CN102451013A - 放射线照相装置和放射线照相*** - Google Patents
放射线照相装置和放射线照相*** Download PDFInfo
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Abstract
本发明公开了一种放射线照相装置和放射线照相***。一种放射线照相装置，包括：第一栅格、第二栅格、扫描单元以及放射学图像检测器。第二栅格包括周期性形式，该周期性形式具有与穿透第一栅格的放射线形成的放射学图像的图案周期基本上一致的周期。扫描单元将放射学图像和第二栅格相对地位移到多个相对位置，在多个相对位置处在放射学图像与第二栅格之间的相位差彼此不同。放射学图像检测器检测第二栅格遮蔽的放射学图像。扫描单元包括驱动单元和多个弹性部件，驱动单元在放射学图像的图案布置方向上相对于另一个来驱动第一栅格和第二栅格中的至少一个，多个弹性部件具有彼此不同的固有频率。
Description
技术领域
本发明涉及支持通过使用诸如X射线的放射线对放射线照相对象进行相位成像的放射线照相装置和放射线照相***。
背景技术
因为X射线根据构成材料的元素的原子数目以及材料的密度和厚度而衰减，所以X射线被用作用于透视待诊断的被检体内部的探针。在医疗诊断、无损探伤等领域广泛普及使用X射线的成像。
在一般的X射线成像***中，将待诊断的被检体布置在照射X射线的X射线源与检测X射线的X射线图像检测器之间，并且捕捉待诊断的被检体的透射图像。在该情况下，从X射线源向X射线图像检测器照射的X射线根据到X射线图像检测器的路径上存在的材料特性(例如原子数、密度和厚度)的差异而经受数量衰减(吸收)，并且然后入射到X射线图像检测器的每个像素上。结果，X射线图像检测器检测并且捕捉待诊断的被检体的X射线吸收图像。作为X射线图像检测器，除了X射线增感屏和胶片以及可激励荧光体的组合之外，广泛使用平板检测器(FPD)。
然而，在材料由具有较小原子数目的元素构成的情况下，X射线吸收能力下降。因此，对于生物软组织或软材料，无法获取足以用于X射线吸收图像的图像的浓淡(对比度)。例如，构成身体关节的软骨部分和关节液主要由水组成。因此，由于其X射线吸收量的差异很小，所以难以获得浓淡差异。
关于上述问题，除了由于待诊断的被检体而导致的X射线的强度改变之外，近年来积极进行了对于基于由于待诊断的被检体而导致的X射线的相位改变(角度改变)来获得图像(下面称为相位衬度图像)的X射线相位成像的研究。通常，已知当X射线入射到被检体上时，X射线的相位而不是X射线的强度示出较高的交互。因此，在使用相位差的X射线相位成像中，即使对于具有低X射线吸收能力的弱吸收材料，也能够获得高对比度图像。作为X射线相位成像，近年来提出了一种X射线成像***，该X射线成像***使用具有两个透射衍射栅格(相位型栅格和吸收型栅格)的X射线Talbot干涉仪以及X射线图像检测器(例如，参考JP-A-2008-200359)。
X射线Talbot干涉仪包括：第一衍射栅格(相位型栅格或吸收型栅格)，该第一衍射栅格被布置在待诊断的被检体后侧；第二衍射栅格(吸收型栅格)，该第二衍射栅格以特定距离(Talbot干涉距离)被布置在下游，该特定距离是通过第一衍射栅格的栅格节距和X射线波长来确定的；以及X射线图像检测器，该X射线图像检测器被布置在第二衍射栅格后侧。Talbot干涉距离是已经穿透第一衍射栅格的X射线通过Talbot干涉效应形成自成像的距离。通过待诊断的被检体与X射线的交互(相位改变)调整自成像，待诊断的被检体被布置在X射线源与第一衍射栅格之间。
在X射线Talbot干涉仪中，检测通过在第一衍射栅格与第二衍射栅格的自成像之间的重叠(强度调整)所生成的莫尔条纹(Moiréfringe)，并且分析通过待诊断的被检体的莫尔条纹的变化，因此获取待诊断的被检体的相位信息。作为莫尔条纹的分析方法，已知一种条纹扫描方法。根据条纹扫描方法，当在下述方向上以通过相等地分割栅格节距所获得的扫描节距关于第一衍射栅格平移移动第二衍射栅格时执行多次成像，该方向基本上平行于第一衍射栅格的平面并且基本上垂直于第一衍射栅格的栅格方向(条带方向)，并且从在X射线图像检测器中获得的各个像素的改变获取从待诊断的被检体折射的X射线的角分布(相位移动的微分图像)。基于角分布，能够获取待诊断的被检体的相位衬度图像。
在上述X射线相位成像中，描述了下述情况，其中在相对于第一栅格移动第二栅格时执行扫描。当以通过相等地划分第二栅格的节距的一个周期所获得的扫描节距来相对于第一栅格移动第二栅格时，与一个周期的划分次数相对应地执行成像若干次，针对X射线图像检测器的每个像素测量若干次捕捉的图像之间的X射线强度调整信号的改变量，并且从强度调整信号的改变量计算放射学图像的相位移动量(其与X射线的折射角相对应)，使得相位衬度图像被形成为照相对象的透射图像。
因为作为扫描驱动目标的第二栅格的节距通常大约是几μm，并且扫描节距大约是1μm，所以要求扫描驱动组件应当具有亚微米或更小的位移分辨率。因此，能够执行精细馈送的压电致动器(诸如压电设备)被适当地用作驱动组件。而且，在JP-A-2008-200359中使用了压电致动器，在JP-A-2008-200359中第一栅格相对于第二栅格移动。
同时，在JP-A-10-48531和JP-A-2000-019415中，关于一般的机台装置而不是X射线成像装置，通过压电致动器或滚珠丝杠来驱动机台，提供诸如弹簧或橡胶部件的弹性部件来施加预载荷，从而提高定位准确性，弹性部件在与压电致动器或滚珠丝杠的驱动方向相反的方向上推压该机台。
这里，穿透照相对象时X射线的折射角非常小，诸如几μrad，并且与折射角相对应的放射学图像的相位移动量以及每个像素的强度调整信号的改变量也非常小。当测量轻微改变量时，伴随扫描的栅格振动显著影响相位信息的检测准确性。当在执行扫描成像中栅格振动时，确定的扫描节距混乱。因此，基于捕捉的图像的相位信息的检测准确性被降低。对于每个扫描节距，可以优选地执行成像直到栅格振动衰减并且收敛。然而，当从成像到成像的间隔被拉长时，照相对象在其间移动，使得相位差下降，并且相位检测准确性进而被降低。因此，对于每个扫描节距来说成像时间的间隔优选地更短，并且要求多次成像所需要的总体时间为秒级或更短。这样，如何迅速衰减伴随扫描的栅格振动非常重要。
同时，即使通过使用弹性部件施加预载荷时，如在JP-A-10-48531和JP-A-2000-019415中所公开的，也难以迅速衰减驱动目标的振动。通过弹性部件构成振动***，使得延迟了栅格的振动收敛，并且对于短成像时间而言不一定要充分衰减振动。
考虑到上述问题，本发明的目的在于提供一种放射线照相装置和放射线照相***，该放射线照相装置和放射线照相***能够迅速衰减栅格的振动，以提高相位信息的检测准确性并且缩短成像时间。
发明内容
[1]一种放射线照相装置，包括：
第一栅格；
第二栅格，所述第二栅格包括周期性形式，所述周期性形式具有与穿透所述第一栅格的放射线形成的放射学图像的图案周期基本上一致的周期；
扫描单元，所述扫描单元将所述放射学图像和所述第二栅格相对地位移到多个相对位置，在所述多个相对位置处在所述放射学图像和所述第二栅格之间的相位差彼此不同；以及
放射学图像检测器，所述放射学图像检测器检测放射学图像，所述放射学图像通过用所述第二栅格遮蔽所述放射学图像来形成，
其中，所述扫描单元包括：驱动单元和多个弹性部件，所述驱动单元在所述放射学图像的图案布置方向上相对于另一个来驱动所述第一栅格和所述第二栅格中的至少一个，所述多个弹性部件具有彼此不同的固有频率，并且在与所述驱动单元的驱动方向相反的方向上推压所述驱动组件的驱动目标。
[2]根据[1]所述的放射线照相装置，其中，所述弹性部件的各个固有频率不具有整数倍的关系。
[3]根据[1]或[2]所述的放射线照相装置，其中，所述弹性部件关于通向所述驱动单元的操作点并且在所述驱动方向上延伸的中心线被对称布置。
[4]根据[3]所述的放射线照相装置，其中，所述弹性部件包括基于所述固有频率的差异针对每种类型提供的弹性部件，并且
其中，相同类型的弹性部件关于所述中心线被对称布置。
[5]根据[1]或[2]所述的放射线照相装置，其中，所述弹性部件包括第一弹性部件和第二弹性部件，所述第一弹性部件被提供在通向所述驱动单元的操作点并且在所述驱动方向上延伸的中心线上，所述第二弹性部件被提供在所述第一弹性部件的内侧。
[6]根据[1]至[5]中的任何一项所述的放射线照相装置，其中，通过所述扫描单元的所述放射学图像与所述第二栅格之间的相对位移的量与通过使所述第二栅格的图案周期除以3或更大所形成的部分相对应。
[7]根据[1]至[6]中的任何一项所述的放射线照相装置，其中，所述放射线是锥形束，所述锥形束具有与距放射线焦点的距离成比例放大的照射范围，并且
其中，所述驱动单元的驱动目标是所述第二栅格。
[8]根据[1]至[7]中的任何一项所述的放射线照相装置，其中，所述驱动单元包括压电设备，所述压电设备传递在对所述驱动目标施加电压时所导致的位移。
[9]根据[1]至[8]中的任何一项所述的放射线照相装置，其中，所述驱动单元包括滚珠丝杠和步进电机，所述滚珠丝杠具有丝杠轴以及安装在所述丝杠轴上并且固定到所述驱动目标的螺母，所述步进电机旋转所述丝杠轴。
[10]根据[1]至[9]中的任何一项所述的放射线照相装置，其中，所述驱动单元的驱动目标由所述驱动单元和所述弹性部件来保持，所述驱动单元和所述弹性部件在所述驱动方向上分别被布置在两个端侧。
[11]根据[1]至[10]中的任何一项所述的放射线照相装置，进一步包括：放射线源，所述放射线源用于向所述第一栅格照射所述放射线。
[12]一种放射线照相***，包括：
根据[1]至[11]中的任何一项所述的放射线照相装置，以及
计算处理单元，所述计算处理单元从所述放射线照相装置的所述放射学图像检测器检测到的图像来计算入射到所述放射学图像检测器上的放射线的折射角的分布，并且基于所述折射角的分布来生成照相对象的相位衬度图像。
根据本发明的放射线照相装置和放射线照相***，当所述驱动目标(第一栅格和第二栅格中的至少一个)与扫描相关联地进行振动时，因为弹性部件的固有频率不同，所以抑制了推动驱动目标的弹性部件的振动。因此，能够迅速地衰减作为整体的驱动目标和弹性部件的振动。也就是说，使用具有不同固有频率的弹性部件，使得能够避免通过弹性部件构成振动***，并且使得能够在对驱动目标施加预载荷时实现驱动目标的快速收敛。通过迅速衰减驱动目标，能够提高相位检测的准确性，并且缩短多次成像所需要的成像时间。
附图说明
图1是绘图地示出用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相***的构造的侧视图。
图2是图1的放射线照相***的控制框图。
图3是使用方框示出放射学图像检测器的构造的示图。
图4是第一栅格和第二栅格以及放射学图像检测器的立体视图。
图5是第一栅格和第二栅格以及放射学图像检测器的侧视图。
图6是示出用于改变由于第一栅格和第二栅格的交互所导致的干涉条纹(莫尔)的周期的机构的示图。
图7是用于图示通过照相对象的放射线折射的示图。
图8是用于图示条纹扫描方法的示图。
图9是示出根据条纹扫描的放射学图像检测器的像素信号的曲线图。
图10是第二栅格和扫描组件的示图。
图11是根据第一修改实施例的第二栅格和扫描组件的示图。
图12是根据第二修改实施例的第二栅格和扫描组件的示图。
图13是根据第三修改实施例的第二栅格和扫描组件的示图。
图14是根据第四修改实施例的第二栅格和扫描组件的示图。
图15是根据第五修改实施例的第二栅格和扫描组件的示图。
图16是示出用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相***的构造的另一示例的示图。
图17是示出用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相***的构造的另一示例的示图。
图18是图17的放射线照相***的立体视图。
图19是绘图地示出用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相***的构造的另一示例的侧视图。
图20是绘图地示出用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相***的构造的另一示例的侧视图。
图21是绘图地示出用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相***的构造的另一示例的侧视图。
图22A和图22B是绘图地示出用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相***的构造的另一示例的侧视图。
图23是绘图地示出用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相***的构造的另一示例的侧视图。
图24是示出根据用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相***的另一示例的生成放射学图像的计算单元的构造的框图。
图25是示出用于图示图24中所示的放射线照相***的计算单元中的处理的放射学图像检测器的像素信号的曲线图。
具体实施方式
图1示出了用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相***的构造的示例，并且图2是图1的放射线照相***的控制框图。
同时，与所述构造相同的构造用相同的附图标记指示，并且省略其描述。将描述与所述构造的差异。
X射线成像***10是当患者站立时执行对于照相对象(患者)H的成像的X射线诊断装置，并且包括X射线源11、导向外壳16、成像单元12以及控制台13(参考图2)，X射线源11用X射线辐射照相对象H，导向外壳16具有接触照相对象H的诊断目标部分的接触部件并且支撑相应的诊断目标部分，成像单元12在照相对象H被***在X射线源11与成像单元之间的情况下与X射线源11相对，检测从X射线源11穿透照相对象H的X射线，并且从而生成图像数据，控制台13基于操作员的操作来控制X射线源11的曝光操作和成像单元12的成像操作，计算由成像单元12获取的图像数据，并且从而生成相位衬度图像(phase contrast image)。
X射线源11被保持为使得它可以通过悬挂于天花板的X射线源保持设备14来在上下方向(x方向)上移动。导向外壳16被保持为它可以通过安装在底部的立位装置15在上下方向上移动。
X射线源11包括X射线管18和准直器单元19，X射线管18基于X射线源控制单元17的控制来生成与施加到高电压发生器116的高电压相对应的X射线，准直器单元19具有可移动准直器19a，该可移动准直器19a限制辐射场以便于屏蔽从X射线管18生成的X射线的一部分，该部分对照相对象H的检查区没有起作用。X射线管18是旋转阳极型X射线管，该旋转阳极型X射线管从用作电子发射源(阴极)的灯丝(未示出)发出电子束，并且使电子束与以预定速度旋转的旋转阳极18a碰撞，由此生成X射线。旋转阳极18a的电子束的碰撞部分是X射线焦点18b。
X射线源保持设备14包括承载单元14a和多个支杆单元14b，承载单元14a适合于通过安装在天花板上的天花板导轨(未示出)来在水平方向(z方向)上移动，多个支杆单元14b在上下方向上被连接。承载单元14a提供有电机(未示出)，该电机张开和收缩支杆单元14b以在上下方向上改变X射线源11的位置。
立位装置15包括主体15a和保持单元15b，主体15a被安装在底部上，保持单元15b保持成像单元12并且被附连到主体15a以便于在上下方向上移动。将保持单元15b连接到在上下方向上隔开的两个滑轮16c之间延伸的环形带15d，并且该保持单元15b由旋转滑轮15c的电机(未示出)来驱动。基于操作员的设置操作，由控制台13(如下所述)的控制设备20来控制电机的驱动。
此外，立位装置15提供有诸如电位计的位置传感器(未示出)，该位置传感器测量滑轮15c或环形带15d的移动量，并且从而检测在上下方向上的成像单元12的位置。通过电缆等将位置传感器的检测值供应到X射线源保持设备14。X射线源保持设备14基于检测到的值来张开和收缩支杆单元14b，并且移动X射线源11以跟随成像单元12的垂直移动。
控制台13提供有控制设备20，包括CPU、ROM、RAM等。控制设备20经由总线26与输入设备21、计算处理单元22、存储单元23、监视器24和接口(I/F)25相连接，操作员通过输入设备21输入成像指令及其指令内容，计算处理单元22计算由成像单元12获取的图像数据并且从而生成X射线图像，存储单元23存储X射线图像，监视器24显示X射线图像等，接口(I/F)25被连接到X射线成像***10的各个单元。
作为输入设备21，例如可以使用开关、触摸板、鼠标、键盘等。通过操作输入设备21，输入诸如X射线管电压、X射线辐射时间等的放射线照相条件、成像计时等。监视器24包括液晶显示器等，并且在控制设备20的控制下显示诸如放射线照相条件的字母和X射线图像。
成像单元12具有平板检测器(FPD)30以及第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32，平板检测器30用作具有半导体电路的放射线照相图像检测器，第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32检测由于照相对象H而导致的X射线的相位改变(角度改变)并且执行相位成像。
成像单元12提供有在上下方向(x方向)上平移移动第二吸收型栅格32的扫描机构33，并且从而改在变第二吸收型栅格32与第一吸收型栅格31之间的相对位置关系。
FPD 30具有布置为与从X射线照射的X射线的光轴A垂直的检测表面。如下特别描述的，第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32被布置在FPD 30与X射线源11之间。
图3示出了包括在图1的放射线照相***中的放射学图像检测器的构造。
用作放射学图像检测器的FPD 30包括图像接收单元41、扫描电路42、读出电路43和数据发射电路44，图像接收单元41具有多个像素40，该多个像素40将X射线转换成电荷并进行积累，并且在有源矩阵基板上在xy方向上被二维地布置；扫描电路42控制从成像接收单元41读出电荷的时序；读出电路43读出在各个像素40中积累的电荷并且将电荷转换成图像数据并进行存储；数据发射电路44通过控制台13的I/F 25将图像数据发射到计算处理电路22。而且，扫描电路42和各个像素40在每一行中通过扫描线45连接，并且读出电路43和各个像素40在每一列中通过信号线46连接。
每个像素40可以被配置为直接转换型部件，该直接转换型部件利用由无定形硒等制成的转换层(未示出)来直接转换X射线，并且将转换的电荷积累在连接到转换层的下电极的电容器(未示出)中。将每个像素40与TFT开关(未示出)相连接，并且将TFT开关的栅电极连接到扫描线45，将源电极连接到电容器，并且将漏电极连接到信号线46。当TFT开关由来自扫描电路42的驱动脉冲导通时，积累在电容器中的电荷被读出到信号线46。
此外，每个像素40可以被配置为间接转换型X射线检测部件，该间接转换型X射线检测部件利用由氧化钆(Gd2O3)、碘化铯(CsI)等制成的闪烁体(未示出)来将X射线转换成可见光，并且然后利用光电二极管(未示出)将转换的可见光转换成电荷并进行积累。而且，X射线图像检测器不限于基于TFT面板的FPD。例如，还可以使用基于诸如CCD传感器、CMOS传感器等固体成像设备的各种X射线图像检测器。
读出电路43包括未示出的积分放大电路、A/D转换器、校正电路和图像存储器。积分放大电路对从各个像素40输出的电荷进行积分并通过信号线46将各个像素40输出的电荷转换为电压信号(图像信号)，并且将该电压信号输入到A/D转换器。A/D转换器将输入的图像信号转换为数字图像信号，并且将该数字图像信号输入到校正电路。校正电路对该图像数据进行偏移校正、增益校正和线性校正，并且在校正之后将图像数据存储在图像存储器中。而且，校正电路的校正处理可以包括X射线的曝光量和曝光分布(所谓的浓淡)的校正、取决于FPD 30的控制条件(驱动频率、读出周期等)的图案噪声(例如TFT开关的泄露信号)的校正等。
图4和图5示出了第一栅格31和第二栅格32以及FPD 30。
第一吸收型栅格31具有基板31a和布置在基板31a上的多个X射线屏蔽单元31b。类似地，第二吸收型栅格32具有基板32a和布置在基板32a上的多个X射线屏蔽单元32b。基板31a、32a由X射线所穿透的射线可透过的部件(诸如玻璃)构成。
X射线屏蔽单元31b、32b由线性部件构成，该线性部件在垂直于从X射线源11照射的X射线的光轴A的平面内的一个方向(在所示示例中，垂直于x方向和z方向的y方向)上延伸。作为各个X射线屏蔽单元31b、32b的材料，具有良好X射线吸收能力的材料是优选的。例如，诸如金、铂等重金属是优选的。可以通过金属电镀或沉积方法来形成X射线屏蔽单元31b、32b。
在垂直于一个方向的方向(x方向)上，X射线屏蔽单元31b以恒定节距p 1并且以预定间隔d1被布置在垂直于X射线的光轴A正交的平面内。类似地，在垂直于一个方向的方向(x方向)上，X射线屏蔽单元32b以恒定节距p2并且以预定间隔d2被布置在垂直于X射线的光轴A的平面内。
因为第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32向入射X射线提供强度差而不是相位差，所以它们又称为幅度型栅格。而且，缝(间隔d1或d2的区域)不一定是空隙。例如，可以用诸如高分子或轻金属的X射线低吸收材料来填充空隙。
不论Talbot干涉效应如何，第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32都适合于对穿透缝的X射线进行几何成像。具体地，间隔d1、d2被设置为充分大于从X射线源11照射的X射线的峰值波长，使得包括在照射的X射线中的大部分X射线能够在保持线性的同时穿透缝，而不在缝中发生衍射。例如，当用钨制成旋转阳极18a并且管电压为50kV时，X射线的峰值波长大约为
在该情况下，间隔d1、d2被设置为大约1至10μm时，大部分X射线被几何地投射到缝中，同时X射线不在其中发生衍射。
因为从X射线源11照射的X射线是使X射线焦点18b作为发射点的锥形束而不是平行光束，所以穿透第一吸收型栅格31并且被投射的投射图像(下面称为G1图像)与距X射线焦点18b的距离成比例地进行放大。将第二吸收型栅格32的栅格节距p2和间隔d2确定为使得缝与第二吸收型栅格32的位置处的G1图像的明亮部分的周期图案基本上一致。也就是说，当从X射线焦点18b到第一吸收型栅格31的距离是L1并且从第一吸收型栅格31到第二吸收型栅格32的距离是L2时，将栅格节距p2和间隔d2确定为满足以下等式(1)和(2)。
[等式1]
[等式2]
在Talbot干涉仪中，从第一吸收型栅格31到第二吸收型栅格32的距离是L2被限制为通过第一衍射栅格的栅格节距和X射线波长确定的Talbot干涉距离。然而，在本发明的X射线成像***中，因为第一吸收型栅格31在不使入射X射线发生衍射的情况下投射入射X射线，并且在第一吸收型栅格31的后部的所有位置处类似地获得第一吸收型栅格31的G1图像，所以能够与Talbot干涉距离无关地设置L2。
虽然成像单元12不构成Talbot干涉仪，如上所述，但是使用第一吸收型栅格31的栅格节距p1、第二吸收型栅格32的栅格节距p2、X射线波长(峰值波长)λ以及正整数m，通过以下等式(3)来表达在第一吸收型栅格31使X射线发生衍射时所获得的Talbot干涉距离Z。
[等式3]
等式(3)指示在从X射线源11照射的X射线是锥形束时的Talbot干涉距离，并且在Atsushi Momose，et al.，Japanese Journal of Applied Physics，Vol.47，No.10，2008，August，page 8077(Atsushi Momose等人在2008年8月的日本应用物理期刊Vol.47，No.10的第8077页)中已知。
在X射线成像***(10)中，当m＝1时距离L2被设置为比最小Talbot干涉距离Z更短，从而使得成像单元12很薄。也就是说，由满足以下等式(4)的范围内的值来设置距离L2。
[等式4]
此外，当从X射线源11照射的X射线可以被视作基本上平行的束时，由以下等式(5)表达Talbot干涉距离Z，并且由满足以下等式(6)的范围内的值来设置距离L2。
[等式5]
[等式6]
为了生成具有高对比度的周期性图案图像，优选的是，X射线屏蔽单元31b、32b优选地屏蔽(吸收)X射线。即使使用具有良好X射线吸收能力的材料(金、铂等)，也有很多X射线穿透X射线屏蔽单元。因此，为了改善X射线的屏蔽能力，优选地分别使得X射线屏蔽单元31b、32b的厚度h1、h2尽可能地厚。例如，当X射线管18的管电压是50kV时，优选屏蔽90％或更多的照射X射线。在该情况下，厚度h1、h2基于金(Au)优选地为30μm或更大。
同时，当X射线屏蔽单元31b、32b的厚度h1、h2被极度加厚时，倾斜入射的X射线难以通过缝。因此，所谓的渐晕发生，使得垂直于X射线屏蔽单元31b、32b的延伸方向的方向(x方向)有效视场缩小。因此，从确保视场的观点来看，限定厚度h1、h2的上限。为了确保FPD 30的检测表面上x方向中有效视场的长度V，当从X射线焦点18b到FPD 30的检测表面的距离是L时，从图5中所示的几何关系，厚度h1、h2有必要被设置为满足以下等式(7)和(8)。
[等式7]
[等式8]
例如，当d1＝2.5μm、d2＝3.0μm并且L＝2m时，假设医院中的典型诊断，厚度h1应当是100μm或更小，并且厚度h2应当是120μm或更小，从而确保在x方向上10cm的长度作为有效视场的长度V。
在如上述配置的成像单元12中，强度调整的图像由第一吸收型栅格31与第二吸收型栅格32的G1图像的重叠形成，并且由FPD 30捕捉。由于制造误差和布置误差而导致第二吸收型栅格32的位置处的G1图像的图案周期p1’与第二吸收型栅格32的实际栅格节距p2’(制造之后的实际节距)稍有不同。布置误差意味着，在x方向上的第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的实际节距随着其间的倾斜度、旋转和间隔相应地改变而改变。
由于G1图像的图案周期p1’与栅格节距p2’之间的轻微差异而导致图像对比度变为莫尔条纹。莫尔条纹的周期T由以下等式(9)表达。
[等式9]
当期望利用FPD 30检测莫尔条纹时，x方向上的像素40的布置节距P应当至少满足以下等式(10)，并且优选地满足以下等式(11)(n：正整数)。
[等式10]
P≠nT …(10)
[等式11]
P＜T …(11)
等式10意味着布置节距P不是莫尔周期T的整数倍。即使对于n≥2的情况，也基本上能够检测莫尔条纹。等式11意味着，布置节距P被设置为小于莫尔周期T。
因为FPD 30的像素40的布置节距P是设计确定的(通常为大约100μm)并且难以改变，所以当期望调节布置节距P与莫尔周期T的量关系时，优选地调节第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的位置，并且改变G1图像的图案周期p1’和栅格节距p2’中的至少一个，从而改变莫尔周期T。
图6A至图6C示出了改变莫尔周期T的方法。
通过关于光轴A相对地旋转第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32中的一个，能够改变莫尔周期T。例如，提供了一种相对旋转机构50，该相对旋转机构50使第二吸收型栅格32关于光轴A相对于第一吸收型栅格31旋转。当相对旋转机构50使第二吸收型栅格32旋转了角度θ时，x方向上的实际栅格节距从“p2”改变为“p2’/cosθ”，使得莫尔周期T被改变(参考图6A)。
又如，通过关于垂直于光轴A并且遵循y方向的轴相对地倾斜第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32中的一个，能够改变莫尔周期T。例如，提供了一种相对倾斜机构51，该相对倾斜机构51关于垂直于光轴A并且遵循y方向的轴使第二吸收型栅格32相对于第一吸收型栅格31倾斜。当通过相对倾斜机构51使第二吸收型栅格32倾斜了角度α时，x方向上的实际栅格节距从“p2”改变为“p2’×cosθ”，使得莫尔周期T被改变(参考图6B)。
又如，通过沿着光轴A方向相对地移动第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32中的一个，能够改变莫尔周期T。例如，提供了一种相对移动机构52，该相对移动机构52沿着光轴A的方向相对于第一吸收型栅格31移动第二吸收型栅格32，以便于改变在第一吸收型栅格31与第二吸收型栅格32之间的距离L2。当相对移动机构52使第二吸收型栅格32沿着光轴A移动了移动量δ时，投射在第二吸收型栅格32的位置处的第一吸收型栅格31的G1图像的图案周期从“p1”改变为“p1’×(L1+L2+δ)/(L1+L2)”，使得莫尔周期T被改变(参考图6C)。
在X射线成像***10中，因为成像单元12不是Talbot干涉仪并且可以自由地设置距离L2，所以可以适当地采用用于改变距离L2的机构并且从而改变莫尔周期T，诸如相对移动机构52。可以通过诸如压电设备的致动器来配置用于改变莫尔周期T的第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的改变机构(相对旋转机构50、相对倾斜机构51和相对移动机构52)。
当照相对象H被布置在X射线源11与第一吸收型栅格31之间时，通过照相对象H来调整由FPD 30检测到的莫尔条纹。调整量与由于照相对象H的折射效应而偏离的X射线的角度成比例。因此，能够通过分析由FPD 30检测的莫尔条纹来生成照相对象H的相位衬度图像。
下面描述莫尔条纹的分析方法。
图7示出了与照相对象H在x方向上的相移分布相对应地折射的一个X射线。
附图标记55指示当不存在照相对象H时直行的X射线的路径。沿着路径55行进的X射线穿透第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32，并且然后入射到FPD 30上。附图标记56指示由于照相对象H而导致折射并偏离的X射线的路径。沿着路径56行进的X射线穿透第一吸收型栅格31，并且然后由第二吸收型栅格32屏蔽。
当用n(x，z)指示照相对象H的折射系数分布并且用z指示X射线的行进方向时，通过以下等式(12)来表达照相对象H的相移分布Φ(x)。
[等式12]
由于照相对象H处X射线的折射而导致从第一吸收型栅格31投射到第二吸收型栅格32的位置的G1图像在x方向上位移了与折射角
相对应的量。基于X射线的折射角
很小的事实，通过以下等式(13)来近似地表达位移量Δx。
[等式13]
这里，通过使用X射线的波长λ以及照相对象H的相移分布Φ(x)，通过等式(14)来表达折射角
[等式14]
这样，由于X射线在照相对象H的折射而导致的G1图像的位移量Δx与照相对象H的相移分布Φ(x)有关。而且，位移量Δx与从FPD 40的每个像素输出的信号的相位差量ψ有关(在当存在照相对象H时的每个像素40的信号的相位与当不存在照相对象H时的每个像素40的信号的相位之间相位差量)，如以下等式(15)所表达的。
[等式15]
因此，当计算每个像素40的信号的相位差量ψ时，从等式(15)获得折射角
并且通过使用等式(14)来获得相移分布Φ(x)的微分。因此，通过关于x对该微分进行积分，能够生成照相对象H的相移分布Φ(x)，即照相对象H的相位衬度图像。在本说明性实施例的X射线成像***10中，通过使用下述条纹扫描方法来计算相位差量ψ。
在条纹扫描方法中，当第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32中的一个相对于另一个在x方向上逐步地平移移动时执行成像(也就是说，当改变两个栅格的栅格周期的相位时执行成像)。在该说明性实施例的X射线成像***10中，扫描组件33移动第二吸收型栅格32。然而，第一吸收型栅格31可以被移动。当移动第二吸收型栅格32时，莫尔条纹被移动。当平移距离(x方向上的移动量)达到第二吸收型栅格32的栅格周期的一个周期(栅格节距p2)时(即，当相位改变达到2π时)，莫尔条纹返回其原始位置。关于莫尔条纹的改变，当使第二吸收型栅格32关于栅格节距p2移动了1/n(n：整数)时，在FPD 30中捕捉条纹图像，并且各个像素40的信号从捕捉到的条纹图像获得，并且在计算处理单元22中进行计算，使得获得每个像素40的信号的相位差量ψ。
图8绘图地示出了使第二吸收型栅格32移动了扫描节距(p2/M)，该扫描节距(p2/M)是通过使栅格节距p2除以M(M：整数2或更大)所获得的。
扫描组件33在k＝0，1，2，...，M-1的M个扫描位置的每一个处顺序地平移移动第二吸收型栅格32。在图9中，第二吸收型栅格32的初始位置是当没有照相对象H时的第二吸收型栅格32的位置处的G1图像的黑暗部分与X射线屏蔽单元基本上一致的位置(k＝0)。然而，初始位置可以是k＝0，1，2，...，M-1中的的任何位置。
首先，在k＝0的位置处，没有由于照相对象H而折射的X射线穿透第二吸收型栅格32。然后，当第二吸收型栅格32以k＝1，2，...，的顺序移动时，关于穿透第二吸收型栅格32的X射线，没有由于照相对象H而折射的X射线的分量减少，并且由于照相对象H而折射的X射线的分量增加。具体地，在k＝M/2的位置处，主要地，只有由于照相对象H而折射的X射线穿过第二吸收型栅格32。在超过k＝M/2的位置处，与上述不同，关于穿过第二吸收型栅格32的X射线，由于照相对象H而折射的X射线的分量减少，并且没有由于照相对象H而折射的X射线的分量增加。
在k＝0，1，2，...，M-1的每个位置处，当FPD 30执行成像时，针对各个像素40获得M个信号值。以下，描述了从M个信号值计算每个像素40的信号的相位差量ψ的方法。当用Ik(x)指示第二吸收型栅格32的位置k处的每个像素的信号值时，通过以下等式(16)表达Ik(x)。
[等式16]
这里，x是在x方向上的像素40的坐标，A0是入射X射线的强度，并且An是与像素40的信号值的对比度相对应的值(n是正整数)。而且，
指示作为像素40的坐标x的函数的折射角φ。
当使用以下等式(17)时，通过以下等式(18)来表达折射角
[等式17]
[等式18]
这里，arg[]是运算符号，该运算符号意味着参数的计算。所计算的参数与每个像素40中的信号的相位差量ψ相对应。因此，根据从各个像素40获得的M个信号值，基于等式(18)来计算每个像素40的信号的相位差量ψ，并且获得折射角Φ(x)。
图9示出了根据条纹扫描而改变的放射学图像检测器的一个像素的信号。
从各个像素40获得的M个信号值关于第二吸收型栅格32的位置k以栅格节距p2的周期进行周期性改变。图9的虚线指示在不存在照相对象H时的信号值的改变，并且图9的实线指示在存在照相对象H时的信号值的改变。两个波形的相位差与每个像素40的信号的相位差量ψ相对应。
因为折射角
是与微分相位值相对应的值，如等式(14)所示，所以通过沿着x轴对折射角
进行积分来获得相移分布Φ(x)。
由计算处理单元22来执行上述计算，并且计算处理单元22将相位衬度图像存储在存储单元23中。
在操作员通过输入设备21输入成像指令之后，各个单元在控制设备20的控制下彼此协作地进行操作，使得自动执行对相位衬度图像的条纹扫描和生成处理，并且最终在监视器24上显示照相对象H的相位衬度图像。
而且，X射线大多数在第一吸收型栅格31处并没有进行衍射，而是被几何地投射到第二吸收型栅格32。因此，照射的X射线没有必要具有高度的空间相关性，并且因此能够使用在医疗领域中使用的一般X射线源，如就像X射线源11。同时，因为能够任意地设置从第一吸收型栅格31到第二吸收型栅格32的距离L2，并且将距离L2设置为小于Talbot干涉仪的最小Talbot干涉距离，所以能够使成像单元12小型化。另外，在该说明性实施例的X射线成像***中，因为照射的X射线的实际整体波长分量都构成来自第一吸收型栅格31的投射图像(G1图像)，并且改善了莫尔条纹的对比度，所以能够改善相位衬度图像的检测灵敏度。
图10是第二栅格32和扫描组件33的示图。
扫描组件33包括压电致动器35、压迫螺旋弹簧36、36、37、37、一对导轨38、38以及电压施加装置(未示出)，压电致动器35用作用于相对于第一吸收型栅格31驱动第二栅格32的驱动组件，压迫螺旋弹簧36、36、37、37用作多个弹性部件，一对导轨38、38引导作为驱动目标的第二栅格32。
压电致动器35包括压电设备、压电设备的加强部件等，并且当由于施加电压而导致的压电设备的位移被传递给驱动目标时驱动压电致动器35。当在上下方向上对第二栅格32进行平分时，在驱动方向(+x方向)上延伸的中心线CL上在第二栅格32的一个端部处布置压电致动器35，并且将其固定到支撑部件39，该支撑部件39被提供在成像单元12的外壳中。操作点A位于中心线CL，在操作点A处压电致动器35的压电设备在x方向上进行位移并且对第二栅格32施加驱动力。
在提供第二栅格32的压电致动器35的一侧的相对侧，在支撑部件39与第二栅格32的端部之间提供四个螺旋弹簧36、36、37、37，使得它们在与驱动方向(+x方向)相反的方向上(-x方向)推压第二栅格32的端部。由此，因为压电致动器35以适当的接触压力(预载荷)接触第二栅格32，所以能够安全地将压电设备的位移传递到第二栅格32。结果，第二栅格32良好地响应于压电设备的位移而移动。
同时，因为第二栅格32在两侧被压电致动器35和压迫螺旋弹簧36、36、37、37在驱动方向上夹住，所以第二栅格抗干扰并且能够稳定操作。
螺旋弹簧36、36、37、37包括具有不同固有频率的两种类型的弹簧，其中两个螺旋弹簧36、36和两个螺旋弹簧37、37具有彼此不同的固有频率，并且该固有频率彼此没有整数倍的关系。在说明书中，固有频率意味着固有振动的基频，即固有振动的一阶振动。
同时，螺旋弹簧36、37的固有频率彼此不同，并且不同于由功率传递的频率(这里，压电致动器的固有频率)，并且不具有与通过功率传递的频率的整数倍关系。通过螺旋弹簧，能够控制作为驱动目标的栅格的振动。螺旋弹簧36、37的固有频率优选地分别小于由功率传递的频率。具体地，优选地将螺旋弹簧的固有频率设置为例如通过功率传递的频率的1/3。
这里，关于中心线CL对称地布置相同类型的螺旋弹簧。具体地，关于中心线CL对称地布置螺旋弹簧36，中心线CL被***在螺旋弹簧36之间，并且从各个弹簧36到中心线CL的距离D1相等。类似地，关于中心线CL对称地布置螺旋弹簧37，中心线CL被***在螺旋弹簧37之间，从各个弹簧36到中心线CL的距离D2相等。
同时，相同类型的螺旋弹簧可以是3个。而且在该情况下，将一个螺旋弹簧布置在中心线CL上，因此可以将相同类型的其他螺旋弹簧关于中心线CL对称布置。
除了具有第一固有频率的两个螺旋弹簧36、36和具有第二固有频率的两个螺旋弹簧37、37之外，还可以提供多个弹性部件，包括具有第三固有频率的一个螺旋弹簧。在该情况下，可以在中心线CL上布置具有第三固有频率的螺旋弹簧。
导轨38、38分别被固定在成像单元12的外壳中，并且在y方向上保持第二栅格32的两个端部。通过导轨38，第二栅格32关于成像单元12的外壳在x方向上滑动。
作为上述参考图8等描述的条纹扫描方法，扫描组件33以扫描节距(p2/M)相对于第一栅格31逐步移动第二栅格32，该扫描节距(p2/M)是通过相等地划分第二栅格32的X射线屏蔽单元32b的图案周期(栅格节距p2)来获得的。
这里，作为划分栅格节距p2划分数目的整数M是3或更大的整数，例如5(成像次数是5次)，通过扫描组件33的G1图像和第二栅格32之间的相对位移的量，即扫描节距(p2/5)，与通过将栅格节距p2(图案周期)划分成3个或更多所得到的部分相对应。此时，通过在栅格节距p2的一个周期中的三个点或更多个点处绘制X射线强度，能够容易地确保曲线示出每个像素的强度改变，如图9中所示。
像这样，因为作为栅格节距p2的划分数目的整数M例如是5，并且第二栅格32的节距通常是几μm，所以扫描节距(p2/5)很小，例如大约1μm。因此，扫描组件35有必要具有亚微米或更小的位移分辨率。然而，如上所述，因为从X射线源18照射的X射线是锥形束，并且具有栅格节距p2(大于第一栅格31的栅格节距p1)的第二栅格32相对于第一栅格31移动，所以能够在相对地移动第一栅格31和第二栅格32时，容易地保持定位准确性高。
而且，对于为5的整数M，当以扫描节距(p2/5)向第一栅格31相对移动第二栅格32时，G1图像和第二栅格32在5个相对位置处逐步地相对位移，在该5个相对位置处，G1图像与第二栅格32的条纹形状图案之间的相位差不同，即，在相位差是0(2π)、2π/5、4π/5、6π/5和8π/5的G1图像和第二栅格32的各个相对位置处。
此时，当假设5次成像所需要的总成像时间是1秒，则作为从在G1图像与第二栅格32的一个相对位置处捕捉到莫尔图像的时间到在下一个相对位置处捕捉到莫尔图像的时间所允许的时间周期是0.2秒。
当基于从控制设备20(参考图2)接收到的指令信号来通过电压施加装置(未示出)向压电致动器35的压电设备施加电压时，压电致动器35在+x方向上(在X射线屏蔽单元32b的布置方向上)以与施加的电压相对应的位移量来推压第二栅格32，使得第二栅格32相对于第一栅格31移动。第二栅格32与第二栅格32的移动相关联地主要在x方向上振动，并且该振动被传递到推压第二栅格32的螺旋弹簧36、36、37、37。
这里，因为使用具有没有整数倍关系的不同固有频率的两种类型的螺旋弹簧36、37，所以螺旋弹簧36、36、37、37的振动被合成并且彼此抑制。因此，因为没有通过螺旋弹簧36、36、37、37构成振动***，所以螺旋弹簧36、36、37、37有助于控制第二栅格32的振动。由此，因为加速了第二栅格32的振动衰减，所以第二栅格32的振动在例如0.2秒的短时间内收敛。
而且，具有不同固有频率的两种类型的螺旋弹簧36、36和螺旋弹簧37、37关于通向操作点A的中心线CL被对称布置，使得在中心线CL的两侧平衡了弹簧力，并且因此在z轴旋转方向上不生成力矩。因此，能够在第二栅格32不倾斜的情况下将压电设备的位移稳定地传递到第二栅格92。另外，保持已经通过相对旋转机构50(参考图6)改变的第一栅格31和第二栅格32关于遵循z轴的光轴A的相对旋转位置。
在通过使用第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的条纹扫描方法的X射线成像中，当测量G1图像的相移量、强度调整信号等的极小改变时，振动非常影响相位信息的检测准确性。如上所述，因为安装包括具有不同固有频率的螺旋弹簧36、37的多个弹性部件以在与驱动方向相反的方向上推压第二栅格32，所以在扫描时第二栅格32的振动在短时间内迅速衰减。
换言之，因为能够在充分抑制或收敛的第二栅格32的振动的情况下执行成像，所以扫描节距(p2/5)没有混乱，并且在第一栅格31和第二栅格32位于确切的相对位置而没有在X射线屏蔽单元31b、32b的布置方向上偏离的状态下，能够获得不模糊的清楚的莫尔图像。因为在多个捕捉到的图像中莫尔图像的强度改变的对比度没有降低，所以能够正确地感知强度调整信号的改变量，并且从而改善相位检测的准确性。
而且，第二栅格32的振动充分衰减的时间周期被缩短，使得在成像期间照相对象H没有过多地移动。因此，捕捉到的图像之间的相位差没有下降，使得可以提高相位检测的准确性。
因为可以缩短G1图像和第二栅格32的各个相对位置处的成像时间间隔，所以能够缩短多次成像所需要的总成像时间。
而且，在X射线成像***10中，通过对于第一栅格的投射图像执行条纹扫描来计算折射角
因此，已经描述了第一栅格和第二栅格是吸收型栅格。然而，本发明不限于此。如上所述，即使当通过对于Talbot干涉图像执行条纹扫描来计算折射角时，本发明也实用的。因此，第一栅格不限于吸收型栅格，并且可以是相位型栅格。而且，通过第一栅格和第二栅格的X射线图像的重叠来形成莫尔条纹的分析方法不限于上述条纹扫描方法。例如，还可以采用使用莫尔条纹的各种方法，诸如“J.Opt.Soc.Am.Vol.72，No.1(1982)p.156”中已知的实用傅里叶变换/傅里叶反变换/的方法。
此外，已经描述了X射线成像***10将基于相移分布Φ的图像存储或显示为相位衬度图像。然而，如上所述，通过对从折射角
获得的相移分布Φ的微分进行积分来获得相位移动分布Φ，并且折射角以及相移分布Φ的微分还与通过照相对象的X射线的相位改变有关。因此，基于折射角
的图像以及基于相移分布Φ的微分的图像也被包括在相位衬度图像中。
上面描述了由于第二栅格32的扫描而导致的第二栅格32的振动。然而，除此之外，振动的原因可以包括从X射线成像***10所安装的底部传递的振动、从取决于装置安装环境的X射线源11传递的振动等。即使当由于上述原因而导致的振动被传递到第二栅格32并且由此第二栅格32主要在x方向上振动，也能够通过螺旋弹簧36、36、37、37迅速衰减振动，如上所述。在通过使用第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的条纹扫描方法的X射线相位成像中，从相位检测准确性的观点来看，准确地保持第一栅格31和第二栅格32的相对位置以及X射线焦点18a与第一栅格31和第二栅格32的各个相对位置的振动措施尤其重要。通过螺旋弹簧36、36、37、37消除振动原因中的任何一个的事实具有重要意义。
图11示出了根据第一修改实施例的多种类型的弹性部件。弹性部件包括第一螺旋弹簧136和第二螺旋弹簧137，第一螺旋弹簧136被安装在通向压电致动器35的操作点A的中心线CL上，第二螺旋弹簧137的直径小于第一螺旋弹簧136的直径并且被安装在第一螺旋弹簧136的内侧。第一螺旋弹簧136和第二螺旋弹簧137的各个固有频率彼此不同，并且不具有整数倍关系。共轴安装第一螺旋弹簧136和第二螺旋弹簧137，并且在中心线CL的两侧平衡弹簧力。因此，能够在不倾斜第二栅格32的情况下稳定操作第二栅格32。
图12示出了根据第二修改实施例的多种类型的弹性部件。弹性部件包括具有不同固有频率的两个螺旋弹簧36、37。螺旋弹簧376、37的弹簧力不同。然而，关于中心线CL对称地布置螺旋弹簧36、37，使得在中心线CL的两侧平衡弹簧力。因此，抑制了第二弹簧32的倾斜。
在图12中，当从第二栅格32的平面视图观察时，螺旋弹簧36、37被对称地布置。然而，可以在第二栅格32的厚度方向上将螺旋弹簧36、37对称地布置在中心线的两侧(当将第二栅格32在厚度方向上被平分时，中心线是在驱动方向上延伸的线)。在该情况下，抑制了第二弹簧32在厚度方向上的倾斜。
图13示出了根据第三修改实施例的多种类型的弹性部件。弹性部件包括具有相同频率的两个螺旋弹簧36、36以及具有与螺旋弹簧36的固有频率不同的固有频率的一个螺旋弹簧37。两个螺旋弹簧36被对称地布置在中心线CL两侧，并且一个螺旋弹簧37被布置在中心线CL上，使得对于每种类型的固有频率，都对称地布置螺旋弹簧36、37。通过这样做，因为弹簧力在中心线CL两侧被平衡，所以能够防止第二栅格32倾斜。
图14示出了根据第四修改实施例的驱动组件。作为上述说明性实施例的压电致动器35的替代，使滚珠丝杠和步进电机与其集成的滚珠丝杠致动器135可以被提供作为驱动组件，如图14中所示。滚珠丝杠致动器135包括丝杠轴135A和安装在丝杠轴135A上的螺母135B，并且螺母135B被固定到第二栅格32的端部。当通过步进电机的旋转力使丝杠轴135A绕轴旋转时，通过推力在丝杠轴135A的轴向方向上移动螺母135B和第二栅格32。而且在该构造中，当缩小滚珠丝杠的反冲并且通过螺旋弹簧36、36、37、37施加预载荷时，能够迅速衰减第二栅格32的振动。
图15示出了根据第五修改实施例的驱动组件。这里，驱动组件包括滚珠丝杠140和步进电机145。滚珠丝杠140包括丝杠轴141、安装在丝杠轴141上的螺母142以及支撑丝杠轴141的轴承143、144，并且通过经由联结146提供给丝杠轴141的步进电机145的旋转力来线性地驱动第二栅格32。类似于第三实施例，当缩小滚珠丝杠的反冲并且通过螺旋弹簧36、36、37、37施加预载荷时，能够迅速衰减第二栅格32的振动。
同时，当执行第一栅格31和第二栅格32的相对移动的扫描驱动时，在与驱动方向相反的方向上推压驱动目标(第一栅格31和第二栅格32中的至少一个)的弹性部件不限于压迫螺旋弹簧。例如，可以采用诸如例如拉力弹簧、片弹簧、碟形弹簧的其他弹簧的各种弹性部件、橡胶部件、树脂部件等。而且，具有不同固有频率的弹性部件可以分别包括诸如弹簧、橡胶部件和树脂部件的不同材料。例如，可以认为螺旋弹簧被共轴地提供在圆柱形橡胶部件中。
此外，已经示出了诸如压电致动器的驱动组件的操作点A被布置在驱动目标的中心线CL上(例如，参考图10和图11)。然而，本发明不限于此。例如，操作点A可以被提供在偏离中心线CL的位置处。
图16示出了用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相***的构造的另一示例。
X射线成像***60是当照相对象H(患者)卧下时执行成像的X射线诊断装置，并且包括X射线源11、成像单元12和床61，照相对象H(患者)卧在该床61上。X射线源11的构造、成像单元10的第一栅格31和第二栅格32、FPD 30以及扫描组件33的构造与上述构造相同，并且因此使用相同的附图标记。
在该说明性实施例中，将成像单元12附连到顶板62的下表面，以便于通过照相对象H朝向X射线源11。X射线源11由X射线源保持设备14保持，并且X射线照射方向通过X射线源11的角度改变设备(未示出)朝下。在该状态下，X射线源11朝着卧在床61的顶板62上的照相对象H照射X射线。因为X射线源保持设备14可以通过支杆14b的张开和收缩来垂直地移动X射线源11，所以能够通过垂直移动来调节从X射线焦点18a到PD 30的检测表面的距离。
如上所述，因为能够缩短在第一吸收型栅格31与第二吸收型栅格32之间的距离L2并且从而使成像单元12小型化，所以能够缩短支撑床61的顶板62的腿63，并且从而降低顶板62的位置。例如，优选地使成像单元12小型化，并且将顶板62的位置降低到照相对象H(患者)可以容易坐下的高度(例如，距底部40cm)。而且，当确保从X射线源11到成像单元12的充分距离时，降低顶板62的位置是优选的。
而且，与X射线源11与成像单元12之间的位置关系相反，可以通过将X射线源11附连到床61并且将成像单元12安装在顶板上来在照相对象H卧下时执行成像。
图17和图18示出了用于图示本发明的说明性实施例的X射线成像***的另一示例。X射线成像***70是当照相对象H在立位状态和卧位状态时执行成像的X射线诊断装置。X射线源11和成像单元12由旋转臂71来保持。旋转臂71可旋转地连接到基台72。
旋转臂71具有U形部分71a和连接到U形部分71a的一端的线性部分71b，U形部分71a具有基本上的U形形状。U形部分71a的另一端安装有成像单元12。线性部分71b沿着其延伸方向形成有第一凹部73。X射线源11被可滑动地安装在第一凹部73中。X射线源11和成像单元12彼此相对。通过沿着第一凹部73移动X射线源11，能够调节从X射线焦点18b到FPD 30的检测表面的距离。
此外，基台72形成有在上下方向上延伸的第二凹部74。旋转臂71适合于通过连接机构75沿着第二凹部74垂直移动，连接机构75被连接到U形部分71a和线性部分71b。而且，旋转臂71适合于通过连接机构75关于遵循y方向的旋转轴C旋转。当旋转臂71从图17中所示的站姿成像状态关于旋转轴C顺时针旋转90度，并且将成像单元12被布置在照相对象H卧在其上的床(未示出)的下面时，能够执行卧位成像。同时，旋转臂71不限于90度旋转，并且可以旋转预定角度。而且，除了立位成像(水平方向)和卧位成像(垂直方向)之外，还可以在任何方向执行成像。
在该说明性实施例中，X射线源11和成像单元12由旋转臂71保持。因此，与上述实施例相比，能够容易并且准确地设置从X射线源11到成像单元12的距离。
在该说明性实施例中，成像单元12被提供到U形部分71a，并且X射线源11被提供到线性部分71b。然而，如使用所谓的C臂的X射线诊断装置，可以将成像单元12提供到C臂的一端，并且将X射线源11提供到C臂的另一端。
下面描述将本发明应用于***X射线照相(X射线***成像)的说明性实施例。图13中所示的***X射线照相装置80是捕捉***B的X射线图像(相位衬度图像)的装置，***B是照相对象。***X射线照相装置80包括X射线源容纳单元82、成像台83以及压迫板84，X射线源容纳单元82被安装到可旋转地连接到基台(未示出)的臂部件81的一端，成像台83用作导向外壳并且被安装到臂部件81的另一端，压迫板84被配置为相对于成像台83垂直移动。
X射线源11被容纳在X射线源容纳单元82中，并且成像单元12被容纳在成像台83中。X射线源11和成像单元12被布置为彼此相对。压迫板84通过移动机构(未示出)移动，并压迫在压迫板和成像台83之间的***。在该压迫状态下，执行X射线成像。
图19中所示的栅格单元外壳35经由缓冲材料36、37被支撑于成像台83，如图16中所示的构造。由此，获得与上述相同的效果。
下面描述***X射线照相装置的修改实施例。图20中所示的***X射线照相装置90与***X射线照相装置80的不同之处在于，第一吸收型栅格31被设置在X射线源11与压迫板84之间。第一吸收型栅格31被容纳在连接臂部件81的栅格容纳单元91中。成像单元92不具有第一吸收型栅格31，并且由FPD 30、第二吸收型栅格32和扫描组件33构成。
这样，即使将待诊断的被检体(***)B置于第一吸收型栅格31与第二吸收型栅格32之间时，在第二吸收型栅格32的位置处形成的第一吸收型栅格31的投射图像(G1图像)由于待诊断的被检体B而变形。因此，也是在该情况下，能够通过FPD 30来检测莫尔条纹，该莫尔条纹由于待诊断的被检体B而进行调整。也就是说，在该说明性实施例中，可通过上述原理获得待诊断的被检体B的相位衬度图像。
在该说明性实施例中，因为使其放射线剂量已经由第一吸收型栅格31的屏蔽基本上减半的X射线照射待诊断的被检体B，所以与上述说明性实施例相比，能够使待诊断的被检体B的放射线曝光量减小大约一半。同时，将待诊断的被检体布置在第一吸收型栅格31与第二吸收型栅格32之间的构造不限于本说明性实施例的***X射线照相装置，并且可以适用于其他X射线成像***。
图14示出了用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相***的另一示例。放射线照相***100与放射线照相***10的不同之处在于，多个缝103被提供到X射线源101的准直器单元102。
在上述说明性实施例中，当从X射线源11到FPD 30的距离被设置为与典型医院的成像室中设置的距离(1到2m)相同时，G1图像的模糊可能受到X射线焦点18b的焦距大小(一般大约是0.1mm到1mm)的影响，使得相位衬度图像的质量可能变差。因此，可以认为，针孔正好被提供在X射线焦点18b的后面，以有效减小焦距大小。然而，当针孔的开口面积缩小从而减小有效焦距大小时，X射线强度下降。在该说明性实施例中，为了解决该问题，多个缝103被布置在正好在X射线焦点18b后面。
多个缝103是与提供到成像单元12的第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32具有相同构造的吸收型栅格(即，第三吸收型栅格)，并且具有在一个方向(在本说明性实施例中，y方向)上延伸的多个X射线屏蔽单元，该多个X射线屏蔽单元被周期性地布置在与第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的X射线屏蔽单元31b、32b相同的方向(在本说明性实施例中，x方向)上。多个缝103用于部分地屏蔽来自X射线源11的放射线，从而减小x方向上的有效焦距大小，并且在x方向上形成多个点光源(分散光源)。
当从多个缝103到第一吸收型栅格31的距离为L3时，有必要设置多个缝103的栅格节距p3，使得其满足以下等式(19)。
[等式19]
而且，在该说明性实施例中，因为多个缝103的位置实际上是X射线焦点位置，所以第二吸收型栅格32的栅格节距p2和间隔d2被确定为满足以下等式(20)和(21)。
[等式20]
[等式21]
而且，在该说明性实施例中，当期望确保在FPD 30的检测表面上的在x方向上的有效视场的长度V时，第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的X射线屏蔽单元31b、32b的厚度h1、h2被确定为满足以下等式(22)和(23)(当从多个缝103到FPD 30的检测表面的距离是L’时)。
[等式22]
[等式23]
等式(19)是几何条件，使得从由多个缝103、由第一吸收型栅格31分散形成的各个点光源发出的X射线的投射图像(G1图像)与第二吸收型栅格32的位置已知(重叠)。这样，在该说明性实施例中，基于通过多个缝103形成的点光源的G1图像重叠，使得能够在不降低X射线强度的情况下提高相位衬度图像的质量。
而且，多个缝103可以适用于上述说明性实施例中的任何一个。
此外，在上述说明性实施例中，如上所述，相位衬度图像基于X射线在第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的X射线屏蔽单元31b、32b的周期性布置方向(x方向)上的折射分量，并且X射线屏蔽单元31b、32b的延伸方向(y方向)上的折射分量不被反射。换言之，沿着与x方向交叉的方向(当以直角行进时，y方向)的一部分轮廓通过栅格表面(xy平面)被表示为基于x方向的折射分量的相位衬度图像，遵循x方向而不与x方向交叉的一部分轮廓没有被表示为x方向的相位衬度图像。也就是说，根据要成为照相对象H的部分的形状和方向，有一部分不被表示。例如，当使得膝盖的关节软骨的负载表面的方向与xy方向(是平面内方向)的y方向匹配时，与遵循y方向的负载表面(yz平面)相邻的一部分轮廓被充分表示，但是与负载表面交叉并且沿着x方向延伸的软骨周围的组织(例如腱、韧带等)不被充分表示。通过移动照相对象H，能够再次捕捉没有充分表示的部分。然而，照相对象H和操作员的负担增加，并且难以通过重新捕捉的图像确保位置再现。
因此，作为另一示例，如图22A和图22B中所示，可以提供旋转机构105，并且在第一方向和第二方向的每个方向上分别生成相位衬度图像，旋转机构105从沿着图22A中所示的x轴的第一方向到沿着图22B所示的y轴的第一方向关于垂直于第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32的栅格表面的中心的假想线(X射线的光轴A)使第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32整体地旋转任意角度。通过这样做，能够解决上述位置再现的问题。此外，在图22A中，示出第一栅格31和第二栅格32的第一方向，以该方向X射线屏蔽单元31b、32b的延伸方向遵循y方向，并且在图22B中，示出了第一栅格31和第二栅格32的第二方向，以该方向将图22A的状态旋转90度，并且因此X射线屏蔽单元31b、32b的延伸方向遵循x方向。此时，第一栅格和第二栅格的旋转角度是任意的。除了第一方向和第二方向之外，可以执行诸如第三方向和第四方向的两个或更多个操作，并且可以以各个方向生成相位衬度图像。
而且，旋转机构105可以独立于FPD 30仅整体地旋转第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32，或者与第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32一起整体地旋转FPD 30。此外，通过使用旋转机构105在第一方向和第二方向上生成相位衬度图像可以适用于上述说明性实施例中的任何一个。
而且，第一吸收型栅格31和第二吸收型栅格32被配置为使得X射线屏蔽单元31b、32b的周期性布置方向是线性的(即栅格表面是平面)。然而，作为替代，可以使用具有在弯曲表面上是凹面的栅格表面的第一吸收型栅格110和第二吸收型栅格111，如图23中所示。
第一吸收型栅格110具有多个x射线屏蔽单元110b，x射线屏蔽单元110b以预定节距p1被周期性地布置在放射线可透过并且弯曲的基板110a上。x射线屏蔽单元110b中的每一个在y方向上线性延伸，如上述说明性实施例，并且第一吸收型栅格110的栅格表面具有圆柱形，圆柱形的中心轴是通向X射线焦点18b并且在x射线屏蔽单元110b的延伸方向上延伸的线。同样，第二吸收型栅格111具有多个x射线屏蔽单元111b，x射线屏蔽单元111b以预定节距p2被周期性地布置在放射线可透过并且弯曲的基板111a上。x射线屏蔽单元111b中的每一个在y方向线性地延伸，并且第二吸收型栅格111的栅格表面具有圆柱形，圆柱形的中心轴是通向X射线焦点18b并且在x射线屏蔽单元111b的延伸方向上延伸的线。
当从X射线焦点18b到第一吸收型栅格110的距离为L1并且从第一吸收型栅格110到第二吸收型栅格111的距离为L2时，栅格节距和间隔d2被确定为满足等式(1)。第一吸收型栅格110的缝的开口宽度d1和第二吸收型栅格111的缝的开口宽度d2被确定为满足等式(2)。
这样，第一吸收型栅格110和第二吸收型栅格111的栅格表面被制造为圆柱表面，使得当没有照相对象H时，从X射线焦点18b照射的X射线垂直入射到栅格表面上。因此，在该说明性实施例中，解除了对x射线屏蔽单元110b的厚度h1和x射线屏蔽单元111b的厚度h2的上限的限制，使得不必考虑等式(7)和等式(8)。
此外，在该说明性实施例中，第一吸收型栅格110和第二吸收型栅格111中的一个绕X射线焦点18b在遵循栅格表面(圆柱表面)的方向上移动，使得执行上述条纹扫描。此外，在该说明性实施例中，优选地使用检测表面是圆柱表面的FPD 112。同样，FPD 112的检测表面是圆柱表面，圆柱表面的中心轴是通向X射线焦点18b并且在y方向上延伸的线。
本说明性实施例的第一吸收型栅格110和第二吸收型栅格111以及FPD 112可以适用于上述说明性实施例中的任何一个。此外，多个缝103(参考图31)可以具有与第一吸收型栅格110和第二吸收型栅格111相同的形状。
在上述说明性实施例中，压电致动器和滚珠丝杠以及步进电机已经被示例为用于相对移动第一栅格和第二栅格的驱动组件。除此之外，还可以采用超声电机、惯性驱动压电致动器等作为驱动组件。可以通过具有不同固有频率的多个弹性部件来控制通过驱动组件扫描栅格时所生成的振动，如上所述。
图18示出了用于图示本发明的说明性实施例的放射线照相***的另一示例。
根据各个X射线成像***，能够获取不容易表示的X射线弱吸收被检体的高对比度图像(相位衬度图像)。此外，参考与相位衬度图像相对应的吸收图像有助于图像读出。例如，通过诸如加权、分级、频率处理等适当的处理来使吸收图像与相位衬度图像叠加，并且因此用相位衬度图像的信息来补充不能由吸收图像表示的部分是有效的。然而，当独立于相位衬度图像捕捉吸收图像时，在捕捉相位衬度图像与捕捉吸收图像之间的捕捉位置被偏离，而难以进行良好的叠加。而且，当成像次数增加时，待诊断的被检体的负担增加。此外，近年来，除了相位衬度图像和吸收图像之外，小角度散射图像受到关注。小角度散射图像可以表示由于照相对象组织中精细结构而导致的组织特性。例如，在癌症和循环***疾病领域中，小角度散射图像期待作为用于新图像诊断的表示方法。
因此，本说明性实施例的X射线成像***使用计算处理单元190，该计算处理单元190使得能够从针对相位衬度图像所获取的多个图像生成吸收图像和小角度散射图像。因为其他构造与上述X射线成像***10相同，所以省略其描述。计算处理单元190具有相位衬度图像生成单元191、吸收图像生成单元192和小角度散射图像生成单元193。这些单元基于在k＝0，1，2，...，M-1的M个扫描位置处获取的图像数据来执行计算处理。其中，相位衬度图像生成单元191根据上述处理来生成相位衬度图像。
吸收图像生成单元192关于k将针对每个像素获得的图像数据Ik(x，y)进行平均，如图19所示，并且由此计算平均值并且对图像数据进行成像，从而生成吸收图像。而且，可以关于k通过对图像数据Ik(x，y)进行平均来执行平均值的计算。然而，当M很小时，误差增加。因此，在将图像数据Ik(x，y)与正弦波拟合之后，可一计算拟合正弦波的平均值。另外，当生成吸收图像时，本发明不限于使用平均值。例如，可使用通过关于k累加图像数据Ik(x，y)所获得的累加值，因为它与平均值相对应。
小角度散射图像生成单元193计算针对每个像素获得的图像数据Ik(x，y)的振幅值，并且由此对图像数据进行成像，从而生成小角度散射图像。而且，可以通过计算图像数据Ik(x，y)的最大值与最小值之间的差来计算振幅值。然而，当M很小时，误差增加。因此，在将图像数据Ik(x，y)与正弦波拟合之后，可以计算拟合正弦波的振幅值。另外，当生成小角度散射图像时，本发明不限于使用振幅值。例如，方差值、标准误差等可以被用作与关于平均值的非均匀性相对应的量。
根据本说明性实施例的X射线成像***，从针对照相对象的相位衬度图像所获取的多个图像生成吸收图像或小角度散射图像。因此，在捕捉相位衬度图像与捕捉吸收图像之间的捕捉位置没有偏离，使得能够将相位衬度图像与吸收图像或小角度散射图像良好地叠加。而且，与其中独立执行成像以获取吸收图像和小角度散射图像的构造相比，可以减轻照相对象的负担。
图24示出了用于说明本发明的说明性实施例的放射线照相***的另一示例。
根据各个X射线成像***，能够获取不容易表示的X射线弱吸收目标的高对比度图像(相位衬度图像)。此外，参考与相位衬度图像相对应的吸收图像有助于图像读出。例如，通过诸如加权、分级、频率处理等适当的处理使吸收图像与相位衬度图像叠加，并且由此用相位衬度图像的信息来补充不能通过吸收图像表示的部分是有效的。然而，当独立于相位衬度图像捕捉吸收图像时，在捕捉相位衬度图像与捕捉吸收图像之间的捕捉位置偏离，使得难以进行良好的叠加。此外，当成像次数增加时，待诊断的被检体的负担增加。此外，近年来，除了相位衬度图像和吸收图像之外，小角度散射图像受到关注。小角度散射图像可以表示由于照相对象组织中精细结构所导致的组织特性。例如，在癌症和循环***疾病领域中，小角度散射图像期待作为用于新图像诊断的表现方法。
因此，本说明性实施例的X射线成像***利用使得能够由为了相位衬度图像而获取的多个图像产生吸收图像和小角度散射图像的计算处理单元190。因为其他构造与上述X射线成像***10相同，所以省略其描述。计算处理单元190具有相位衬度图像生成单元191、吸收图像生成单元192和小角度散射图像生成单元193。这些单元基于在k＝0，1，2，...，M-1的M个扫描位置获取的图像数据进行计算处理。其中，相位衬度图像生成单元191根据上述处理产生相位衬度图像。
吸收图像生成单元192关于k将为了每个像素获得的图像数据Ik(x，y)平均，如图25所示，因此计算平均值并将图像数据成像，从而产生吸收图像。此外，可关于k通过将图像数据Ik(x，y)平均来进行平均值的计算。但是，当M小的时候，误差增加。因此，将图像数据Ik(x，y)与正弦波拟合以后，可计算拟合正弦波的平均值。此外，当产生吸收图像时，本发明不限于使用平均值。例如，可使用通过关于k累加图像数据Ik(x，y)获得的累加值，因为它对应于平均值。
小角度散射图像生成单元193计算针对每个像素获得的图像数据Ik(x，y)的振幅值，并且由此对图像数据进行成像，从而生成小角度散射图像。而且，可以通过计算图像数据Ik(x，y)的最大值与最小值之间的差来计算振幅值。然而，当M很小时，误差增加。因此，在将图像数据Ik(x，y)与正弦波拟合之后，可以计算拟合正弦波的振幅值。另外，当生成小角度散射图像时，本发明不限于使用振幅值。例如，方差值、标准误差等可以被用作与关于平均值的非均匀性相对应的量。
根据本说明性实施例的X射线成像***，从针对照相对象的相位衬度图像所获取的多个图像生成吸收图像或小角度散射图像。因此，在捕捉相位衬度图像与捕捉吸收图像之间的捕捉位置没有偏离，使得能够将相位衬度图像与吸收图像或小角度散射图像良好地叠加。而且，与其中独立执行成像以获取吸收图像和小角度散射图像的构造相比，可以减轻照相对象的负担。
上述说明性实施例涉及其中将本发明应用于医疗诊断装置的应用。然而，本发明不限于医疗诊断设备，并且可以适用于为了工业使用的其他放射线检测装置。
如上所述，本说明书了公开一种放射线照相装置，包括：
第一栅格；
第二栅格，所述第二栅格包括周期性形式，所述周期性形式具有与穿透所述第一栅格的放射线形成的放射学图像的图案周期基本上一致的周期；
扫描单元，所述扫描单元将所述放射学图像和所述第二栅格相关地位移到多个相对位置，在所述多个相对位置处在所述放射学图像和所述第二栅格之间的相位差彼此不同；以及
放射学图像检测器，所述放射学图像检测器检测遮蔽放射学图像，所述遮蔽放射学图像通过用所述第二栅格遮蔽所述放射学图像来形成，
其中，所述扫描单元包括：驱动单元和多个弹性部件，所述驱动单元在所述放射学图像的图案布置方向上相对于另一个来驱动所述第一栅格和所述第二栅格中的至少一个，所述多个弹性部件具有彼此不同的固有频率，并且在与所述驱动单元的驱动方向相反的方向上推压所述驱动组件的驱动目标。
而且，根据本说明书公开的放射线照相装置，所述弹性部件的各个固有频率不具有整数倍的关系。
而且，根据本说明书中公开的放射线照相装置，所述弹性部件关于通向所述驱动单元的操作点并且在所述驱动方向上延伸的中心线被对称布置。
而且，根据本说明书公开的放射线照相装置，所述弹性部件包括基于所述固有频率的差异针对每种类型提供的弹性部件，并且相同类型的弹性部件关于所述中心线被对称布置。
而且，根据本说明书公开的放射线照相装置，所述弹性部件包括第一弹性部件和第二弹性部件，所述第一弹性部件被提供在通向所述驱动单元的操作点并且在所述驱动方向上延伸的中心线上，所述第二弹性部件被提供在所述第一弹性部件的内侧。
而且，根据本说明书公开的放射线照相装置，通过所述扫描单元的所述放射学图像与所述第二栅格之间的相对位移的量与通过使所述第二栅格的图案周期除以3或更大所形成的部分相对应。
而且，根据本说明书中公开的放射线照相装置，所述放射线是锥形束，所述锥形束具有与距放射线焦点的距离成比例放大的照射范围，并且所述驱动单元的驱动目标是所述第二栅格。
而且，根据本说明书中公开的放射线照相装置，所述驱动单元包括压电设备，所述压电设备传递在对所述驱动目标施加电压时所导致的位移。
而且，根据本说明书中公开的放射线照相装置，所述驱动单元包括滚珠丝杠和步进电机，所述滚珠丝杠具有丝杠轴以及安装在所述丝杠轴上并且固定到所述驱动目标的螺母，所述步进电机旋转所述丝杠轴。
而且，根据本说明书中公开的放射线照相装置，所述驱动单元的驱动目标由所述驱动单元和所述弹性部件来保持，所述驱动单元和所述弹性部件在所述驱动方向上分别被布置在两个端侧。
而且，根据本说明书中公开的放射线照相装置，进一步提供放射线源，所述放射线源用于向所述第一栅格照射所述放射线。
而且，本说明书中公开了一种放射线照相***，包括计算处理单元，所述计算处理单元从所述放射线照相装置的所述放射学图像检测器检测到的图像来计算入射到所述放射学图像检测器上的放射线的折射角的分布，并且基于所述折射角的分布来生成照相对象的相位衬度图像。
Claims (12)
1.一种放射线照相装置，包括：
第一栅格；
第二栅格，所述第二栅格包括周期性形式，所述周期性形式具有与穿透所述第一栅格的放射线形成的放射学图像的图案周期基本上一致的周期；
扫描单元，所述扫描单元将所述放射学图像和所述第二栅格相对地位移到多个相对位置，在所述多个相对位置处在所述放射学图像和所述第二栅格之间的相位差彼此不同；以及
放射学图像检测器，所述放射学图像检测器检测遮蔽放射学图像，通过用所述第二栅格遮蔽所述放射学图像来形成所述遮蔽放射学图像，
其中，所述扫描单元包括：驱动单元和多个弹性部件，所述驱动单元在所述放射学图像的图案布置方向上相对于另一个来驱动所述第一栅格和所述第二栅格中的至少一个，所述多个弹性部件具有彼此不同的固有频率，并且在与所述驱动单元的驱动方向相反的方向上推压所述驱动组件的驱动目标。
2.根据权利要求1所述的放射线照相装置，其中，所述弹性部件的各个固有频率不具有整数倍的关系。
3.根据权利要求1所述的放射线照相装置，其中，所述弹性部件关于中心线被对称布置，所述中心线通向所述驱动单元的操作点并且在所述驱动方向上延伸。
4.根据权利要求3所述的放射线照相装置，其中，所述弹性部件包括基于所述固有频率的差异针对每种类型而提供的弹性部件，并且
其中，相同类型的弹性部件关于所述中心线被对称布置。
5.根据权利要求1所述的放射线照相设装置，其中，所述弹性部件包括第一弹性部件和第二弹性部件，所述第一弹性部件被提供在通向所述驱动单元的操作点并且在所述驱动方向上延伸的中心线上，所述第二弹性部件被提供在所述第一弹性部件的内侧。
6.根据权利要求1所述的放射线照相装置，其中，通过所述扫描单元的所述放射学图像与所述第二栅格之间的相对位移的量与通过使所述第二栅格的图案周期除以3或更大所形成的部分相对应。
7.根据权利要求1所述的放射线照相装置，其中，所述放射线是锥形束，所述锥形束具有与到放射线焦点的距离成比例放大的照射范围，并且
其中，所述驱动单元的驱动目标是所述第二栅格。
8.根据权利要求1所述的放射线照相装置，其中，所述驱动单元包括压电设备，所述压电设备传递在对所述驱动目标施加电压时所导致的位移。
9.根据权利要求1所述的放射线照相装置，其中，所述驱动单元包括滚珠丝杠和步进电机，所述滚珠丝杠具有丝杠轴以及被安装在所述丝杠轴上并且固定到所述驱动目标的螺母，所述步进电机旋转所述丝杠轴。
10.根据权利要求1所述的放射线照相装置，其中，由所述驱动单元和所述弹性部件来保持所述驱动单元的驱动目标，所述驱动单元和所述弹性部件在所述驱动方向上分别被布置在两个端侧。
11.根据权利要求1所述的放射线照相装置，进一步包括：放射线源，所述放射线源用于向所述第一栅格照射所述放射线。
12.一种放射线照相***，包括：
根据权利要求1至11中的任何一项所述的放射线照相装置，以及
计算处理单元，所述计算处理单元根据所述放射线照相装置的所述放射学图像检测器检测到的图像来计算入射到所述放射学图像检测器上的放射线的折射角度的分布，并且基于所述折射角度的分布来生成照相对象的相位衬度图像。
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| C06 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| C02 | Deemed withdrawal of patent application after publication (patent law 2001) | ||
| WD01 | Invention patent application deemed withdrawn after publication |
Application publication date: 20120516 |