JP5343065B2 - 放射線撮影システム - Google Patents

Description

本発明は、放射線撮影システムに関する。

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

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

しかし、Ｘ線吸収能は、原子番号が小さい元素からなる物質ほど低くなり、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収能の差が小さく、従ってＸ線透過像としての十分な画像の濃淡（コントラスト）が得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のＸ線の吸収量の差が小さいため、画像のコントラストが得られにくい。今まではこれらの軟部画像化にはＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）による撮影が可能ではあったが撮影にかかる時間が数十分と長いこと、画像の分解能が１ｍｍ程度と低いこと、費用対効果により健康診断等での定期検診での実施が困難であることが問題であった。

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

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

Ｘ線タルボ干渉計では、第１の回折格子の自己像と第２の回折格子との重ね合わせにより生じるモアレ縞を検出し、被写体によるモアレ縞の変化を解析することによって被写体の位相情報を取得する。モアレ縞の解析方法としては、たとえば、縞走査法が知られている。この縞走査法によると、第１の回折格子に対して第２の回折格子を、第１の回折格子の面にほぼ平行で、かつ第１の回折格子の格子方向（条帯方向）にほぼ垂直な方向に、格子ピッチを等分割した走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を行い、Ｘ線画像検出器で得られる各画素の信号値の変化から、被写体で屈折したＸ線の角度分布（位相シフトの微分像）を取得し、この角度分布に基づいて被写体の位相コントラスト画像を得ることができる。本方式のＸ線位相イメージングは前述のようにＸ線吸収画像では見えなかった軟骨や軟部をＸ線で画像化することが可能になる特徴により５０代以上の高齢者の半数近くが潜在患者（推定３０００万人）である変形性膝関節症やスポーツ障害等での半月板損傷などの関節疾患やリウマチ、アキレス腱損傷や椎間板ヘルニア、乳ガン腫瘤などの軟部組織を迅速かつ簡便にＸ線により診断することができ、これからの高齢化社会における潜在患者の早期診断、早期治療や医療費の削減に貢献することが出来る方式である。

特開２００８‐２００３６０号公報

ＦＰＤは、Ｘ線を直接又は間接的に電荷に変換する光電変換素子を各画素に含み、また、各画素に発生した電荷を読み出してデジタルの画像データに変換して出力する読み出し回路を備えている。画像データを構成する各画素の信号値には、画素の暗電流や読み出し回路の温度ドリフトに起因するオフセット成分が含まれており、一般に、このオフセット成分を除去するオフセット補正がなされる。特許文献１に記載された放射線撮影システムにおいても、画像データに対してオフセット補正が行われている。なお、特許文献１には、オフセット補正の詳細は記載されていないが、オフセット補正は、典型的には、撮影の前に、Ｘ線を照射せずにＦＰＤの各画素の読み出しを行って補正用データを取得する。この補正用データは、画素の暗電流や読み出し回路の温度ドリフトに起因するオフセットを反映している。撮影によって取得された画像データのオフセット補正は、この画像データから補正用データを減算することによって行われる。

ここで、画素の暗電流や読み出し回路の温度ドリフトに起因するオフセットは、画素や読み出し回路の温度に依存する。縞走査法では、前述した通り第２の格子を所定の走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を連続して行っており、画素や読み出し回路の温度が上昇し易く、撮影間でオフセット変動が生じ得る。そして、位相コントラスト画像は、複数回の撮影によって得られた各画素の信号値の変化からＸ線の屈折角度分布が演算され、この屈折角度分布に基づいて生成されるが、被写体を透過することで生じるＸ線の位相シフト/屈折率変化によるＸ線の位置ずれは１μｍ程度と僅かであり、前述した通り第２の格子を所定の走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を行い、Ｘ線画像検出器で得られる各画素の信号値の複数枚におけるわずかな変化から位相コントラスト画像を演算により再構成している。そのため撮影間のオフセット変動は屈折角度分布を演算する際の演算誤差となる。この演算誤差は、位相コントラスト画像におけるコントラストや解像度を低下させ、またモアレ縞の除去が不十分となったり不安定なムラとなったりするアーティファクトを生じさせ、診断・検査精度の顕著な低下を招く虞がある。このように、位相コントラスト画像におけるオフセットの変動が及ぼす影響は、複数画像のわずかな変化から画像を演算によって再構成するわけではない通常のＸ線の静止画や動画撮影の場合と比較して遙かに大きなものとなる。

また、ＣＴ（Computed Tomography）やトモシンセシス等の被写体に対するＸ線の入射角度を変えながら被写体の画像自体が大きく変わる複数枚撮影を行った後、画像を再構成する場合と比較しても、位相コントラスト画像においてオフセットの変動が及ぼす影響は大きい。それは、位相コントラスト画像では、被写体に対してＸ線の入射角度を変えずに第２の格子を並進移動しながらＸ線の位相シフト/屈折率変化による１μｍ程度の僅かなＸ線の位置ずれを被写体画像に対してモアレの重畳として撮影するが、被写体の画像自体にはほとんど変化はなく複数画像間のわずかな画像変化から位相コントラスト画像を再構成するためである。よって、Ｘ線の入射角度を変えて被写体の画像自体が大きく変わる複数の画像から再構成画像を演算するＣＴやトモシンセシス等の再構成を行う他の撮影と比較しても位相コントラスト画像ではわずかな画像変化に対する影響は大きなものとなる。更に、同じＸ線の入射角度で異なる複数のエネルギーの被写体画像からエネルギー吸収分布を再構成することで軟部組織と骨部組織などを分離するエネルギーサブトラクション画像でも撮影エネルギーが異なることで複数画像間の被写体コントラストが大きく変わるため、位相コントラスト画像の方がオフセットの変動が及ぼす影響は大きい。

撮影間のオフセット変動の影響を除去するには、撮影毎に補正用データを取得することが考えられるが、その場合、複数回の撮影を完了するまでに要する時間が長くなる。被写体が生体である場合には、その間に被写体の変位（体動）が生じ易い。特にＸ線位相イメージングとして複数回撮影する際には、患者は病気/疾患のため長時間じっとしていられない状態であることが多く、できるだけ短時間で撮影を行わないと被写体の変位（体動）が生じ易い。そして、撮影間で被写体の変位が生じると、やはり、位相コントラスト画像にアーティファクトが発生し、またコントラストや解像度が顕著に低下してしまう。

本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、撮影間のオフセット変動を十分に抑制して、位相コントラスト画像の画質を高めることを目的とする。

前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する第２の格子と、前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出し、検出した放射線像の画像データを出力する放射線画像検出器と、前記第２の格子を前記放射線像に対して互いに位相の異なる相対位置に置いて複数回の撮影を連続して行う第１のモード、及び放射線露光させることなく前記放射線画像検出器を駆動する第２のモードの切り替えを行う制御部と、を備え、前記制御部は、前記第２のモードにおいて前記放射線画像検出器が定常状態となるまで前記放射線画像検出器の駆動を連続して繰り返し、前記放射線画像検出器が定常状態となった後に前記第１のモードに移行し、前記第２のモードにおける前記放射線画像検出器の駆動周波数は、前記第１のモードにおける前記放射線画像検出器の駆動周波数よりも高い放射線撮影システム。

本発明によれば、第２のモードにおいて放射線画像検出器を繰り返し駆動して放射線画像検出器を定常状態とし、放射線画像検出器が定常状態となった後に第１のモードに移行して複数回の被写体の撮影を行う。定常状態では、放射線画像検出器の温度変動、及び温度に依存するオフセットの変動が抑制されるので、第１のモードにおける複数回の撮影の間で、放射線画像検出器から出力される画像データの各画素の信号値がオフセット変動に起因して変化することを防止でき、第２の格子の変位に基づく各画素の信号値の変化を忠実に取得することができる。それにより、位相コントラスト画像の画質を高めることができる。

本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの制御ブロック図である。 図１の放射線撮影システムの射線画像検出器の構成を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の斜視図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の側面図である。 第１及び第２の格子の重ね合わせによるモアレ縞の周期を変更するための機構を示す模式図である。 被写体による放射線の屈折を説明するための模式図である。 縞走査法を説明するための模式図である。 縞走査に伴う放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。 図１の放射線撮影システムにおける撮影手順を示すフローチャートである。 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、放射線画像検出器の定常状態の判定方法を説明するためのグラムである。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 図１０の放射線撮影システムの変形例の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その演算処理部の構成を示すブロック図である。 図１５の放射線撮影システムの演算部における処理を説明するための放射線画像検出器の画素の信号を示すグラフである。

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

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

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

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

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

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

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

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

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

撮影部１２には、半導体回路からなるフラットパネル検出器（ＦＰＤ）３０、被写体ＨによるＸ線の位相変化（角度変化）を検出し位相イメージングを行うための第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２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。

また、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に対する第２の吸収型格子３２の相対位置関係を変化させる走査機構３３が設けられている。この走査機構３３は、例えば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。

図３は、図１の放射線撮影システム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、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ:Thin Film Transistor）スイッチ（図示せず）が接続され、ＴＦＴスイッチのゲート電極が走査線４５、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線４６に接続される。ＴＦＴスイッチが走査回路４２からの駆動パルスによってＯＮ状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線４６に読み出される。

なお、各画素４０は、テルビウム賦活酸化ガドリニウム（Ｇｄ_２Ｏ₂Ｓ:Ｔｂ）やタリウム賦活ヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｔｌ）等からなるシンチレータ（図示せず）でＸ線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード（図示せず）で電荷に変換して蓄積する間接変換型のＸ線検出素子として構成することも可能である。また、Ｘ線画像検出器としては、ＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤに限られず、ＣＣＤセンサやＣＭＯＳセンサ等の固体撮像素子をベースとした各種のＸ線画像検出器を用いることも可能である。

読み出し回路４３は、積分アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、補正回路、及び画像メモリ（いずれも図示せず）により構成されている。積分アンプ回路は、各画素４０から信号線４６を介して出力された電荷を積分して電圧信号（画像信号）に変換して、Ａ／Ｄ変換器に入力する。Ａ／Ｄ変換器は、入力された画像信号をデジタルの画像データに変換して補正回路に入力する。補正回路は、画像データに対して、例えばオフセット補正、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、図１の放射線撮影システムの撮影部を示す。

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

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

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

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

Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点１８ｂを発光点としたコーンビームであるため、第１の吸収型格子３１を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像と称する）は、Ｘ線焦点１８ｂからの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、そのスリット部が、第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定されている。すなわち、Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子３１までの距離をＬ_１、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離をＬ_２とした場合に、格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、次式（１）及び（２）の関係を満たすように決定される。

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

図６に、モアレ周期Ｔを変更する方法を示す。

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

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

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

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

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

次に、モアレ縞の解析方法について説明する。

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

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

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

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

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

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

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

縞走査法では、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方を他方に対して相対的にｘ方向にステップ的に並進移動させながら撮影を行う（すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う）。本Ｘ線撮影システム１０では、前述の走査機構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。

走査機構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（画素データ）が得られる。以下に、このＭ個の信号値から各画素４０の信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。第２の吸収型格子３２の位置ｋにおける各画素４０の信号値をＩ_ｋ（ｘ）と標記すると、Ｉ_ｋ（ｘ）は、次式（１６）で表される。

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

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

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

図９は、縞走査に伴って変化する放射線画像検出器の一つの画素の信号を示す。

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

そして、屈折角φ（ｘ）は、上記式（１４）で示したように微分位相値に対応する値であるため、屈折角φ（ｘ）をｘ軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）が得られる。なお、上記の説明では、画素４０のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標について同様の演算を行うことにより、ｘ方向及びｙ方向における２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）が得られる。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。

図１０は、図１の放射線撮影システムにおける撮影手順を示す。

前述した位相コントラスト画像の生成処理において、位相ズレ量ψを算出するための各画素４０の信号値の変化は、第２の吸収型格子３２の走査によってもたらされる必要がある。一方で、各画素４０の信号値には、画素４０の暗電流や読み出し回路４３の温度ドリフトに起因するオフセット成分が含まれる。このオフセット成分は、画素４０や読み出し回路４３の温度に依存して変動し、撮影間のオフセット変動は、第２の吸収型格子３２の走査とは別に各画素４０の信号値の変化をもたらす。よって、撮影間のオフセット変動を十分に抑制することが求められる。

本Ｘ線撮影システム１０においては、前述した縞走査により複数回の撮影を行う第１のモードと、第１のモードにおける撮影間のオフセット変動を抑制するための準備動作を行う第２のモードと、を有している。

コンソール１３の入力装置２１において、操作者により撮影指示が入力されると、制御装置２０は、第２のモードを起動する（ステップＳ１）。この第２の撮影モードにおいては、Ｘ線源１１は駆動されず、ＦＰＤ３０がＸ線露光されることなく繰り返し駆動される（ステップＳ２）。

ＦＰＤ３０は、各画素４０における電荷の蓄積、各画素４０に蓄積された電荷の読み出し、及び各画素４０の残留電荷のリセットを行う。それによって、画素４０や読み出し回路４３が発熱し、それらの温度は上昇する。そして、温度上昇に伴って、典型的にはオフセットが増加する。上記の電荷蓄積、読み出し、及びリセットのサイクルを繰り返すことによって、画素４０や読み出し回路４３における発熱と放熱とが均衡して定常状態となり、画素４０や読み出し回路４３の温度が安定すると共に、オフセットもまた安定する。

本Ｘ線撮影システム１０においては、読み出し回路４３の温度を検出する温度センサ（図示せず）が設けられており、制御装置２０は、温度センサによって検出される温度に基づいて、ＦＰＤ３０が定常状態となったか否かを判定する。制御装置２０は、上記の１サイクルの動作の前後において読み出し回路４３の温度を取得し、前後の温度差ΔＴの絶対値が、予め設定される閾値ΔＴ_０より小さい場合に、ＦＰＤ３０が定常状態であると判定する。閾値Ｔ_０は、駆動周波数や駆動電圧などのＦＰＤ３０の制御条件に基づいて適宜定められるが、典型的なＦＰＤにおいては０．５℃程度とすることができる。

制御装置２０は、ＦＰＤ３０が定常状態にあると判定すると、第２のモードから第１のモードに切り換える（ステップＳ３）。第１のモードにおいては、Ｘ線源１１もまた駆動されて被写体ＨにＸ線が照射され、第２の吸収型格子３２を走査しながら複数回の撮影が行なわれる（ステップＳ４〜Ｓ５）。

ＦＰＤ３０は定常状態にあり、複数回の撮影を連続して行っても画素４０や読み出し回路４３の温度は安定し、オフセットもまた安定する。よって、複数回の撮影によって得られる各画素４０の信号値の変化は、第２の吸収型格子３２の走査によってもたらされることとなる。

第２のモードにおけるＦＰＤ３０の制御条件は、第１のモードにおけるＦＰＤ３０の制御条件と同じにすることが好ましいが、駆動周波数や駆動電圧（読み出し回路４３の動作電圧など）を高めるなどして、ＦＰＤ３０が定常状態に達するまでに要する時間を短縮するようにしてもよい。駆動周波数を高めるには、例えば、電荷蓄積期間を短縮してもよいし、電荷読み出しにおいて一部の画素の電荷のみ読み出すようにして読み出し期間を短縮してもよい。

なお、第２の吸収型格子３２の走査に基づく各画素４０の信号値の変化を取得するには、複数回の撮影でオフセットが安定していれば足り、各画素４０の信号値に含まれるオフセット成分を除去する必要はないが、このオフセット成分を除去するオフセット補正を行ってもよい。ここで、ＦＰＤ３０は定常状態にあって撮影間のオフセット変動が十分に抑制されているので、撮影毎に補正用データを取得する必要はない。例えば、複数回の撮影を行う前に、Ｘ線露光させずにＦＰＤ３０を駆動して補正用データを取得しておき、この補正用データを用い、読み出し回路４３に含まれる補正回路において、各撮影で取得される画像データに対してオフセット補正を行うことができる。

以上の第２のモードにおける準備動作、及び第１のモードにおける複数回の撮影、並びに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。

以上、説明したように、本Ｘ線撮影システム１０によれば、第２のモードにおいてＦＰＤ３０を繰り返し駆動してＦＰＤ３０を定常状態とし、ＦＰＤ３０が定常状態となった後に第１のモードに移行して複数回の被写体Ｈの撮影を行っている。定常状態では、ＦＰＤ３０の温度変動、及び温度に依存するオフセットの変動が抑制されるので、第１のモードにおける複数回の撮影の間で、ＦＰＤ３０から出力される画像データの各画素の信号値がオフセット変動に起因して変化することを防止でき、第２の吸収型格子３２の変位に基づく各画素の信号値の変化を忠実に取得することができる。それにより、位相コントラスト画像の画質を高めることができる。

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。

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データ群から位相微分像（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、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データ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１１は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、放射線画像検出器の定常状態の判定方法を示す。

本Ｘ線撮影システムは、前述した縞走査により複数回の撮影を行う第１のモードと、第１のモードにおける撮影間のオフセット変動を抑制するための準備動作を行う第２のモードと、を有している。そして、第２のモードにおいてＦＰＤ３０をＸ線露光させずに繰り返し駆動してＦＰＤ３０を定常状態とするが、ＦＰＤ３０が定常状態となったか否かを、ＦＰＤ３０から出力される画像データの少なくとも一つ以上の画素の信号値の変動に基づいて判定する。その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。

コンソール１３の入力装置２１において、操作者により撮影指示が入力されると、制御装置２０は、第２のモードを起動する。この第２の撮影モードにおいては、Ｘ線源１１は駆動されず、ＦＰＤ３０がＸ線露光されることなく繰り返し駆動される。Ｘ線露光されずに駆動されるＦＰＤ３０から出力される画像データは、画素４０の暗電流や読み出し回路４３の温度ドリフトに起因するオフセットを反映している。

本Ｘ線撮影システムにおいて、ＦＰＤ３０から出力される画像データは、コンソール１３の演算処理部２２に入力され、演算処理部２２において、画像データを構成する各画素４０の信号値の平均が算出される。制御装置２０は、演算処理部２２において算出される平均の信号値に基づいて、ＦＰＤ３０が定常状態となったか否かを判定する。制御装置２０は、繰り返し駆動されるＦＰＤ３０から画像データが出力される都度、その画像データの平均の信号値Ｉを取得し、前回の画像データの平均の信号値との差分ΔＩの絶対値と平均の信号値Ｉとの比（オフセット変動率）｜ΔＩ｜／Ｉが、予め設定される閾値ｉより小さい場合に、ＦＰＤ３０が定常状態であると判定する。閾値ｉは、駆動周波数や駆動電圧などのＦＰＤ３０の制御条件に基づいて適宜定められるが、典型的なＦＰＤにおいては１％程度とすることができる。なお、ＦＰＤ３０の定常状態の判定には、各画素４０の信号値の平均に替えて、特定の画素４０の信号値を用いることもできる。

制御装置２０は、ＦＰＤ３０が定常状態であると判定すると、第２のモードから第１のモードに切り換える。第１のモードにおいては、Ｘ線源１１もまた駆動されて被写体ＨにＸ線が照射され、第２の吸収型格子３２を走査しながら複数回の撮影が行なわれる。

ＦＰＤ３０は定常状態にあり、複数回の撮影を連続して行っても画素４０や読み出し回路４３の温度が安定し、オフセットもまた安定する。よって、複数回の撮影によって得られる各画素４０の信号値の変化は、第２の吸収型格子３２の走査によってもたらされることとなる。

本Ｘ線撮影システム６０によれば、オフセット変動率に基づいてＦＰＤ３０の定常状態を判定しており、第１のモードにおける撮影間のオフセット変動をより確実に抑制することができる。

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を示す。

図１２に示すマンモグラフィ装置８０は、被検体として乳房ＢのＸ線画像（位相コントラスト画像）を撮影する装置である。マンモグラフィ装置８０は、基台（図示せず）に対して旋回可能に連結されたアーム部材８１の一端に配設されたＸ線源収納部８２と、アーム部材８１の他端に配設された撮影台８３と、撮影台８３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板８４とを備える。

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

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

図１３は、図１２の放射線撮影システムの変形例を示す。

図１３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が前述した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、ＦＰＤ３０、第２の吸収型格子３２、走査機構３３により構成されている。

このように、被検体（乳房）Ｂが第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、本マンモグラフィ装置９０でも前述した原理で被検体Ｂの位相コントラスト画像を得ることができる。

そして、本マンモグラフィ装置９０では、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、前述したマンモグラフィ装置８０の場合の約半分に低減することができる。なお、本マンモグラフィ装置９０のように、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、前述したＸ線撮影システム１０にも適用することが可能である。

図１４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。

Ｘ線撮影システム１００は、Ｘ線源１０１のコリメータユニット１０２に、マルチスリット１０３を配設した点が、前述したＸ線撮影システム１０と異なる。その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。

前述したＸ線撮影システム１０では、Ｘ線源１１からＦＰＤ３０までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離（１ｍ〜２ｍ）とした場合に、Ｘ線焦点１８ｂの焦点サイズ（一般的に０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度）によるＧ１像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、Ｘ線焦点１８ｂの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、Ｘ線強度が低下してしまう。本Ｘ線撮影システム１００においては、この課題を解決するために、Ｘ線焦点１８ｂの直後にマルチスリット１０３を配置する。

マルチスリット１０３は、撮影部１２に設けられた第１及び第２の吸収型格子３１，３２と同様な構成の吸収型格子（第３の吸収型格子）であり、一方向（ｙ方向）に延伸した複数のＸ線遮蔽部が、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂと同一方向（ｘ方向）に周期的に配列されている。このマルチスリット１０３は、Ｘ線焦点１８ｂから放射される放射線を部分的に遮蔽することにより、ｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小して、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成することを目的としている。

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

上記式（１９）は、マルチスリット１０３により分散形成された各点光源から射出されたＸ線の第１の吸収型格子３１による投影像（Ｇ１像）が、第２の吸収型格子３２の位置で一致する（重なり合う）ための幾何学的な条件である。

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

このように、本Ｘ線撮影システムでは、マルチスリット１０３により形成される複数の点光源に基づくＧ１像が重ね合わせられることにより、Ｘ線強度を低下させずに、位相コントラスト画像の画質を向上させることができる。以上説明したマルチスリット１０３は、前述したいずれのＸ線撮影システムにおいても適用可能である。

図１５は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その演算処理部の構成を示す。

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

そこで、本Ｘ線撮影システムは、位相コントラスト画像のために取得した画像データ群から、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。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個の各走査位置で撮影を行って得られる画像データ群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信号値Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）を、図１６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、信号値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、信号値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、信号値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、上記の吸収画像は、各画素４０のＭ個の信号値の平均値ないし加算値そのものを画像コントラストとして画像化したものであり、各画素４０の信号値に含まれるオフセット成分のバラツキは画像コントラストに影響を及ぼす。よって、上記の画像データ群の各々に対してオフセット補正を行うことが好ましい。

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データ群から、吸収画像を作成するようにしてもよい。この吸収画像は、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、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データ群から吸収画像を作成し、前述の補正係数を各画素にかけることで、検出系の透過率ムラを補正した被写体の吸収画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信号値Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）の変化における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、信号値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、信号値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データ群から、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データ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画像データ群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。

前述の各Ｘ線撮影システムでは、放射線として一般的なＸ線を用いる場合について説明したが、本発明に用いられる放射線はＸ線に限られるものではなく、α線、γ線等のＸ線以外の放射線を用いることも可能である。

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って形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する第２の格子と、前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出し、検出した放射線像の画像データを出力する放射線画像検出器と、前記第２の格子を前記放射線像に対して互いに位相の異なる相対位置に置いて複数回の撮影を行う第１のモード、及び放射線露光させることなく前記放射線画像検出器を駆動する第２のモード、の切り替えを行う制御部と、を備え、前記制御部は、前記第２のモードにおいて前記放射線画像検出器が定常状態となるまで前記放射線画像検出器の駆動を繰り返し、前記放射線画像検出器が定常状態となった後に前記第１のモードに移行する放射線撮影システムが開示されている。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記制御部が、前記画像データを出力する前記放射線画像検出器の出力回路部の温度に基づいて前記放射線画像検出器の定常状態を判定する。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記制御部が、前記放射線画像検出器の駆動前後における前記出力回路部の温度差が予め設定される閾値以下である場合に、前記放射線画像検出器が定常状態にあると判定する。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記制御部が、前記画像データを構成する少なくとも一つ以上の画素の信号値に基づいて前記放射線画像検出器の定常状態を判定する。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記制御部が、前記少なくとも一つ以上の画素の信号値の変動率が予め設定される閾値以下である場合に、前記放射線画像検出器が定常状態にあると判定する。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記第２のモードにおける前記放射線画像検出器の駆動周波数が、前記第１のモードにおける前記放射線画像検出器の駆動周波数よりも高い。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記第２のモードにおける放射線画像検出器の駆動電圧が、前記第１のモードにおける前記放射線画像検出器の駆動電圧よりも高い。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記第１のモードにおいて前記放射線画像検出器によって取得される複数の画像データから、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、位相コントラスト画像を生成する演算処理部を更に備える。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記第１のモードにおいて前記放射線画像検出器によって取得される複数の画像データの各々に対してオフセット補正を行う補正部を更に備え、前記補正部は、前記複数の画像データの各々に対して、共通の補正用データを用いてオフセット補正を行う。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記演算処理部が、前記補正部によってオフセット補正された複数の画像データから吸収画像を生成する。

１０ Ｘ線撮影システム
１１ Ｘ線源
１２ 撮影部
１３ コンソール
３０ ＦＰＤ
３１ 第１の吸収型格子
３２ 第２の吸収型格子
３３ 走査機構
４０ 画素
４３ 読み出し回路

Claims (9)

1. 第１の格子と、
   前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する第２の格子と、
   前記第２の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出し、検出した放射線像の画像データを出力する放射線画像検出器と、
   前記第２の格子を前記放射線像に対して互いに位相の異なる相対位置に置いて複数回の撮影を連続して行う第１のモード、及び放射線露光させることなく前記放射線画像検出器を駆動する第２のモードの切り替えを行う制御部と、
   を備え、
   前記制御部は、前記第２のモードにおいて前記放射線画像検出器が定常状態となるまで前記放射線画像検出器の駆動を連続して繰り返し、前記放射線画像検出器が定常状態となった後に前記第１のモードに移行し、
   前記第２のモードにおける前記放射線画像検出器の駆動周波数は、前記第１のモードにおける前記放射線画像検出器の駆動周波数よりも高い放射線撮影システム。
2. 請求項１に記載の放射線撮影システムであって、
   前記制御部は、前記画像データを出力する前記放射線画像検出器の出力回路部の温度に基づいて前記放射線画像検出器の定常状態を判定する放射線撮影システム。
3. 請求項２に記載の放射線撮影システムであって、
   前記制御部は、前記放射線画像検出器の駆動前後における前記出力回路部の温度差が予め設定される閾値以下である場合に、前記放射線画像検出器が定常状態にあると判定する放射線撮影システム。
4. 請求項１〜３のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
   前記制御部は、前記画像データを構成する少なくとも一つ以上の画素の信号値に基づいて前記放射線画像検出器の定常状態を判定する放射線撮影システム。
5. 請求項４に記載の放射線撮影システムであって、
   前記制御部は、前記少なくとも一つ以上の画素の信号値の変動率が予め設定される閾値以下である場合に、前記放射線画像検出器が定常状態にあると判定する放射線撮影システム。
6. 請求項１〜５のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
   前記第２のモードにおける放射線画像検出器の駆動電圧は、前記第１のモードにおける前記放射線画像検出器の駆動電圧よりも高い放射線撮影システム。
7. 請求項１〜６のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
   前記第１のモードにおいて前記放射線画像検出器によって取得される複数の画像データから、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、位相コントラスト画像を生成する演算処理部を更に備える放射線撮影システム。
8. 請求項７に記載の放射線撮影システムであって、
   前記第１のモードにおいて前記放射線画像検出器によって取得される複数の画像データの各々に対してオフセット補正を行う補正部を更に備え、
   前記補正部は、前記複数の画像データの各々に対して、共通の補正用データを用いてオフセット補正を行う放射線撮影システム。
9. 請求項８に記載の放射線撮影システムであって、
   前記演算処理部は、前記補正部によってオフセット補正された複数の画像データから吸収画像を生成する放射線撮影システム。

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