位状態及び臥位状態で撮影することを可能とするＸ線診断装置であって、Ｘ線源１１及び撮影部１２が、旋回アーム７１によって保持されている。この旋回アーム７１は、基台７２に旋回可能に連結されている。

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

また、基台７２には、上下方向に延伸した第２の溝７４が形成されている。旋回アーム７１は、Ｕ字状部７１ａと直線状部７１ｂとの接続部に設けられた連結機構７５により、第２の溝７４に沿って上下方向に移動自在となっている。また、旋回アーム７１は、連結機構７５により、ｙ方向に沿う回転軸Ｃを中心として旋回可能となっている。図１６に示す立位撮影状態から、旋回アーム７１を、回転軸Ｃを中心として時計回りに９０°回動させるとともに、被検体Ｈを寝載するベッド（図示せず）の下に撮影部１２を配置することで、臥位撮影が可能となる。なお、旋回アーム７１は、９０°の回動に限られず、任意の角度の回動を行うことができ、立位撮影（水平方向）及び臥位撮影（上下方向）以外の方向での撮影が可能である。旋回アーム７１を９０°回動させて、ベッドの下に撮影部１２を配置する際には、Ｘ線源１１を直線状部７１ｂに対して回動させて、光軸Ａの向きを鉛直方向に沿った向きにして撮影する。本例のＸ線撮影システムは、上述したコリメータユニット３９を搭載しているので、光軸Ａの向きに応じて空気導入口が上述と同様に選択的に開放される。これにより、マルチスリット１４０をより確実に冷却することが可能となる。

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

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

次に、本発明をマンモグラフィ（Ｘ線乳房撮影）に適用した例を示す。図１８に示すマンモグラフィ装置８０は、被検体として乳房ＢのＸ線画像（位相コントラスト画像）を撮影する装置である。マンモグラフィ装置８０は、基台（図示せず）に対して旋回可能に連結されたアーム部材８１の一端に配設されたＸ線源収納部８２と、アーム部材８１の他端に配設された撮影台８３と、撮影台８３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板８４とを備える。

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

次に、上記マンモグラフィ装置の変形例を示す。図１９に示すマンモグラフィ装置９０は、第１の吸収型格子３１がＸ線源１１と圧迫板８４との間に配設されている点のみが上記のマンモグラフィ装置８０と異なる。第１の吸収型格子３１は、アーム部材８１に接続された格子収納部９１に収納されている。撮影部９２は、第１の吸収型格子３１を備えず、ＦＰＤ３０、第２の吸収型格子３２、及び走査手段３３により構成されている。

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

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

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

そこで、他の例として、図２０に示すように、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の格子面の中心に直交する仮想線（Ｘ線の光軸Ａ）を中心として、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を、図２０（ａ）に示す第１の向き（Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向がｙ方向に沿う方向）から一体的に任意の角度で回転させて、図２０（ｂ）に示す第２の向き（Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向がｘ方向に沿う方向）とする回転機構１０５を設け、第１の向きと第２の向きとのそれぞれにおいて位相コントラスト画像を生成するように構成することも好適である。こうすることで、上述した位置再現性の問題をなくせる。なお、図２０（ａ）には、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向がｙ方向に沿う方向となるような第１、第２格子３１，３２の第１の向きを示し、図２０（ｂ）には、図２０（ａ）の状態から９０度回転させ、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向がｘ方向に沿う方向となるような第１、第２格子３１，３２の第２の向きを示したが、第１、第２の格子の回転角度は任意である。また、第１の向き及び第２の向きに加えて、第３の向き、第４の向きなど、２回以上の回転操作を行って、それぞれの向きでの位相コントラスト画像を生成するように構成してもよい。

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

また、上記例の第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの周期配列方向が直線状（すなわち、格子面が平面状）となるように構成されているが、これに代えて、図２１に示すように、格子面を曲面上に凹面化した第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１を用いることも好適である。

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

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

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

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

本例の第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１及びＦＰＤ１１２は、上記いずれの例においても適用可能である。更に、マルチスリット１４０を、第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１と同様な形状とすることも好適である。

次に、本発明の例を説明するための他のＸ線撮影システムの構成例について説明する。図２２に本例の放射線位相画像撮影装置の概略構成を示す。
本例のＸ線位相画像撮影装置は、Ｘ線源１１から射出されたＸ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１３１と、第１の格子１３１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第２の格子１３２と、第２の格子１３２により形成された第２の周期パターン像を検出するＸ線画像検出器（放射線画像検出器）２４０と、Ｘ線画像検出器２４０により検出された第２の周期パターン像に基づいて縞画像を取得し、その取得した縞画像に基づいて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部２６０とを備えている。なお、位相コントラスト画像生成部２６０は、コンソール１３（図２）内の制御装置２０の処理の一部を構成する。

Ｘ線源１１は、被写体Ｈに向けてＸ線を射出するものであり、第１の格子１３１にＸ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、Ｘ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Ｘ線の発光点（いわゆる焦点サイズ）の大きなＸ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（例えば、上述したマルチスリット１４０）をＸ線源１１と第１の格子１３１との間に設置して使用することができる。

第１の格子１３１は、照射されるＸ線に対して約９０°又は約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、Ｘ線遮蔽部を金とした場合、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ｈ_１は１μｍ〜数μｍ程度になる。また、第１の格子１３１として、振幅変調型格子を用いることもできる。
一方、第２の格子１３２は、振幅変調型格子であることが望ましい。

ここで、Ｘ線源１１から照射されるＸ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１３１を通過して形成される第１の格子１３１の自己像は、Ｘ線源１１からの距離に比例して拡大される。そして、本例においては、第２の格子１３２の格子ピッチＰ_２と間隔ｄ_２は、そのスリット部が、第２の格子１３２の位置における第１の格子１３１の自己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る。すなわち、Ｘ線源１１の焦点から第１の格子１３１までの距離をＬ_１、第１の格子１３１から第２の格子１３２までの距離をＬ_２とした場合、第２の格子ピッチＰ_２及び間隔ｄ_２は、上記の（１）及び式（２）の関係を満たすように決定される。

なお、Ｘ線源１１から照射されるＸ線が平行ビームである場合には、Ｐ_２＝Ｐ_１，ｄ
_２＝ｄ_１を満たすように決定される。

Ｘ線画像検出器２４０は、第１の格子１３１に入射したＸ線が形成する第１の格子１３１の自己像が第２の格子１３２によって強度変調された像を画像信号として検出するものである。このようなＸ線画像検出器２４０として、本例においては、直接変換型のＸ線画像検出器であって、線状の読取光によって走査されることによって画像信号が読み出される、いわゆる光読取方式のＸ線画像検出器を用いる。

図２３（Ａ）は、本例のＸ線画像検出器２４０の斜視図、図２３（Ｂ）は図２３（Ａ）に示すＸ線画像検出器のＸＺ面断面図、図２３（Ｃ）は図４（Ａ）に示すＸ線画像検出器のＹＺ面断面図である。

本例のＸ線画像検出器２４０は、図２３（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、Ｘ線を透過する第１の電極層２４１、第１の電極層２４１を透過したＸ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２４２、記録用光導電層２４２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、か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輸送層２４４、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２４５、及び第２の電極層２４６をこの順に積層してなるものである。記録用光導電層２４２と電荷輸送層２４４との界面近傍には、記録用光導電層２４２内で発生した電荷を蓄積する蓄電部２４３が形成される。なお、上記各層は、ガラス基板２４７上に第２の電極層２４６から順に形成されている。

第１の電極層２４１としては、Ｘ線を透過するものであればよく、たとえば、ネサ皮膜（ＳｎＯ_２)、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。

記録用光導電層２４２は、Ｘ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、Ｘ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。

電荷輸送層２４４としては、たとえば、Ｘ線画像の記録の際に第１の電極層２４１に帯電する電荷の移動度と、その逆極性となる電荷の移動度の差が大きい程良く（例えば１０^２以上、望ましくは１０^３以上）、たとえば、ポリＮ−ビニルカルバゾール（ＰＶＫ）、N,N'−ジフェニル−N,N'−ビス（３−メチルフェニル）−〔1,1'−ビフェニル〕−4,4'−ジアミン（ＴＰＤ）やディスコティック液晶等の有機系化合物、或いはＴＰＤのポリマー（ポリカーボネート、ポリスチレン、ＰＶＫ）分散物，Ｃｌを１０〜２００ｐｐｍドープしたａ−Ｓｅ、Ａｓ_２Ｓｅ_３等の半導体物質が適当である。厚さは０．２〜２μｍ程度が適切である。

読取用光導電層２４５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。

第２の電極層２４６は、読取光を透過する複数の透明線状電極２４６ａと読取光を遮光する複数の遮光線状電極２４６ｂとを有するものである。透明線状電極２４６ａと遮光線状電極２４６ｂとは、Ｘ線画像検出器２４０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２４６ａと遮光線状電極２４６ｂとは、図２３（Ａ），（Ｂ）に示すように、所定の間隔を空けて交互に平行に配列されている。

透明線状電極２４６ａ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２４１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。

遮光線状電極２４６ｂ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。

そして、本例のＸ線画像検出器２４０においては、後で詳述するが、隣接する透明線状電極２４６ａと遮光線状電極２４６ｂとの１組を用いて画像信号が読み出される。すなわち、図２３（Ｂ）に示すように、１組の透明線状電極２４６ａと遮光線状電極２４６ｂ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。本例においては、１画素が略５０μｍとなるように透明線状電極２４６ａと遮光線状電極２４６ｂとが配置されている。

そして、本例のＸ線位相画像撮影装置は、図２３（Ａ）に示すように、透明線状電極２４６ａと遮光線状電極２４６ｂ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２５０を備えている。本例の線状読取光源２５０は、ＬＥＤ（Light EmittingDiode）やＬＤ（Laser Diode）などの光源と所定の光学系とから構成され、略１０μｍの幅の線状の読取光をＸ線画像検出器２４０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２５０は、所定の移動機構（図示省略）によって透明線状電極２４６ａ及び遮光線状電極２４６ｂの延伸方向（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２５０から発せられた線状の読取光によってＸ線画像検出器２４０が走査されて画像信号が読み出される。画像信号の読取りの作用については後で詳述する。

そして、Ｘ線源１１、第１の格子１３１、第２の格子１３２及びＸ線画像検出器２４０を備える構成をタルボ干渉計として機能させるためには、更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。

まず、第１の格子１３１と第２の格子１３２とのグリッド面が、図２２に示すＸ−Ｙ平面に平行であることが必要である。

そして、更に、第１の格子１３１と第２の格子１３２との距離Ｚ_２（タルボ干渉距離Ｚ）は、第１の格子１３１が９０°の位相変調を与える位相変調型格子である場合、次式（２４）をほぼ満たさなければならない。

ただし、λはＸ線の波長（通常はピーク波長）、ｍは０か正の整数、Ｐ_１は上述した第１の格子１３１の格子ピッチ、Ｐ_２は上述した第２の格子１３２の格子ピッチである。

また、第１の格子１３１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、タルボ干渉距離Ｚに関して次式（２５）をほぼ満たさなければならない。ｍは０か正の整数、Ｐ_１は上述した第１の格子１３１の格子ピッチ、Ｐ_２は上述した第２の格子１３２の格子ピッチである。また、第１の格子１３１が振幅変調型格子である場合には、上述の式（３）をほぼ満たさなければならない。

また、第１、第２の格子１３１，１３２のそれぞれの厚みｈ_１，ｈ_２に関しても、第１、第２の格子３１，３２に関して上述した式（７）及び式（８）を満たすように設定する必要がある。

そして、更に本例のＸ線位相画像撮影装置においては、図２４に示すように、第１の格子１３１と第２の格子１３２とが、第１の格子１３１の延伸方向と第２の格子１３２の延伸方向とが相対的に傾くように配置されるものである。そして、このように配置された第１の格子１３１と第２の格子１３２に対して、Ｘ線画像検出器２４０によって検出される画像信号の各画素の主走査方向（図２３のＸ方向）の主画素サイズＤｘと副走査方向の副画素サイズＤｙとは、図２４に示すような関係となる。

主画素サイズＤｘは、上述したようにＸ線画像検出器２４０の透明線状電極２４６ａと遮光線状電極２４６ｂの配列ピッチによって決定されるものであって、本例においては５０μｍに設定されている。また、副画素サイズＤｙは、線状読取光源２５０によってＸ線画像検出器２４０に照射される線状の読取光の幅によって決定されるものであって、本例においては１０μｍに設定されている。

ここで、本例においては、複数の縞画像を取得し、その複数の縞画像に基づいて位相コントラスト画像を生成するが、その取得する縞画像の数をＭとすると、Ｍ個の副画素サイズＤｙが位相コントラスト画像の副走査方向の１つの画像解像度Ｄとなるように第１の格子１３１が第２の格子１３２に対して傾けられる。

具体的には、図２５に示すように、第２の格子１３２のピッチ及び第１の格子１３１によって第２の格子１３２の位置に形成される周期パターン像（以下、第１の格子１３１の自己像Ｇ１という）のピッチをp、第２の格子１３２に対する第１の格子１３１の自己像のＸ−Ｙ面内の相対的な回転角をθ、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度をＤ（＝Ｄｙ×Ｍ）とすると、回転角θを下式（２６）を満たすように設定することによって、副走査方向の画像解像度Ｄの長さに対して、第１の格子１３１の自己像Ｇ１と第２の格子１３２の位相がｎ周期分ずれることになる。なお、図２５においては、Ｍ＝５、ｎ＝１の場合を示している。

したがって、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度ＤをＭ分割したＤｘ×Ｄｙの各画素によって、第１の格子１３１の自己像のｎ周期分の強度変調をＭ分割した画像信号が検出できることになる。図２５に示す例では、ｎ＝１としているので、副走査方向の画像解像度Ｄの長さに対して、第１の格子１３１の自己像Ｇ１と第２の格子１３２の位相が１周期分ずれることになる。もっとわかり易く言えば、第１の格子１３１の自己像Ｇ１の１周期分の第２の格子１３２を通過する範囲が、副走査方向の画像解像度Ｄの長さにわたって変化する。

そして、Ｍ＝５としているので、Ｄｘ×Ｄｙの各画素によって第１の格子１３１の自己像の１周期の強度変調を５分割した画像信号が検出できることになり、すなわち、Ｄｘ×Ｄｙの各画素によって互いに異なる５つの縞画像の画像信号をそれぞれ検出することができることになる。なお、５つの縞画像の画像信号の取得方法については、後で詳述する。

なお、本例においては、上述したとおり、Ｄｘ＝５０μｍ、Ｄｙ＝１０μｍ、Ｍ＝５としているので、位相コントラスト画像の主走査方向の画像解像度Ｄｘと副走査方向の画像解像度Ｄ＝Ｄｙ×Ｍが同じになるが、必ずしも主走査方向の画像解像度Ｄｘと副走査方向の画像解像度Ｄとを合わせる必要はなく、任意の主副比としてもよい。

更に、本例においては、Ｍ＝５としているが、Ｍは３以上であればよく、５以外であってもよい。また、上記説明ではｎ＝１としたが、ｎは０以外の整数であれば１以外の整数でもよい。すなわち、ｎが負の整数の場合には上述した例に対して反対周りの回転となり、また、ｎを±１以外の整数としてｎ周期分の強度変調としてもよい。ただし、ｎがＭの倍数の場合は、１組のＭ個の副走査方向画素Ｄｙの間で第１の格子１３１の自己像Ｇ１と第２の格子１３２の位相が等しくなり、異なるＭ個の縞画像とならないため除外するものとする。

また、第２の格子１３２に対する第１の格子１３１の自己像の回転角θについては、たとえば、Ｘ線画像検出器２４０と第２の格子１３２の相対回転角を固定した後、第１の格子１３１を回転させることによって行うことができる。

たとえば、上式（２６）でｐ＝５μｍ、Ｄ＝５０μｍ、ｎ＝１とすると、理論上の回転角θは約５．７°である。そして、第２の格子１３２に対する第１の格子１３１の自己像の実際の回転角θ’は、たとえば、第１の格子の自己像と第２の格子１３２によるモアレのピッチによって検出することができる。

具体的には、図２６に示すように、実際の回転角をθ’、回転によって生じたＸ方向への見た目の自己像のピッチＰ’とすると、観測されるモアレのピッチＰｍは、１／Ｐｍ＝｜１／Ｐ’−１／Ｐ｜であるので、Ｐ’＝Ｐ／ｃｏｓθ’を上式に代入することによって実際の回転角θ’を求めることができる。なお、モアレのピッチＰｍについては、Ｘ線画像検出器２４０によって検出された画像信号に基づいて求めるようにすればよい。

そして、理論上の回転角θと実際の回転角θ’とを比較し、その差の分だけで自動又は手動で第１の格子１３１の回転角を調整するようにすればよい。

位相コントラスト画像生成部２６０は、Ｘ線画像検出器２４０により検出された互いに異なるＭ種類の縞画像の画像信号に基づいてＸ線位相コントラスト画像を生成するものである。

次に、本例のＸ線位相画像撮影装置の作用について説明する。

まず、図２２に示すように、Ｘ線源１１と第１の格子１３１との間に、被写体Ｈが配置された後、Ｘ線源１１からＸ線が射出される。そして、そのＸ線は被写体Ｈを透過した後、第１の格子１３１に照射される。第１の格子１３１に照射されたＸ線は、第１の格子１３１で回折されることにより、第１の格子１３１からＸ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。

これをタルボ効果と呼び、光波が第１の格子１３１を通過したとき、第１の格子１３１から所定の距離において、第１の格子１３１の自己像を形成する。たとえば、第１の格子１３１が、９０°の位相変調を与える位相変調型格子の場合、上式（２４）（１８０°の位相変調型格子の場合は上式（２５）、強度変調型格子の場合は上式（３））で与えられる距離において第１の格子１３１の自己像を形成する一方、被写体Ｈによって、第１の格子１３１に入射するＸ線の波面は歪むため、第１の格子１３１の自己像はそれに従って変形している。

続いて、Ｘ線は、第２の格子１３２を通過する。その結果、上記の変形した第１の格子１３１の自己像は第２の格子１３２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Ｘ線画像検出器２４０により検出される。

ここで、Ｘ線画像検出器２４０における画像検出と読出しの作用について説明する。

まず、図２７（Ａ）に示すように高圧電源４００によってＸ線画像検出器２４０の第１の電極層２４１に負の電圧を印加した状態において、第１の格子１３１の自己像と第２の格子１３２との重ね合わせによって強度変調されたＸ線が、Ｘ線画像検出器２４０の第１の電極層２４１側から照射される。

そして、Ｘ線画像検出器２４０に照射されたＸ線は、第１の電極層２４１を透過し、記録用光導電層２４２に照射される。そして、そのＸ線の照射によって記録用光導電層２４２において電荷対が発生し、そのうち正の電荷は第１の電極層２４１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記録用光導電層２４２と電荷輸送層２４４との界面に形成される蓄電部２４３に蓄積される（図２７（Ｂ）参照）。

次に、図２８に示すように、第１の電極層２４１が接地された状態において、線状読取光源２５０から発せられた線状の読取光Ｌ１が第２の電極層２４６側から照射される。読取光Ｌ１は透明線状電極２４６ａを透過して読取用光導電層２４５に照射され、その読取光Ｌ１の照射により読取用光導電層２４５において発生した正の電荷が電荷輸送層２４４を通過して蓄電部２４３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２４６ａに接続されたチャージアンプ２００を介して遮光線状電極２４６ｂに帯電した正の電荷と結合する。

そして、読取用光導電層２４５において発生した負の電荷と遮光線状電極２４６ｂ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。

そして、線状読取光源２５０が、副走査方向に移動することによって線状の読取光Ｌ１によってＸ線画像検出器２４０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位相コントラスト画像生成部２６０に順次入力されて記憶される。

そして、Ｘ線画像検出器２４０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位相コントラスト画像生成部２６０に記憶された後、位相コントラスト画像生成部２６０は、その記憶された画像信号に基づいて、互いに異なる５つの縞画像の画像信号を取得する。

具体的には、本例においては、図２５に示すように、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度Ｄを５分割し、第１の格子１３１の自己像の１周期の強度変調を５分割した画像信号が検出できるように第１の格子１３１を第２の格子１３２に対して傾けるようにしたので、図２９に示すように、第１読取ラインから読み出された画像信号が第１の縞画像信号Ｍ１として取得され、第２読取ラインから読み出された画像信号が第２の縞画像信号Ｍ２として取得され、第３読取ラインから読み出された画像信号が第３の縞画像信号Ｍ３として取得され、第４読取ラインから読み出された画像信号が第４の縞画像信号Ｍ４として取得され、第５読取ラインから読み出された画像信号が第５の縞画像信号Ｍ５として取得される。なお、図２９に示す第１〜第５読取ラインは、図２５に示す副画素サイズＤｙに相当する。

また、図２９においては、Ｄｘ×（Ｄｙ×５）の読取範囲しか示していないが、その他の読取範囲についても、上記と同様にして第１〜第５の縞画像信号が取得される。すなわち、図３０に示すように、副走査方向について４画素間隔毎の画素行（読取ライン）からなる画素行群の画像信号が取得されて１フレームの１つの縞画像信号が取得される。より具体的には、第１読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第１の縞画像信号が取得され、第２読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第２の縞画像信号が取得され、第３読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第３の縞画像信号が取得され、第４読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第４の縞画像信号が取得され、第５読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて１フレームの第５の縞画像信号が取得される。

上記のようにして互いに異なる第１〜第５の縞画像信号が取得され、この第１〜第５の縞画像信号に基づいて、位相コントラスト画像生成部２６０において位相コントラスト画像が生成される。

本例における位相コントラスト画像の生成方法は、既に式（１７）〜（２３）を参照して説明した内容と同様であるため、その説明を省略する。

なお、上述した第１の格子１３１と第２の格子１３２とを傾ける構成において、第１の格子１３１と第２の格子１３２とをともに吸収型（振幅変調型）格子として構成し、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構成としてもよい。この場合には、第１の格子１３１の間隔ｄ_１と第２の格子１３２の間隔ｄ_２とを、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。たとえば、Ｘ線源のターゲット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、第１の格子１３１の間隔ｄ_１と第２の格子１３２の間隔ｄ_２を、１μｍ〜１０μｍ程度とすればスリット部で大部分の放射線が回折されずに幾何学的に投影される。第１の格子１３１の格子ピッチＰ_１と第２の格子１３２の格子ピッチＰ_２との関係と、第１の格子１３１の間隔ｄ_１と第２の格子１３２の間隔ｄ_２との関係とについては、上述した第１の格子１３１が位相変調型格子である場合と同様である。また、第２の格子１３２に対する第１の格子１３１の傾きについても、上述の例と同様であり、位相コントラスト画像の生成も、上述の例と同様に行われる。

なお、上記例においては、Ｘ線画像検出器２４０として、線状読取光源２５０から発せられた線状の読取光の走査によって画像信号が読み出される、いわゆる光読取方式のＸ線画像検出器を用いるようにしたが、これに限らず、たとえば、特開２００２−２６３００号公報に記載されているような、ＴＦＴスイッチが２次元状に多数配列され、そのＴＦＴスイッチをオンオフすることによって画像信号が読み出されるＴＦＴスイッチを用いたＸ線画像検出器や、ＣＭＯＳを用いたＸ線画像検出器などを用いるようにしてもよい。

具体的には、ＴＦＴスイッチを用いたＸ線画像検出器は、たとえば、図３１に示すように、Ｘ線の照射によって半導体膜において光電変換された電荷を収集する画素電極２７１と画素電極２７１によって収集された電荷を画像信号として読み出すためのＴＦＴスイッチ２７２とを備えた画素回路２７０が２次元状に多数配列されたものである。そして、ＴＦＴスイッチを用いたＸ線画像検出器は、画素回路行毎に設けられ、ＴＦＴスイッチ２７２をオンオフするためのゲート走査信号が出力される多数のゲート電極２７３と、画素回路列毎に設けられ、各画素回路２７０から読み出された電荷信号が出力される多数のデータ電極２７４とを備えている。なお、各画素回路２７０の詳細な層構成については、特開２００２−２６３００号公報に記載されている層構成と同様である。

そして、たとえば、第２の格子１３２と画素回路列（データ電極）とが平行になるように設置した場合、１つの画素回路列が、上記例において説明した主画素サイズＤｘに相当し、１つの画素回路行が、上記例において説明した副画素サイズＤｙに相当する。なお、主画素サイズＤｘ及び副画素サイズＤｙは、たとえば、５０μｍとすることができる。

そして、上記例と同様に、位相コントラスト画像を生成するためにＭ枚の縞画像を使用する場合、Ｍ行の画素回路行が、位相コントラスト画像の副走査方向の１つの画像解像度Ｄとなるように第１の格子１３１が第２の格子１３２に対して傾けられる。具体的な、第１の格子１３１の回転角については、上記例と同様に、上式（２６）によって算出される。

上式（２６）において、たとえば、Ｍ＝５、ｎ＝１として第１の格子１３１の回転角θを設定した場合、図３１の１つの画素回路２７０によって第１の格子１３１の自己像の１周期の強度変調を５分割した画像信号を検出できることになり、すなわち、図３１に示す５本のゲート電極２７３に接続される５行の画素回路行によって、互いに異なる５つの縞画像の画像信号をそれぞれ検出することができることになる。なお、図３１においては、１つの画素回路列に対して１本の第２の格子１３２と自己像Ｇ１とが対応して示されているが、実際には、１つの画素回路列に対して多数の第２の格子１３２及び自己像Ｇ１が存在していてもよく、図３１は図示省略しているものとする。

したがって、第１読取ライン用ゲート電極Ｇ１１に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第１の縞画像信号Ｍ１として取得され、第２読取ライン用ゲート電極Ｇ１２に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第２の縞画像信号Ｍ２として取得され、第３読取ライン用ゲート電極Ｇ１３に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第３の縞画像信号Ｍ３として取得され、第４読取ライン用ゲート電極Ｇ１４に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第４の縞画像信号Ｍ４として取得され、第５読取ライン用ゲート電極Ｇ１５に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第５の縞画像信号Ｍ５として取得される。

第１〜第５の縞画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成する方法については、上記例と同様である。なお、上述したように１つの画素回路２７０の主走査方向及び副走査方向のサイズが５０μｍである場合には、位相コントラスト画像の主走査方向の画像解像度は５０μｍとなり、副走査方向の画像解像度は５０μｍ×５＝２５０μｍとなる。

また、ＣＭＯＳを用いたＸ線画像検出器としては、たとえば、Ｘ線の照射を受けて可視光を発生し、その可視光を光電変換することによって電荷信号を検出する画素回路２８０が、図３２に示すように２次元状に多数配列されたものを用いることができる。そして、このＣＭＯＳを用いたＸ線画像検出器は、画素回路行毎に設けられ、画素回路２８０に含まれる信号読み出し回路を駆動するための駆動信号が出力される多数のゲート電極２８２及びリセット電極２８４と、画素回路列毎に設けられ、各画素回路２８０の信号読み出し回路から読み出された電荷信号が出力される多数のデータ電極２８３とを備えている。なお、ゲート電極２８２及びリセット電極２８４には、信号読み出し回路に駆動信号を出力する行選択走査部２８５が接続され、データ電極２８３には、各画素回路から出力された電荷信号に所定の処理を施す信号処理部２８６が接続されている。

各画素回路２８０は、図３３に示すように、基板８００の上方に絶縁膜８０３を介して形成された下部電極８０６と、下部電極８０６上に形成された光電変換膜８０７と、光電変換膜８０７上に形成された上部電極８０８と、上部電極８０８上に形成された保護膜８０９と、保護膜８０９上に形成されたＸ線変換膜８１０とを備えている。

Ｘ線変換膜８１０は、たとえば、Ｘ線の照射を受けて５５０ｎｍの波長の光を発するＣｓＩ：ＴＩから形成される。その厚さは５００μｍ程度とすることが望ましい。

上部電極８０８は、光電変換膜８０７に５５０ｎｍの波長の光を入射させる必要があるため、その入射光に対して透明な導電性材料で構成される。また、下部電極８０６は、画素回路２８０毎に分割された薄膜であり、透明又は不透明の導電性材料で形成される。

光電変換膜８０７は、たとえば、５５０ｎｍの波長の光を吸収してこの光に応じた電荷を発生する光電変換材料から形成される。このような光電変換材料としては、たとえば、有機半導体、有機色素を含む有機材料、及び直接遷移型のバンドギャップをもつ吸収係数の大きい無機半導体結晶等を単体又は組み合わせた材料などがある。

そして、上部電極８０８と下部電極８０６との間に所定のバイアス電圧を印加することで、光電変換膜８０７で発生した電荷のうち一方が上部電極８０８に移動し、他方が下部電極８０６に移動する。

そして、下部電極８０６の下方の基板８００内には、この下部電極８０６に対応させて、下部電極８０６に移動した電荷を蓄積するための電荷蓄積部８０２と、電荷蓄積部８０２に蓄積された電荷を電圧信号に変換して出力する信号読み出し回路８０１とが形成されている。

電荷蓄積部８０２は、絶縁膜８０３を貫通して形成された導電性材料のプラグ８０４によって下部電極８０６に電気的に接続されている。信号読み出し回路８０１は、公知のＣＭＯＳ回路によって構成されている。

そして、上述したようなＣＭＯＳを用いたＸ線画像検出器を、図３４に示すように、第２の格子１３２と画素回路列（データ電極）とが平行になるように設置した場合、１つの画素回路列が、上記例において説明した主画素サイズＤｘに相当し、１つの画素回路行が、上記例において説明した副画素サイズＤｙに相当する。なお、主画素サイズＤｘ及び副画素サイズＤｙは、ＣＭＯＳを用いたＸ線画像検出器の場合には、たとえば、１０μｍとすることができる。

そして、上記例と同様に、位相コントラスト画像を生成するためにＭ枚の縞画像を使用する場合、Ｍ行の画素回路行が、位相コントラスト画像の副走査方向の１つの画像解像度Ｄとなるように第１の格子１３１が第２の格子１３２に対して傾けられる。具体的な、第１の格子１３１の回転角については、上記例と同様に、上式（２６）によって算出される。

上式（２６）において、たとえば、Ｍ＝５、ｎ＝１として第１の格子１３１の回転角θを設定した場合、図３４の１つの画素回路２８０によって第１の格子１３１の自己像の１周期の強度変調を５分割した画像信号を検出できることになり、すなわち、図３４に示す５本のゲート電極２８２に接続される５行の画素回路行によって、互いに異なる５つの縞画像の画像信号をそれぞれ検出することができることになる。なお、図３４においては、１つの画素回路列に対して１本の第２の格子１３２と自己像Ｇ１とが対応して示されているが、実際には、１つの画素回路列に対して多数の第２の格子１３２及び自己像Ｇ１が存在していてもよく、図３４は図示省略しているものとする。

したがって、ＴＦＴスイッチを用いたＸ線画像検出器の場合と同様に、第１読取ライン用ゲート電極Ｇ１１に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第１の縞画像信号Ｍ１として取得され、第２読取ライン用ゲート電極Ｇ１２に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第２の縞画像信号Ｍ２として取得され、第３読取ライン用ゲート電極Ｇ１３に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第３の縞画像信号Ｍ３として取得され、第４読取ライン用ゲート電極Ｇ１４に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第４の縞画像信号Ｍ４として取得され、第５読取ライン用ゲート電極Ｇ１５に接続される画素回路行から読み出された画像信号が第５の縞画像信号Ｍ５として取得される。

第１〜第５の縞画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成する方法については、上記例と同様である。なお、上述したように１つの画素回路２８０の主走査方向及び副走査方向のサイズが１０μｍである場合には、位相コントラスト画像の主走査方向の画像解像度は１０μｍとなり、副走査方向の画像解像度は１０μｍ×５＝５０μｍとなる。

なお、上述したようにＴＦＴスイッチを用いたＸ線画像検出器やＣＭＯＳを用いたＸ線画像検出器も用いることは可能であるが、これらのＸ線画像検出器は、画素が正方形であるため、本発明を適用する場合には、副走査方向の解像度が主走査方向の解像度に対して悪くなる。これに対し、上記例で説明した光読取方式のＸ線画像検出器においては、主走査方向については線状電極の幅（延伸方向と垂直な方向）によって解像度Ｄｘが制限されるが、副走査方向については、線状読取光源２５０の読取光の副走査方向の幅及び１ラインあたりのチャージアンプ２００の蓄積時間と線状読取光源２５０の移動速度の積で解像度Ｄｙが決まることになる。主副解像度ともに典型的には数１０μｍであるが、主走査方向の解像度を維持したまま副走査方向の解像度を高くする設計が可能である。たとえば、線状読取光源２５０の幅を小さくしたり、移動速度を遅くすることにより実現可能であって、光読取方式のＸ線画像検出器は、より有利な構成である。

また、１回の撮影で複数の縞画像信号を取得することができるので、上述したような即座に繰り返し使用可能な半導体の検出器に限らず、蓄積性蛍光体シートや銀塩フイルムなども利用することができる。なお、この場合、蓄積性蛍光体シートや現像された銀塩フイルムなどを読み取る際の読取画素が請求項における画素に相当するものとする。

次に、本発明の例を説明するための他のＸ線撮影システムの構成例について説明する。図３５に本例のＸ線位相画像撮影装置の概略構成を示す。
Ｘ線位相画像撮影装置は、図３５に示すように、Ｘ線源１１から射出されたＸ線を通過させて周期パターン像を形成する格子１３１と、格子１３１により形成された周期パターン像を検出するとともに、その周期パターン像に対して強度変調を施すＸ線画像検出器（放射線画像検出器）３４０と、Ｘ線画像検出器３４０をその線状電極の延伸方向に直交する方向に移動させる移動機構３３３と、Ｘ線画像検出器３４０において上記周期パターン像に対して強度変調の施された縞画像に基づいて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部２６０とを備えている。

本例においても、所定のピッチを有するマルチスリット（例えば、上述のマルチスリット１４０）をＸ線源１１と第１の格子１３１との間に設置して使用することができる。

Ｘ線画像検出器３４０は、Ｘ線が格子１３１を通過することによって格子１３１によって形成された格子１３１の自己像を検出するとともに、その自己像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。このようなＸ線画像検出器３４０として、本例においては、直接変換型のＸ線画像検出器であって、線状の読取光によって走査されることによって画像信号が読み出される、いわゆる光読取方式のＸ線画像検出器を用いる。

図３６（Ａ）は、本例のＸ線画像検出器３４０の斜視図、図３６（Ｂ）は図３６（Ａ）に示すＸ線画像検出器のＸＺ面断面図、図３６（Ｃ）は図３６（Ａ）に示すＸ線画像検出器のＹＺ面断面図である。

本例のＸ線画像検出器３４０は、図３６（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、Ｘ線を透過する第１の電極層２４１、第１の電極層２４１を透過したＸ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２４２、記録用光導電層２４２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、か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３４３、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２４５、及び第２の電極層２４６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２４７上に第２の電極層２４６から順に形成されている。

電荷蓄積層３４３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。

好ましい化合物としては、Ａｓ_２Ｓｅ_３、Ａｓ_２Ｓｅ_３にＣｌ、Ｂｒ、Ｉを５００ｐｐｍから２００００ｐｐｍまでドープしたもの、Ａｓ_２Ｓｅ_３のＳｅをＴｅで５０％程度まで置換したＡｓ_２（ＳｅｘＴｅ１−ｘ）３（０．５＜ｘ＜１）、Ａｓ_２Ｓｅ_３のＳｅをＳで５０％程度まで置換したもの、Ａｓ_２Ｓｅ_３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。

なお、電荷蓄積層３４３の材料としては、第１の電極層２４１と第２の電極層２４６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２４２と読取用光導電層２４５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。

そして、本例における電荷蓄積層３４３は、図３６（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、第２の電極層２４６の透明線状電極２４６ａ及び遮光線状電極２４６ｂの延伸方向に平行となるように線状に分割されている。

また、電荷蓄積層３４３は、透明線状電極２４６ａ若しくは遮光線状電極２４６ｂ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Ｐ_２と間隔ｄ_２は、格子１３１との組み合わせによって位相イメージングを行うことができるように決定される。
なお、透明線状電極２４６ａ若しくは遮光線状電極２４６ｂの配列ピッチＰ_２及び間隔ｄ_２は、上述した第２の格子１３２に関するピッチＰ_２及び間隔ｄ_２と同様に決められるため、同一符号を用いて説明する。

具体的には、Ｘ線源１１から照射されるＸ線が、平行ビームではなく、コーンビームである場合には、格子１３１を通過して形成される格子１３１の自己像は、Ｘ線源１１からの距離に比例して拡大される。そして、本例においては、電荷蓄積層３４３の配列ピッチＰ_２と間隔ｄ_２は、線状の電荷蓄積層３４３の部分が、電荷蓄積層３４３の位置における格子１３１の自己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る。すなわち、格子１３１の格子ピッチをＰ_１、格子１３１のＸ線遮蔽部の間隔をｄ_１、Ｘ線源１１の焦点から格子１３１までの距離をＬ_１、格子１３１からＸ線画像検出器３４０の検出面までの距離をＬ_２とした場合、電荷蓄積層３４３の配列ピッチＰ_２及び間隔ｄ_２は、上記の（１）及び式（２）の関係を満たすように決定される。

また、電荷蓄積層３４３は、積層方向（Ｚ方向）について２μｍ以下の厚さで形成される。

そして、電荷蓄積層３４３は、たとえば、上述したような材料と金属板に穴を空け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。

そして、本例のＸ線画像検出器３４０においては、後で詳述するが、隣接する透明線状電極２４６ａと遮光線状電極２４６ｂとの１組を用いて画像信号が読み出される。すなわち、図３６（Ｂ）に示すように、１組の透明線状電極２４６ａと遮光線状電極２４６ｂ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。本例においては、１画素が略５０μｍとなるように透明線状電極２４６ａと遮光線状電極２４６ｂとが配置されている。

そして、本例のＸ線位相画像撮影装置は、図３６（Ａ）に示すように、透明線状電極２４６ａと遮光線状電極２４６ｂ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２５０を備えている。

そして、Ｘ線源１１、格子１３１、及び上記のように分割された電荷蓄積層３４３を有するＸ線画像検出器３４０を備える構成をタルボ干渉計として機能させるためには、更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。

まず、格子１３１とＸ線画像検出器３４０の検出面が、図３５に示すＸ−Ｙ平面に平行であることが必要である。

そして、更に、格子１３１とＸ線画像検出器３４０の検出面までの距離Ｚ_２（タルボ干渉距離Ｚ）は、格子１３１が９０°の位相変調を与える位相変調型格子である場合、上述の式（２４）をほぼ満たさなければならない。

また、格子１３１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、タルボ干渉距離Ｚに関して上述の式（２５）をほぼ満たさなければならない。更に、格子１３１が振幅変調型格子である場合には、タルボ干渉距離Ｚに関して上述の式（３）をほぼ満たさなければならない。

移動機構３３３は、上述したように、Ｘ線画像検出器３４０をその線状電極の延伸方向に直交する方向に並進移動させることにより、格子１３１とＸ線画像検出器３４０との相対位置を変化させるものである。移動機構３３３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。

次に、本例のＸ線位相画像撮影装置の作用について説明する。

Ｘ線は被写体Ｈを透過した後、格子１３１に照射される。格子１３１に照射されたＸ線は、格子１３１で回折されることにより、格子１３１からＸ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。

そして、格子１３１の自己像は、Ｘ線画像検出器３４０の第１の電極層２４１側から入射され、Ｘ線画像検出器３４０の電荷蓄積層３４３によって強度変調を受け、上記波面のみを反映した縞画像の画像信号としてＸ線画像検出器３４０により検出される。

ここで、Ｘ線画像検出器３４０における縞画像の検出と読出しの作用について、より詳細に説明する。

まず、図３７（Ａ）に示すように高圧電源４００によってＸ線画像検出器３４０の第１の電極層２４１に負の電圧を印加した状態において、格子１３１の自己像を担持したＸ線が、Ｘ線画像検出器３４０の第１の電極層２４１側から照射される。

そして、Ｘ線画像検出器３４０に照射されたＸ線は、第１の電極層２４１を透過し、記録用光導電層２４２に照射される。そして、そのＸ線の照射によって記録用光導電層２４２において電荷対が発生し、そのうち正の電荷は第１の電極層２４１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３４３に蓄積される（図３７（Ｂ）参照）。

ここで、本例における電荷蓄積層３４３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２４２において格子１３１の自己像に応じて発生した電荷のうちその直下に電荷蓄積層３４３が存在する電荷のみが電荷蓄積層３４３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３４３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２４５を通過した後、透明線状電極２４６ａと遮光線状電極２４６ｂとに流れ出してしまう。

このように記録用光導電層２４２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３４３が存在する電荷のみを蓄積することによって、格子１３１の自己像は電荷蓄積層３４３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、被写体Ｈによる自己像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３４３に蓄積されることになる。すなわち、本例の電荷蓄積層３４３は、従来の２つの格子を利用した位相イメージングにおける２つ目の格子と同等の機能を果たすことになる。

そして、次に、図３８に示すように、第１の電極層２４１が接地された状態において、線状読取光源２５０から発せられた線状の読取光Ｌ１が第２の電極層２４６側から照射される。読取光Ｌ１は透明線状電極２４６ａを透過して読取用光導電層２４５に照射され、その読取光Ｌ１の照射により読取用光導電層２４５において発生した正の電荷が電荷蓄積層３４３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２４６ａに接続されたチャージアンプ２００を介して遮光線状電極２４６ｂに帯電した正の電荷と結合する。

そして、読取用光導電層２４５において発生した負の電荷と遮光線状電極２４６ｂ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。

そして、線状読取光源２５０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Ｘ線画像検出器３４０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位相コントラスト画像生成部２６０に順次入力されて記憶される。

そして、Ｘ線画像検出器３４０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位相コントラスト画像生成部２６０に記憶される。

本例における位相コントラスト画像の生成方法の原理は、式（１７）〜（２３）を参照して説明した内容と同様であるため、その説明を省略する。位相コントラスト画像生成部２６０により、複数の縞画像に基づいて位相コントラスト画像が生成される。

なお、上述のＸ線位相画像撮影装置は、格子１３１からＸ線画像検出器３４０の検出面までの距離Ｚ_２がタルボ干渉距離となるように、上述の式（２４）又は式（２５）、あるいは式（３）を満たすようにしたが、格子１３１が入射Ｘ線を回折せずに投影させる構成としてもよい。この構成によれば、格子１３１を通過して射影される投影像が、格子１３１の後方の全ての位置で相似的に得られるため、格子１３１からＸ線画像検出器３４０の検出面までの距離Ｚ_２を、タルボ干渉距離を無関係に設定することができる。

次に、上述のＸ線位相画像撮影装置の変形例について説明する。上述のＸ線位相画像撮影装置は、移動機構３３３によってＸ線画像検出器３４０を並進移動させ、各位置においてＸ線画像の撮影を行うことによってＭ枚の縞画像信号を取得するようにしたが、本例のＸ線位相画像撮影装置は、上記のような移動機構３３３を必要とすることなく、１回のＸ線画像の撮影によってＭ枚の縞画像信号を取得可能に構成されたものである。
すなわち、上述の図２４〜図３０等を参照して説明したように、本例においても、図２４〜図２６等に示すように、格子１３１とＸ線画像検出器３４０とが、格子１３１の延伸方向とＸ線画像検出器３４０の電荷蓄積層３４３の延伸方向とが相対的に傾くように配置されるものである。そして、このように配置された格子１３１と電荷蓄積層３４３に対して、Ｘ線画像検出器３４０によって検出される画像信号の各画素の主走査方向（図３６のＸ方向）の主画素サイズＤｘと副走査方向の副画素サイズＤｙとは、図２５に示すような関係となる。上述の図２４〜図３０等を参照して説明した構成及び作用と同様にして、１回の放射線画像の撮影が行われた後、Ｘ線画像検出器３４０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位相コントラスト画像生成部２６０に記憶され、位相コントラスト画像生成部２６０は、その記憶された画像信号に基づいて、互いに異なる５つの縞画像の画像信号を取得する。この第１〜第５の縞画像信号に基づいて、位相コントラスト画像生成部２６０により、上記例と同様にして位相コントラスト画像が生成される。

また、上記例においては、Ｘ線画像検出器３４０として、電極間に、記録用光導電層２４２、電荷蓄積層３４３及び読取用光導電層２４５の３層を設けたものを利用するようにしたが、必ずしもこの層構成である必要はなく、たとえば、図３９に示すように、読取用光導電層２４５を設けることなく、第２の電極層の透明線状電極２４６ａ及び遮光線状電極２４６ｂ上に直接接触するように線状の電荷蓄積層３４３を設け、その電荷蓄積層３４３の上に記録用光導電層２４２を設けるようにしてもよい。なお、この記録用光導電層２４２は、読取用光導電層としても機能するものである。

この構造は、読取用光導電層２４５なしに第２の電極層２４６に直接電荷蓄積層３４３を設ける構造で、線状の電荷蓄積層３４３の形成を容易にする。すなわち、この線状の電荷蓄積層３４３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２４５の上に線状の電荷蓄積層３４３を設ける構成では、読取用光導電層２４５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２４５の蒸着工程と記録用光導電層２４２の蒸着工程の間で大気中操作により、読取用光導電層２４５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２４５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。

以下に、図３９に示すＸ線画像検出器３６０のＸ線画像の記録と読み出しの作用について説明する。

まず、図４０（Ａ）に示すように高圧電源４００によってＸ線画像検出器３６０の第１の電極層２４１に負の電圧を印加した状態において、格子１３１の自己像を担持したＸ線が、Ｘ線画像検出器３６０の第１の電極層２４１側から照射される。

そして、Ｘ線画像検出器３４０に照射されたＸ線は、第１の電極層２４１を透過し、記録用光導電層２４２に照射される。そして、そのＸ線の照射によって記録用光導電層２４２において電荷対が発生し、そのうち正の電荷は第１の電極層２４１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３４３に蓄積される（図４０（Ｂ）参照）。なお、第２の電極層２４６に接した線状の電荷蓄積層３４３は絶縁性の膜であるから、この電荷蓄積層３４３に到達した電荷はそこに捕えられ、第２の電極層２４６へ行くことができず、蓄積されて留まる。

ここでも、上記例のＸ線画像検出器３４０と同様に、記録用光導電層２４２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３４３が存在する電荷のみを蓄積することによって、格子１３１の自己像は電荷蓄積層３４３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、被写体Ｈによる自己像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３４３に蓄積されることになる。

そして、図４１に示すように、第１の電極層２４１が接地された状態において、線状読取光源２５０から発せられた線状の読取光Ｌ１が第２の電極層２４６側から照射される。読取光Ｌ１は、透明線状電極２４６ａを透過して電荷蓄積層３４３近傍の記録用光導電層２４２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３４３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２４６ａへ引き寄せられ、透明線状電極２４６ａに帯電した正の電荷及び透明線状電極２４６ａに接続されたチャージアンプ２００を介して遮光線状電極２４６ｂ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。

上述したＸ線画像検出器３６０を用いた場合においても、複数の縞画像信号の取得方法及び位相コントラスト画像の生成方法は上記各例と同様である。

また、上記各例においては、Ｘ線画像検出器３４０の電荷蓄積層３４３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４２に示すように、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に形成するようにしてもよい。

次に、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。

図４３は、本例の構成が具備する放射線画像検出器の模式的な構成例を示す。
上記各例では、第２の吸収型格子がＦＰＤとは独立して設けられているが、上記各例のＦＰＤとして、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、前述した格子パターンとしての第２の吸収型格子を用いることなく、格子パターンを具備することができる。
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画素毎に備えた直接変換型とされており、その電荷収集電極は、第１の方向にそれぞれ延伸しかつ第１の格子３１により形成された放射線像の縞状パターンの周期と実質的に一致するピッチで配列された複数の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有する。これらの線状電極群は、互いに位相が異なるように線状電極のピッチよりも短いピッチで位置がずれた状態に配置されている。ここで、格子パターンは、複数の線状電極群の各々により構成されている。
このようにＸ線画像検出器を構成することにより、第２の吸収型格子が不要となるため、コスト削減とともに、撮像部のさらなる薄型化を図ることができる。また、一度の撮影で複数の位相成分の縞画像を取得することができるため、縞走査のための物理的な走査が不要となる。

図４３に示すように、画素１２０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１２０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１２１が形成されている。電荷収集電極１２１は、第１〜第６の線状電極群１２２〜１２７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１２２の位相を０とすると、第２の線状電極群１２３の位相はπ／３、第３の線状電極群１２４の位相は２π／３、第４の線状電極群１２５の位相はπ、第５の線状電極群１２６の位相は４π／３、第６の線状電極群１２７の位相は５π／３である。

第１〜第６の線状電極群１２２〜１２７はそれぞれ、ｙ方向に延伸した線状電極をｘ方向に所定のピッチｐ_２で周期的に配列したものである。この線状電極の配列ピッチｐ_２の実質的なピッチｐ_２’（製造後の実質的なピッチ）と、電荷収集電極１２１の位置（Ｘ線画像検出器の位置）におけるＧ１像のパターン周期ｐ_１’と、ｘ方向に関する画素１２０の配列ピッチＰとの関係は、上記例と同様に、式（９）で表されるモアレ縞の周期Ｔに基づき、式（１０）を満たす必要があり、更には、式（１１）を満たすことが好ましい。

更に、各画素１２０には、電荷収集電極１２１により収集された電荷を読み出すためのスイッチ群１２８が設けられている。スイッチ群１２８は、第１〜第６の線状電極群１２１〜１２６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１２１〜１２６により収集された電荷を、スイッチ群１２８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。

このような構成のＸ線画像検出器を用いることにより、撮像部から第２の吸収型格子が不要となるため、コスト削減とともに、撮像部のさらなる薄型化を図ることができる。また、本例では、一度の撮影で複数の位相成分の縞画像を取得することができるため、縞走査のための物理的な走査が不要となり、上記走査機構を排することができる。なお、電荷収集電極の構成には、上記構成に代えて、特開平２００９−１３３８２３号公報に記載のその他の構成を用いることも可能である。

図４４は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。

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

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

吸収画像生成部１９２は、画素ごとに得られる画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）を、図４５に示すように、ｋについて平均化して平均値を算出して画像化することにより吸収画像を生成する。なお、平均値の算出は、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）をｋについて単純に平均化することにより行なっても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データＩｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の平均値を求めるようにしてもよい。また、吸収画像の生成には、平均値に限られず、平均値に対応する量であれば、画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）をｋについて加算した加算値等を用いることが可能である。

なお、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から、吸収像を作成するようにしてもよい。この吸収像は、検出系の透過率ムラを反映している（グリッドの透過率ムラ、線量検出器の吸収の影響等の情報が含まれている）。そこで、この画像から、検出系の透過率ムラを補正するための補正係数マップを作成することが出来る。被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から、吸収像を作成し、前述の補正係数を各画素にかけることで、検出系の透過率ムラを補正した、被写体の吸収像を得ることが出来る。

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

なお、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像群から、小角散乱画像を作成するようにしてもよい。この小角散乱画像は、検出系の振幅値ムラを反映している（グリッドのピッチ不均一性、開口率不均一性、グリッド間の相対位置ズレによる不均一性等の情報が含まれている）。そこで、この画像から、検出系の振幅値ムラを補正するための補正係数マップを作成することが出来る。被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される画像群から、小角散乱画像を作成し、前述の補正係数を各画素にかけることで、検出系の振幅値ムラを補正した、被写体の小角散乱画像を得ることが出来る。

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

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

以上、説明したように、本明細書には、
第１の格子と、
前記第１の格子を通過した放射線により形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する格子パターンと、
前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、
前記第１の格子に入射する放射線の進行方向において前記第１の格子よりも前側に配置され、放射線が照射される領域を選択的に遮蔽して分散放射線源を形成する第３の格子と、を備え、
前記放射線の進行方向において前記第３の格子よりも前側に、断熱部材が設けられることを特徴とする放射線撮影装置が開示されている。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記格子パターンは、第２の格子である。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記断熱部材は、前記第３の格子に入射する放射線軸に交差する位置に設けられる。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記断熱部材は、気泡を内包する部材及び赤外線を遮蔽する部材の少なくとも一方を含む。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記断熱部材は、外部から前記第３の格子への振動伝達を防止する防振部材を兼ねる。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記第３の格子は、放射線源に一体に取り付けられる。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
放射線の照射野を制限するコリメータを備え、
前記断熱部材は、前記コリメータと同一の筐体に保持される。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記第３の格子を冷却する冷却手段を備える。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記冷却手段は、空冷手段である。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記空冷手段において前記第３の格子を冷却する空気流の方向は、前記第３の格子の複数の放射線遮蔽部の延伸方向に平行とされる。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記空冷手段において前記第３の格子を冷却する空気は、前記第３の格子の少なくとも前記断熱部材側で当該第３の格子に沿って流れる。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記空冷手段は、放射線源からの熱の対流において低温側となる位置に、外部空気を取り入れる空気導入口を有する。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記空冷手段は、複数の前記空気導入口を有し、
放射線源からの熱の対流において低温側の空気導入口が開放されると共に、高温側の空気導入口が閉塞される。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記空冷手段は、放射線源からの熱の対流において低温側に配置される複数の前記空気導入口を有し、
前記第３の格子との距離が近い空気導入口が開放されると共に、前記第３の格子との距離が遠い空気導入口が閉塞される。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記断熱部材を介して前記第３の格子に向けて放射線を照射する放射線源を更に備える。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置においては、
前記放射線源は、電子を放出する陰極と、前記陰極から放出された電子が衝突する陽極と、前記陽極を回転させて前記陽極における電子の衝突領域を変化させる回転駆動手段とを有する。

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

また、本明細書に開示された放射線撮影システムにおいては、
前記放射線撮影装置の前記複数の空気導入口を放射線の照射方向に応じて開閉する制御を行う導入口開閉制御部と、を備える。

１０ Ｘ線撮影システム
１１ Ｘ線源（放射線源）
１２ 撮影部
１３ コンソール（制御演算手段）
１４ Ｘ線源保持装置
１５ 立位スタンド
１８ Ｘ線管
１８ａ 回転陽極
１８ｂ Ｘ線焦点
１９ コリメータユニット
１９ａ コリメータ
２９ コリメータユニット
３０ フラットパネル検出器（ＦＰＤ）
３１ 第１の吸収型格子
３１ａ 基板
３１ｂ Ｘ線遮蔽部
３２ 第２の吸収型格子
３２ａ 基板
３２ｂ Ｘ線遮蔽部
３３ 走査手段
３９ コリメータユニット
６０ Ｘ線撮影システム
６１ ベッド
６２ 天板
６３ 脚部
７０ Ｘ線撮影システム
７１ 旋回アーム
７１ａ Ｕ字状部
７１ｂ 直線状部
７２ 基台
７３ 第１の溝
７４ 第２の溝
７５ 連結機構
８０ マンモグラフィ装置
８１ アーム部材
８２ Ｘ線源収納部
８３ 撮影台
８４ 圧迫板
９０ マンモグラフィ装置
９１ 格子収納部
９２ 撮影部
１００ Ｘ線撮影システム
１０１ Ｘ線源（放射線源）
１０２ コリメータユニット
１１０ 第１の吸収型格子
１１０ａ 基板
１１０ｂ Ｘ線遮蔽部
１１１ 第２の吸収型格子
１１１ａ 基板
１１１ｂ Ｘ線遮蔽部
１１２ フラットパネル検出器（ＦＰＤ）
１２０ 画素
１２１ 電荷収集電極
１２２〜１２７ 第１〜第６の線状電極群
１２８ スイッチ群
１４０ マルチスリット（第３の格子）
１５０ 断熱部材
１５０ 赤外線カットフィルタ（断熱部材）
１６０ 空冷手段
１６１ ファン
１６２ ダクト
１６２Ａ 空気導入口
１６２Ｂ 空気排出口
１７０ 空冷手段
１７１ ファン
１８０ ダクト
１８１ 空気導入口
１８１Ａ 開閉手段
１８２ 空気導入口
１８２Ａ 開閉手段
１８３ 空気排出口

Claims (18)

1. 第１の格子と、
   前記第１の格子を通過した放射線により形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有する格子パターンと、
   前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、
   前記第１の格子に入射する放射線の進行方向において前記第１の格子よりも前側に配置され、放射線が照射される領域を選択的に遮蔽して分散放射線源を形成する第３の格子と、を備え、
   前記放射線の進行方向において前記第３の格子よりも前側に、断熱部材が設けられることを特徴とする放射線撮影装置。
2. 請求項１に記載の放射線画像検出装置であって、
   前記格子パターンは、第２の格子であることを特徴とする放射線画像検出装置。
3. 請求項１又は２に記載の放射線撮影装置であって、
   前記断熱部材は、前記第３の格子に入射する放射線軸に交差する位置に設けられることを特徴とする放射線撮影装置。
4. 請求項１から３のいずれか一項に記載の放射線撮影装置であって、
   前記断熱部材は、気泡を内包する部材及び赤外線を遮蔽する部材の少なくとも一方を含むことを特徴とする放射線撮影装置。
5. 請求項１から４のいずれか一項に記載の放射線撮影装置であって、
   前記断熱部材は、外部から前記第３の格子への振動伝達を防止する防振部材を兼ねることを特徴とする放射線撮影装置。
6. 請求項５に記載の放射線撮影装置であって、
   前記第３の格子は、放射線源に一体に取り付けられることを特徴とする放射線撮影装置。
7. 請求項１から６のいずれか一項に記載の放射線撮影装置であって、
   放射線の照射野を制限するコリメータを備え、
   前記断熱部材は、前記コリメータと同一の筐体に保持されることを特徴とする放射線撮影装置。
8. 請求項１から７のいずれか一項に記載の放射線撮影装置であって、
   前記第３の格子を冷却する冷却手段を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
9. 請求項８に記載の放射線撮影装置であって、
   前記冷却手段は、空冷手段であることを特徴とする放射線撮影装置。
10. 請求項９に記載の放射線撮影装置であって、
    前記空冷手段において前記第３の格子を冷却する空気流の方向は、前記第３の格子の複数の放射線遮蔽部の延伸方向に平行とされることを特徴とする放射線撮影装置。
11. 請求項９又は１０に記載の放射線撮影装置であって、
    前記空冷手段において前記第３の格子を冷却する空気は、前記第３の格子の少なくとも前記断熱部材側で当該第３の格子に沿って流れることを特徴とする放射線撮影装置。
12. 請求項９から１１のいずれか一項に記載の放射線撮影装置であって、
    前記空冷手段は、放射線源からの熱の対流において低温側となる位置に、外部空気を取り入れる空気導入口を有することを特徴とする放射線撮影装置。
13. 請求項１２に記載の放射線撮影装置であって、
    前記空冷手段は、複数の前記空気導入口を有し、
    放射線源からの熱の対流において低温側の空気導入口が開放されると共に、高温側の空気導入口が閉塞されることを特徴とする放射線撮影装置。
14. 請求項１２に記載の放射線画像検出装置であって、
    前記空冷手段は、放射線源からの熱の対流において低温側に配置される複数の前記空気導入口を有し、
    前記第３の格子との距離が近い空気導入口が開放されると共に、前記第３の格子との距離が遠い空気導入口が閉塞されることを特徴とする放射線撮影装置。
15. 請求項１から１４のいずれか一項に記載の放射線撮影装置であって、
    前記断熱部材を介して前記第３の格子に向けて放射線を照射する放射線源を更に備えることを特徴とする放射線撮影装置。
16. 請求項１５に記載の放射線撮影装置であって、
    前記放射線源は、電子を放出する陰極と、前記陰極から放出された電子が衝突する陽極と、前記陽極を回転させて前記陽極における電子の衝突領域を変化させる回転駆動手段とを有することを特徴とする放射線撮影装置。
17. 請求項１から１６のいずれか一項に記載の放射線撮影装置と、
    前記放射線撮影装置の前記放射線画像検出器により検出された画像から、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、被写体の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、を備えることを特徴とする放射線撮影システム。
18. 請求項１３又は１４に記載の放射線撮影装置と、
    前記放射線撮影装置の前記複数の空気導入口を放射線の照射方向に応じて開閉する制御を行う導入口開閉制御部と、を備えることを特徴とする放射線撮影システム。