JP2011206162A - 放射線撮影システム及び方法 - Google Patents

Abstract

【課題】縞走査法を用いて位相コントラスト画像を撮影する際に、被検体の位置を表すマーカーによるノイズを防止する。
【解決手段】Ｘ線源とＦＰＤ２１との間に、マーカー１１が取り付けられた被検体Ｈを配置する。Ｘ線焦点１２ａから被検体Ｈのエッジ部Ｈａまでのｚ方向の距離Ｌ_４と、Ｘ線焦点１２ａからマーカー１１のエッジ部１１ａまでのｚ方向の距離Ｌ_５と、マーカー１１のエッジ部１１ａからＦＰＤ２１までのｚ方向の距離Ｌ_６と、Ｘ線焦点１２ａの一端から被検体Ｈのエッジ部Ｈａまでのｘ方向の距離をＴ_１と、Ｘ線焦点１２ａの幅ｗとに基づき、ＦＰＤ２１に検出された被検体Ｈの像とマーカー１１の像とが重ならないようにするための距離Ｔを算出し、被検体Ｈのエッジ部Ｈａとマーカー１１のエッジ部１１ａとの間隔が距離Ｔ以上となるようにマーカー１１の位置を調整する。
【選択図】図６

Description

本発明は、Ｘ線等の放射線により被検体の撮影を行う放射線撮影システム及び方法に関し、更に詳しくは、被検体の体動による被検体像のずれを補正するため、被検体にマーカーを取り付けて撮影を行なう放射線撮影システム及び方法に関する。

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。

ただし、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。

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。このようなＸ線位相イメージングの一種として、２枚の透過型回折格子とＸ線画像検出器とからなるＸ線タルボ干渉計を用いたＸ線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（縞画像）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により強度変調された縞画像を縞走査法により検出し、被検体による縞画像の変化（位相ズレ）から被検体の位相コントラスト画像を取得する。この縞走査法とは、図１０（Ａ）に示すＸ線撮影システム６０のように、第１の回折格子６１に対して第２の回折格子６２を、第１の回折格子６１の面にほぼ平行で、かつ第１の回折格子６１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Ｘ線源６３から被検体ＨにＸ線を照射して複数回の撮影を行なってＦＰＤ６４により検出し、各画素６５の画素データの位相のズレ量（被検体Ｈがある場合とない場合とでの位相のズレ量）から位相微分像（被検体で屈折したＸ線の角度分布に対応）を取得する方法であり、この位相微分像を上記の縞走査方向に沿って積分することにより被検体の位相コントラスト画像が得られる。なお、画素データは、走査ピッチに対して周期的に強度が変調された信号であるため、以下、「強度変調信号」と称することもある。

縞走査法は、第２の回折格子６２を移動させながら複数回の撮影を行うため、撮影中に被検体Ｈが動いてしまうと位相情報を正しく計算することができなくなる。例えば、図１０（Ａ）に示すＸ線撮影システム６０のように、被検体Ｈの被撮影部位６７を透過したＸ線はＦＰＤ６４の画素６５ａにより検出されるが、同図（Ｂ）に示すように、撮影中に被検体Ｈが上方に動くと、画素６５ａでは被検体Ｈの異なる被撮影部位６８が撮影されてしまうので、同じ画素６５ａから求めた位相微分像が異なる被撮影部位のものとなってしまう。人体の体動について、例えば膝を固定して体動を測定したところ、１秒間に１００μｍ程度の体動が生じていることが分った。ＦＰＤの現実的な画素サイズは１５０〜３００μｍであるため、撮影に数秒の時間がかかる縞走査法では、数画素分の体動が生じてしまう。

従来、放射線検出器を光軸方向に移動させながら複数回の測定を行って位相コントラスト画像を撮影する装置では、各測定画像から被写***置を割り出すため、被検体にマーカーを取り付けて撮影を行っている（例えば、特許文献２参照）。

特開２００８−２００３５９号公報 特開２００２−３３６２２９号公報

縞走査法では、ＦＰＤ６４の各画素データから算出した位相微分像を格子方向（条帯方向）にほぼ垂直な方向に積分することにより位相コントラスト画像を得ている。したがって、積分範囲内に被検体と異なる物質であるマーカーが存在すると、そのマーカーの位相情報がノイズとなってしまうので、位相コントラスト画像からマーカーの位相情報を除外するための余分な処理が必要となる。また、マーカーは、被検体の体外に存在するため、マーカーと空気との境界であるマーカーのエッジ部でＸ線に屈折が生じてしまう。このマーカーのエッジ部での屈折は、被検体の体内における体液と軟組織間での屈折よりも大きいので、マーカーの位相情報を相当正しく除外しないと位相コントラスト画像に大きなノイズが発生してしまう。

本発明の目的は、上記課題を鑑みてなされたものであり、縞走査法を用いて位相コントラスト画像を撮影する際に、マーカーによるノイズの発生を防止することにある。

上記目的を達成するために、本発明の放射線撮影システムは、放射線を照射する放射線源、第１の格子、強度変調手段、マーカー、放射線画像検出器を備えている。第１の格子は、放射線を通過させて縞画像を生成する。強度変調手段は、縞画像の周期パターンに対して位相が異なる複数の相対位置で縞画像に強度変調を与える。マーカーは、放射線源と第１の格子との間、若しくは第１の格子と強度変調手段との間に配置された被検体に取り付けられている。放射線画像検出器は、各相対位置で強度変調手段により強度変調された被検体の像とマーカーの像とを含む複数の走査画像を検出する。この放射線撮影システムにおいて、マーカーは、放射線画像検出器に検出されたマーカー像と被検体像とが重ならないように、被検体から所定距離以上離れた位置に配置されている。

所定距離は、被検体に対するマーカーの配置方向におけるマーカーと被検体との互いに近接する両エッジ部間の距離Ｔであり、放射線源の光軸方向における放射線焦点から被検体のエッジ部までの距離をＬ_４、放射線焦点からマーカーのエッジ部までの距離をＬ_５、マーカーのエッジ部から放射線画像検出器までの距離をＬ_６とし、被検体に対するマーカーの配置方向における前記放射線焦点の幅をｗ、放射線焦点の一端から被検体のエッジ部までの距離をＴ_１とした場合に、下記の式を満たすことが好ましい。
Ｔ≧｛（（Ｌ_５／Ｌ_４）−１）×Ｔ_１｝＋｛（Ｌ_６／（Ｌ_５＋Ｌ_６））×ｗ｝

また、複数の走査画像のそれぞれからマーカー像を検出し、各マーカー像が一致するように各走査画像の位置を補正する補正処理手段と、各走査画像の被検体像に基づき、画素ごとに強度変調信号の位相ズレ量を算出し、この位相ズレ量に対応する位相微分値に基づいて被検体の位相微分像を生成する位相微分像生成手段と、マーカー像の位置に基づいてマーカー像を含まない積分範囲を決定し、位相微分像生成手段により生成された積分範囲内の位相微分像を積分し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手段とを備えてもよい。

強度変調手段は、縞画像と同一方向の周期パターンを有する第２の格子と、第１及び第２の格子のいずれか一方を所定のピッチで移動させる走査手段とから構成されていてもよい。

また、第１及び第２の格子を吸収型格子とし、第１の格子は、放射線源からの放射線を縞画像として第２の格子に投影するようにしてもよい。

また、第１の格子を位相型格子とし、第１の格子のタルボ干渉効果により、放射線源からの放射線を縞画像として第２の格子に射影してもよい。

また、放射線画像検出器は、放射線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを画素ごとに備えた放射線画像検出器であって、電荷収集電極は、縞画像と同一方向の周期パターンを有する複数の線状電極群が、互いに位相が異なるように配列されてなり、強度変調手段が、電荷収集電極により構成されていることが好ましい。

本発明の放射線撮影方法は、第１の格子に放射線を通過させて縞画像を生成し、縞画像の周期パターンに対して位相が異なる複数の相対位置で強度変調手段により縞画像に強度変調を与え、放射線源と第１の格子との間若しくは第１の格子と強度変調手段との間に配置された被検体と、この被検体に取り付けられているマーカーとの像を含む複数の走査画像を、各相対位置で放射線画像検出器により検出する。その際に、マーカーは、放射線画像検出器に検出されたマーカー像と被検体像とが重ならないように、被検体から所定距離以上離れた位置に配置されている。

所定距離として、被検体に対するマーカーの配置方向におけるマーカーと被検体との互いに近接する両エッジ部間の距離Ｔを求める場合には、上述した放射線撮影システムの数式を用いるのが好ましい。

また、複数の走査画像のそれぞれからマーカー像を検出し、各マーカー像が一致するように各走査画像の位置を補正するステップと、各走査画像の被検体像に基づき、画素ごとに強度変調信号の位相ズレ量を算出し、この位相ズレ量に対応する位相微分値に基づいて被検体の位相微分像を生成するステップと、マーカー像の位置に基づいてマーカー像を含まない積分範囲を決定し、積分範囲内の位相微分像を積分して位相コントラスト画像を生成するステップとを備えてもよい。

本発明によれば、被検体像とマーカー像とが重ならないようにマーカーを被検体から所定距離以上離すようにしたので、マーカーの位相情報を除去する等の余分な処理を行なうことなく、被検体像とマーカー像とを分離することができる。また、マーカー像が含まれないように積分範囲を決定するようにしたので、被検体像のみに基づいた位相コントラスト画像を得ることができる。更に、被検体とマーカーとの距離は、放射線焦点から被検体及びマーカーのエッジ部までの距離に基づいて算出できるので、マーカーを適切な位置に配置することができる。

本発明のＸ線撮影システムの構成を示す模式図である。 フラットパネル検出器の構成を示す模式図である。 第１及び第２の吸収型格子の構成を示す概略側面図である。 縞走査法を説明するための説明図である。 縞走査に伴って変化する画素データ（強度変調信号）を例示するグラフである。 被検体に対してマーカーを離して配置する距離を表した模式図である。 放射線撮影の手順を示すフローチャートである。 縞走査撮影により得られる複数の画像データを示す説明図である。 本発明の第２実施形態で用いられるＸ線検出器の構成を示す模式図である。 従来の縞走査撮影を用いたＸ線撮影システムの構成を示す模式図である。

（第１実施形態）
図１において、本発明の第１実施形態に係るＸ線撮影システム１０は、被検体Ｈに取り付けられたマーカー１１と、被検体ＨにＸ線を照射するＸ線源１２と、Ｘ線源１２に対向配置され、Ｘ線源１２から被検体Ｈを透過したＸ線を検出して画像データを生成する撮影部１３と、撮影部１３から読み出された画像データを記憶するメモリ１４と、メモリ１４に記憶される複数の画像データを画像処理して位相コントラスト画像を生成する画像処理部１５と、画像処理部１５により生成された位相コントラスト画像が記録される画像記録部１６と、Ｘ線源１２及び撮影部１３の制御を行う撮影制御部１７と、操作部やモニタからなるコンソール１８と、コンソール１８から入力される操作信号に基づいてＸ線撮影システム１０の全体を統括的に制御するシステム制御部１９とから構成されている。

マーカー１１は、被検体Ｈと一緒に撮影され、撮影部１３から読み出された画像データにおいて被検体Ｈの体動を補正する際の基準として用いられる。マーカー１１は、例えば、直径が数ｍｍ〜数十ｍｍの球径状であり、高いＸ線吸収性を有する材料、例えば鉛等を用いて形成されている。マーカー１１は、例えば透明なプラスチック等からなる高いＸ線透過性を有する材質で形成された取付部材に保持されており、この取付部材が被検体Ｈの膝、肘、指等の関節部分の撮影部位に接着または粘着、あるいは貼付されることにより、被検体Ｈに固定されている。取付部材は、被検体Ｈに対するマーカー１１の位置を調整できるようにするため、マーカー１１の位置を移動できるような構造であることが好ましい。

Ｘ線源１２は、高電圧発生器、Ｘ線管、コリメータ（いずれも図示せず）等から構成されており、撮影制御部１７の制御に基づいて、被検体ＨにＸ線を照射する。例えば、Ｘ線管は、回転陽極型であり、高電圧発生器からの電圧に応じて、フィラメントから電子線を放出し、所定の速度で回転する回転陽極に電子線を衝突させることによりＸ線を発生する。回転陽極は、電子線が固定位置に当り続けることによる劣化を軽減するために回転しており、電子線の衝突部分が、Ｘ線を放射するＸ線焦点１２ａ（図３参照）となっている。また、コリメータは、Ｘ線管から発せられたＸ線のうち、被検体Ｈの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限するものである。

撮影部１３には、半導体回路からなるフラットパネル検出器（ＦＰＤ）２１、被検体ＨによるＸ線の位相変化（角度変化）を検出し位相イメージングを行うための第１の吸収型格子２２及び第２の吸収型格子２３が設けられている。ＦＰＤ２１は、Ｘ線源１２から照射されるＸ線の光軸Ａに沿う方向（以下、ｚ方向という）に検出面が直交するように配置されている。

第１の吸収型格子２２は、ｚ方向に直交する面内の一方向（以下、ｙ方向という）に延伸した複数のＸ線遮蔽部２２ａが、ｚ方向及びｙ方向に直交する方向（以下、ｘ方向という）に所定のピッチｐ_１で配列されたものである。同様に、第２の吸収型格子２３は、ｙ方向に延伸した複数のＸ線遮蔽部２３ａが、ｘ方向に所定のピッチｐ_２で配列されたものである。Ｘ線遮蔽部２２ａ，２３ａの材料としては、Ｘ線吸収性に優れる金属が好ましく、例えば、金、白金、鉛、タングステン等が好ましい。

撮影部１３には、第２の吸収型格子２３を格子方向に直交する方向（ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の吸収型格子２２に対する第２の吸収型格子２３との相対位置を変化させる走査機構２５が設けられている。走査機構２５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。走査機構２５は、後述する縞走査の際に、撮影制御部１７の制御に基づいて駆動されるものである。詳しくは後述するが、メモリ１４には、縞走査の各走査ステップで撮影部１３により得られる画像データがそれぞれ記憶される。なお、第２の吸収型格子２３と走査機構２５とが特許請求の範囲に記載の強度変調手段を構成している。

画像処理部１５は、補正処理部２７、位相微分像生成部２９及び位相コントラスト画像生成部３０を備えている。補正処理部２７は、縞走査の各走査ステップで撮影部１３により撮影されてメモリ１４に記憶された複数の画像データ（走査画像）からマーカー像を検出し、検出したマーカー像の位置が一致するように複数の画像データを補正することにより、各画像データの被検体像の位置を一致させる。

位相微分像生成部２９は、補正処理部２７により補正された複数の画像データに基づき、位相微分像を生成する。位相コントラスト画像生成部３０は、位相微分像をｘ方向に沿って積分することにより位相コントラスト画像を生成する。位相コントラスト画像生成部３０により生成された位相コントラスト画像は、画像記録部１６に記録された後、コンソール１８に出力されてモニタ（図示せず）に表示される。

コンソール１８は、モニタの他、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置（図示せず）を備えている。この入力装置としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等が用いられ、入力装置の操作により、Ｘ線管の管電圧や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。モニタは、液晶ディスプレイやＣＲＴディスプレイからなり、Ｘ線撮影条件等の文字や、上記位相コントラスト画像を表示する。

図２において、ＦＰＤ２１は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素３５が、ｘ方向及びｙ方向に沿ってアクティブマトリクス基板上に２次元配列されてなる受像部３６と、受像部３６からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路３７と、各画素３５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３８とから構成されている。なお、走査回路３７と各画素３５とは、行毎に走査線３９によって接続されており、読み出し回路３８と各画素３５とは、列毎に信号線４０によって接続されている。画素３５の配列ピッチは、ｘ方向及びｙ方向にそれぞれ１００μｍ程度である。

画素３５は、アモルファスセレン等の変換層（図示せず）によりＸ線を電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたキャパシタ（図示せず）に蓄積する直接変換型のＸ線検出素子として構成することができる。各画素３５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３９、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線４０に接続される。走査回路３７からの駆動パルスによってＴＦＴスイッチがＯＮ状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線４０に読み出される。

なお、画素３５は、酸化ガドリニウム（Ｇｄ_２Ｏ_３）やヨウ化セシウム（ＣｓＩ）等からなるシンチレータ（図示せず）でＸ線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード（図示せず）で電荷に変換して蓄積する間接変換型のＸ線検出素子として構成することも可能である。また、本実施形態では、放射線画像検出器としてＴＦＴパネルをベースとしたＦＰＤを用いているが、これに限られず、ＣＣＤセンサやＣＭＯＳセンサ等の固体撮像素子をベースとした各種の放射線画像検出器を用いることも可能である。

読み出し回路３８は、積分アンプ、補正回路、Ａ／Ｄ変換器（いずれも図示せず）等により構成されている。積分アンプは、各画素３５から信号線４０を介して出力された電荷を積分して電圧信号（画像信号）に変換する。Ａ／Ｄ変換器は、積分アンプにより変換された画像信号を、デジタルの画像データに変換する。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等を行い、補正後の画像データをメモリ１４に入力する。

図３において、第１の吸収型格子２２のＸ線遮蔽部２２ａは、ｘ方向に所定のピッチ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、第２の吸収型格子２３のＸ線遮蔽部２３ａは、ｘ方向に所定のピッチｐ_２で、互いに所定の間隔ｄ_２を空けて配列されている。第１及び第２の吸収型格子２２，２３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、高分子や軽金属等のＸ線低吸収材が充填されていてもよい。

第１及び第２の吸収型格子２２，２３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線を線形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１２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Ｘ線管の回転陽極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線が回折されずに線形的に投影される。この場合、格子ピッチｐ_１，ｐ_２は、２〜２０μｍ程度の大きさである。

Ｘ線源１２から照射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点を発光点としたコーンビームであるため、第１の吸収型格子２２を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像または縞画像と称する）は、Ｘ線焦点１２ａからの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子２３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２３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１２ａから第１の吸収型格子２２までの距離をＬ_１、第１の吸収型格子２２から第２の吸収型格子２３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２２から第２の吸収型格子２３までの距離Ｌ_２は、タルボ干渉計の場合には、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本実施形態の撮影部１３では、第１の吸収型格子２２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２２のＧ１像が、第１の吸収型格子２２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。

上記のように本実施形態の撮影部１３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２２でＸ線の回折が生じ、タルボ干渉効果が生じていると仮定した場合のタルボ干渉距離Ｚは、第１の吸収型格子２２の格子ピッチｐ_１、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。

本実施形態では、前述のように距離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ため、撮影部１３の薄型化を目的とし、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、距離Ｌ_２は、次式（４）を満たす範囲の値に設定される。

Ｘ線遮蔽部２２ａ，２３ａ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、鉛、タングステン等）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２２ａ，２３ａのそれぞれの厚み（ｚ方向の厚さ）をできるだけ厚くすること（すなわち、アスペクト比を高めること）が好ましい。例えば、Ｘ線管の管電圧が５０ｋＶの場合に、照射Ｘ線の９０％以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、Ｘ線遮蔽部２２ａ，２３ａの厚みは、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。

以上のように構成された第１及び第２の吸収型格子２２，２３では、第１の吸収型格子２２のＧ１像（縞画像）と第２の吸収型格子２３との重ね合わせにより強度変調された縞画像がＦＰＤ２１によって撮像される。第２の吸収型格子２３の位置におけるＧ１像のパターン周期と、第２の吸収型格子２３の格子ピッチｐ_２とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じており、この微小な差異により、強度変調された縞画像にはモアレ縞が生じる。また、第１及び第２の吸収型格子２１、２２の格子配列方向に誤差が生じ、配列方向が同一でない場合には、いわゆる回転モアレが発生する。しかし、縞画像にこのようなモアレ縞が発生した場合でも、モアレ縞のｘ方向またはｙ方向の周期が画素４０の配列ピッチよりも大きい範囲であれば特に問題が生じることはない。理想的にはモアレ縞を発生させないことが好ましいが、モアレ縞は、後述するように、縞走査の走査量（第２の吸収型格子２２の並進距離）を確認するために利用することができる。

Ｘ線源１２と第１の吸収型格子２２との間に被検体Ｈを配置すると、ＦＰＤ２１により検出される縞画像は、被検体Ｈにより変調を受ける。この変調量は、被検体Ｈによる屈折効果によって偏向したＸ線の角度に比例する。したがって、ＦＰＤ２１で検出された縞画像を解析することによって、被検体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。

次に、縞画像の解析方法について説明する。図３には、被検体Ｈのｘ方向に関する位相シフト分布Φ（ｘ）に応じて屈折される１つのＸ線が例示されている。符号４５は、被検体Ｈが存在しない場合に直進するＸ線の経路を示しており、この経路４５を進むＸ線は、第１及び第２の吸収型格子２２，２３を通過してＦＰＤ２１に入射する。符号４６は、被検体Ｈが存在する場合に、被検体Ｈにより屈折されて偏向したＸ線の経路を示している。この経路４６を進むＸ線は、第１の吸収型格子２２を通過した後、第２の吸収型格子２３のＸ線遮蔽部２３ａにより遮蔽される。

被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被検体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ、ｚ）、ｚをＸ線の進む方向として、次式（５）で表される。

第１の吸収型格子２２から第２の吸収型格子２３の位置に投射されたＧ１像は、被検体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位することになる。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式（６）で表される。

ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、次式（７）で表される。

このように、被検体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量Δｘは、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。そして、この変位量Δｘは、ＦＰＤ２１で検出される各画素３５の強度変調信号の位相ズレ量ψ（被検体Ｈがある場合とない場合とでの各画素３５の強度変調信号の位相のズレ量）に、次式（８）のように関連している。

したがって、各画素３５の強度変調信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（８）から屈折角φが求まり、式（７）を用いて位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まるから、これをｘについて積分することにより、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）、すなわち被検体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。本実施形態では、上記位相ズレ量ψを、下記に示す縞走査法を用いて算出する。

縞走査法では、第１及び第２の吸収型格子２２，２３の一方を他方に対して相対的にｘ方向に並進移動させながら撮影を行う（すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う）。本実施形態では、前述の走査機構２５により第２の吸収型格子２３を移動させる。第２の吸収型格子２３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２３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。このように、格子ピッチｐ_２を整数分の１ずつ第２の吸収型格子２３を移動させながら、ＦＰＤ２１で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素の強度変調信号を取得し、前述の画像処理部１５内の位相微分像生成部２９で演算処理することにより、各画素の強度変調信号の位相ズレ量ψを得る。この位相ズレ量ψの２次元分布が位相微分像に相当する。

図４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２３を移動させる様子を模式的に示している。走査機構２５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２３を順に並進移動させる。なお、同図では、第２の吸収型格子２３の初期位置を、被検体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子２３の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部２３ａ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、被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の吸収型格子２３を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の吸収型格子２３を移動させていくと、第２の吸収型格子２３を通過するＸ線は、被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２の位置では、主として、被検体Ｈにより屈折されたＸ線のみが第２の吸収型格子２３を通過する。ｋ＝Ｍ／２の位置を超えると、逆に、第２の吸収型格子２３を通過するＸ線は、被検体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が減少する一方で、被検体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が増加する。

ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、ＦＰＤ２１により撮影を行うと、Ｍ個の画像データが得られる。各画像データは、各画素３５の画素データを含むので、各画素３５についてＭ個の画素データを得ることができる。Ｍ個の画像データは、メモリ１４に記憶される。

また、マーカー１１は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、被検体Ｈと一緒にＦＰＤ２１によって撮影される。補正処理部２７は、メモリ１４からＭ個の画像データを読み出し、例えば、最初に撮影された画像データ、すなわちｋ＝０の位置で撮影された画像データを基準画像データとし、この基準画像データからマーカー像とその位置を検出する。

次いで、補正処理部２７は、ｋ＝１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で撮影された画像データからもマーカー像とその位置を検出し、これらのマーカー像の位置が、基準画像データのマーカー像の位置と一致するように、ｋ＝１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で撮影された画像データを補正する。縞走査撮影中に被検体Ｈが動くことにより各画像データにおける被検体Ｈの位置が異なっていても、マーカー像の位置に基づいて各画像データを補正することにより、被検体Ｈの像の位置を一致させることができる。これにより、Ｍ個の画素データから上記各画素３５の強度変調信号の位相ズレ量ψを適切に算出することができる。

以下に、Ｍ個の画素データから上記各画素３５の強度変調信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。第２の吸収型格子２３の位置ｋにおける各画素３５の画素データをＩ_ｋ（ｘ）と標記すると、Ｉ_ｋ（ｘ）は、次式（９）で表される。

ここで、ｘは、画素の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は強度変調信号のコントラストに対応する値である（ここで、ｎは正の整数である）。また、φ（ｘ）は、上記屈折角φを画素３５の座標ｘの関数として表したものである。

次いで、次式（１０）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、式（１１）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、上記位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素３５で得られたＭ個の画素データ（強度変調信号）から、式（１１）に基づいて位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φ（ｘ）が求まり、位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量が求まる。

具体的には、各画素３５で得られたＭ個の画素データは、図５に示すように、第２の吸収型格子２３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。同図中の破線は、被検体Ｈが存在しない場合の画素データの変化を示しており、同図中の実線は、被検体Ｈが存在する場合の画素データの変化を示している。この両者の波形の位相差が上記位相ズレ量ψに対応する。

以上の説明では、画素３５のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標について同様の演算を行うことにより、ｘ方向及びｙ方向に関する２次元的な位相ズレの分布ψ（ｘ，ｙ）が得られる。この位相ズレの分布ψ（ｘ，ｙ）が位相微分像に対応する。なお、屈折角φと位相ズレ量ψとは、上記式（７）で示されるように比例関係にあるため、共に位相シフト分布Φ（ｘ）の微分量に対応する物理量である。

位相微分像は、位相コントラスト画像生成部３０に入力される。位相コントラスト画像生成部３０は、入力された位相微分像をｘ軸に沿って積分することにより、被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を生成し、これを位相コントラスト画像として出力する。被検体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）は、式（１２）のように表される。

位相コントラスト画像生成部３０で位相微分像をｘ軸に沿って積分する際に、積分範囲内にマーカー１１の位相微分像が含まれていると、マーカー１１の位相微分像がノイズとなってしまう。したがって、本実施形態では、図６に示すように、ＦＰＤ２１に検出されたマーカー１１のエッジ部１１ａの像が被検体Ｈのエッジ部Ｈａの像に重ならないようにするため、マーカー１１を被検体Ｈから所定の距離Ｔ以上離れた位置に配置している。以下、距離Ｔの求め方について説明する。

Ｘ線源１２に用いられている回転陽極型のＸ線管は、陽極ターゲット上の広い範囲がＸ線の発光点となるため、Ｘ線焦点１２ａは幅ｗの長さを有する。したがって、被検体Ｈ及びマーカー１１には、Ｘ線焦点１２ａの全域からＸ線が照射されるため、ＦＰＤ２１に検出される被検体Ｈのエッジ部Ｈａ及びマーカー１１のエッジ部１１ａの像には、幅Ｖ_１、Ｖ_２のボケが生じてしまう。そこで、本実施形態では、上記距離Ｔを、被検体Ｈのエッジ部ＨａのボケＶ_１と、マーカー１１のエッジ部１１ａのボケＶ_２とが重ならない距離としている。

被検体Ｈのエッジ部ＨａのボケＶ_１とマーカー１１のエッジ部１１ａのボケＶ_２とが重ならないようにするには、ボケＶ_１のマーカー１１側の点をＡ、ボケＶ_２の被検体Ｈ側の点をＢとし、両点Ａ、Ｂのｘ座標をｘ_Ａ、ｘ_Ｂとしたときに、下記式（１３）を満たせばよい。

また、Ｘ線焦点１２ａから被検体Ｈのエッジ部Ｈａまでのｚ方向の距離をＬ_４、Ｘ線焦点１２ａからマーカー１１のエッジ部１１ａまでのｚ方向の距離をＬ_５、マーカー１１のエッジ部１１ａからＦＰＤ２１までのｚ方向の距離をＬ_６、Ｘ線焦点１２ａの一端から被検体Ｈのエッジ部Ｈａまでのｘ方向の距離をＴ_１としたとき、点Ａ及び点Ｂのｘ座標ｘ_Ａ、ｘ_Ｂは、下記式（１４）、（１５）からそれぞれ求められる。

したがって、ボケＶ_１とボケＶ_２とが重ならないようにするための条件「ｘ_Ｂ−ｘ_Ａ」は、下記式（１６）により求められる。また、下記式（１６）を被検体Ｈマーカー１１との距離Ｔについて変換すると、下記式（１７）となる。したがって、各距離Ｌ_４〜Ｌ_６、ｗ及びＴ_１に基づいて、被検体Ｈとマーカー１１との適切な距離Ｔの下限を求めることができる。

また、位相コントラスト画像生成部３０は、マーカー１１に基づく位相微分像が積分範囲に含まれないようにするため、マーカー１１の検出位置に基づいて積分範囲Ｆを決定している。これにより、位相コントラスト画像生成部３０は、被検体Ｈの位相微分像のみに基づいた位相コントラスト画像を算出することができる。なお、マーカー１１の被検体Ｈに対する配置方向がｙ方向、すなわち第１の吸収型格子２２等の格子方向であるときには、ｘ方向と同様に、位相コントラスト画像生成部３０によって積分に用いるＦＰＤ２１のｙ方向の画素範囲が決定される。

次に、以上のように構成されたＸ線撮影システム１０の作用について、図７のフローチャートを参照しながら説明する。Ｘ線源１２とＦＰＤ２１との間に、マーカー１１が取り付けられた被検体Ｈが配される。次いで、Ｘ線焦点１２ａの幅ｗと、Ｘ線焦点１２ａからエッジ部Ｈａ及び１１ａまでの各距離Ｌ_４〜Ｌ_６、Ｔ_１に基づいて距離Ｔが算出され、被検体Ｈのエッジ部Ｈａとマーカー１１のエッジ部１１ａとの間隔が距離Ｔ以上となるように調整される（Ｓ１）。

操作者によりコンソール１８から撮影操作が行なわれると、Ｘ線撮影システム１０の各部が連携動作して、上述した縞走査撮影が実行され、縞画像とマーカー像とが同時に撮影される（Ｓ２）。縞走査撮影により作成された複数の画像データは、メモリ１４に記憶される。

補正処理部２７は、メモリ１４からＭ個の画像データを読み出す。図８（Ａ）〜（Ｄ）は、例えば、ｋ＝０，１，２，Ｍ−１の各位置で撮影された画像データ５０〜５０Ｍ−１である。補正処理部２７は、例えば、最初に撮影された画像データ、すなわちｋ＝０の位置で撮影された画像データ５０を基準画像データとし、この基準画像データ５０からｘｙ座標上におけるマーカー像５０ａの位置を検出する。次いで、補正処理部２７は、ｋ＝１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で撮影された画像データ５１〜５０Ｍ−１からもマーカー像５１ａ，５２ａ〜５０Ｍ−１ａの位置を検出する（Ｓ３）。

補正処理部２７は、これらのマーカー像５１ａ，５２ａ〜５０Ｍ−１ａの位置が、基準画像データ５０のマーカー像５０ａの位置と一致するように、画像データ５０〜５０Ｍ−１を補正する（Ｓ４）。これにより、画像データ５１〜５０Ｍ−１の縞画像の位置も、画像データ５０の縞画像の位置と一致する。

位相微分像生成部２９は、補正処理された複数の画像データの縞画像から位相微分像を生成する（Ｓ５）。各画像データ５０〜５０Ｍ−１の縞画像の位置は一致しているので、位相微分像を適切に算出することができる。

位相コントラスト画像生成部３０は、マーカー１１の検出位置に基づいて、マーカー１１に基づく位相微分像が含まれないように積分範囲Ｆを設定する。そして、積分範囲Ｆ内の位相微分像をｘ軸方向に積分して位相コントラスト画像を生成する（Ｓ６）。これにより、被検体Ｈの位相微分像のみに基づいた位相コントラスト画像が算出される。位相コントラスト画像は、コンソール１８に出力され、モニタに表示される。

上記実施形態では、Ｘ線源１２からＦＰＤ２１までの距離を長くした場合に、Ｘ線焦点１２ａ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ため、Ｘ線焦点１２ａの直後にマルチスリット（線源格子）を配置してもよい。

このマルチスリットは、第１及び第２の吸収型格子２２，２３と同様な構成の吸収型格子であり、一方向（本実施形態では、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２２，２３のＸ線遮蔽部２２ａ，２３ａと同一方向（本実施形態では、ｘ方向）に周期的に配列されたものである。このマルチスリットは、Ｘ線源１２からのＸ線を部分的に遮蔽してｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小するとともに、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成することにより、Ｇ１像のボケを抑制する。

また、上記実施形態では、第１及び第２の吸収型格子２２，２３を、そのスリット部を通過したＸ線を線形的に投影するように構成しているが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、スリット部でＸ線を回折することにより、いわゆるタルボ干渉効果が生じる構成（国際公開ＷＯ２００４／０５８０７０号公報等に記載の構成）としてもよい。ただし、この場合には、第１及び第２の吸収型格子２２，２３の間の距離Ｌ_２をタルボ干渉距離に設定する必要がある。また、この場合には、第１の吸収型格子２２に代えて、位相型格子（位相型回折格子）を用いることが可能であり、第１の吸収型格子２２に代えて用いた位相型格子は、タルボ干渉効果により生じる縞画像（自己像）を、第２の吸収型格子２３に射影する。

さらに、上記実施形態では、被検体ＨをＸ線源１２と第１の吸収型格子２２との間に配置しているが、被検体Ｈを第１の吸収型格子２２と第２の吸収型格子２３との間に配置した場合にも同様に位相コントラスト画像の生成が可能である。

（第２実施形態）
また、上記各実施形態では、第２の吸収型格子２３がＦＰＤ２１とは独立して設けられているが、特開平２００９−１３３８２３号公報に開示された構成のＸ線画像検出器を用いることにより、第２の吸収型格子２３を排することができる。このＸ線画像検出器は、Ｘ線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを備えた直接変換型のＸ線画像検出器において、各画素の電荷収集電極が、一定の周期で配列された線状電極を互いに電気的に接続してなる複数の線状電極群を、互いに位相が異なるように配置することにより構成されており、電荷収集電極が特許請求の範囲に記載の強度変調手段を構成している。

図９は、本実施形態のＸ線画像検出器（ＦＰＤ）の構成を例示する。画素７０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７０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７１が形成されている。電荷収集電極７１は、第１〜第６の線状電極群７２〜７７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７２の位相を０とすると、第２の線状電極群７３の位相はπ／３、第３の線状電極群７４の位相は２π／３、第４の線状電極群７５の位相はπ、第５の線状電極群７６の位相は４π／３、第６の線状電極群７７の位相は５π／３である。画素７０のｙ方向への電荷がそれぞれの線状電極群を通して蓄えられる。

さらに、各画素７０には、電荷収集電極７１により収集された電荷を読み出すためのスイッチ群７８が設けられている。スイッチ群７８は、第１〜第６の線状電極群７２〜７７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７２〜７７により収集された電荷を、スイッチ群７８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。また、マーカー検出部分では、6種類の縞画像の強度の平均値を計算すれば、透過画像と同等の絵が得られるため、マーカー像の位置を検出することができる。

ＦＰＤ２１に代えて、上記構成のＸ線画像検出器を用いることにより、撮像部１３から第２の吸収型格子２３が不要となるため、コスト削減とともに、さらなる薄型化が可能となる。また、本実施形態では、一度の撮影により、異なる位相で強度変調が行われた複数の縞画像を取得することが可能であるため、縞走査のための物理的な走査が不要となり、上記走査機構２５を排することができる。なお、電荷収集電極７１に代えて、特開平２００９−１３３８２３号公報に記載のその他の構成の電荷収集電極を用いることも可能である。

さらに、第２の吸収型格子２３を配置しない場合の別の実施形態として、Ｘ線画像検出器により得られた縞画像（Ｇ１像）を、信号処理によって位相を変えながら周期的にサンプリングすることで、該縞画像に強度変調を与えることも可能である。

以上説明した各実施形態は、医療診断用の放射線撮影システムのほか、工業用等のその他の放射線撮影システムに適用することが可能である。

１０ Ｘ線撮影システム
１１ マーカー
１２ Ｘ線源（放射線源）
１２ａ Ｘ線焦点
１３ 撮影部
１５ 画像処理部
１７ 撮影制御部
２１ フラットパネル検出器（ＦＰＤ）
２２ 第１の吸収型格子
２２ｃ，２３ｃ Ｘ線透過部
２３ 第２の吸収型格子
２５ 走査機構
２７ 補正処理部
２９ 位相微分像生成部
３０ 位相コントラスト画像生成部

Claims (10)

1. 放射線を放射する放射線源と、
   前記放射線を通過させて縞画像を生成する第１の格子と、
   前記縞画像の周期パターンに対して位相が異なる複数の相対位置で前記縞画像に強度変調を与える強度変調手段と、
   前記放射線源と前記第１の格子との間、若しくは前記第１の格子と前記強度変調手段との間に配置された被検体に取り付けられているマーカーと、
   前記各相対位置で、前記強度変調手段により強度変調された前記被検体の像と前記マーカーの像とを含む複数の走査画像を検出する放射線画像検出器とを備えた放射線撮影システムであって、
   前記マーカーは、前記放射線画像検出器に検出されたマーカー像と前記被検体像とが重ならないように、前記被検体から所定距離以上離れた位置に配置されていることを特徴とする放射線撮影システム。
2. 前記所定距離は、前記被検体に対する前記マーカーの配置方向における前記マーカーと前記被検体との互いに近接する両エッジ部間の距離Ｔであり、前記放射線源の光軸方向における放射線焦点から前記被検体のエッジ部までの距離をＬ_４、前記放射線焦点から前記マーカーのエッジ部までの距離をＬ_５、前記マーカーのエッジ部から前記放射線画像検出器までの距離をＬ_６とし、前記被検体に対する前記マーカーの配置方向における前記放射線焦点の幅をｗ、前記放射線焦点の一端から前記被検体のエッジ部までの距離をＴ_１とした場合に、下記の式を満たすことを特徴とする請求項１記載の放射線撮影システム。
   Ｔ≧｛（（Ｌ_５／Ｌ_４）−１）×Ｔ_１｝＋｛（Ｌ_６／（Ｌ_５＋Ｌ_６））×ｗ｝
3. 複数の前記走査画像のそれぞれから前記マーカー像を検出し、各前記マーカー像が一致するように前記各走査画像の位置を補正する補正処理手段と、
   前記各走査画像の被検体像に基づき、画素ごとに強度変調信号の位相ズレ量を算出し、この位相ズレ量に対応する位相微分値に基づいて被検体の位相微分像を生成する位相微分像生成手段と、
   前記マーカー像の位置に基づいて前記マーカー像を含まない積分範囲を決定し、前記位相微分像生成手段により生成された前記積分範囲内の位相微分像を積分し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手段と、
   を備えたことを特徴とする請求項１または２記載の放射線撮影システム。
4. 前記強度変調手段は、前記縞画像と同一方向の周期パターンを有する第２の格子と、前記第１及び第２の格子のいずれか一方を所定のピッチで移動させる走査手段とからなることを特徴とする請求項１〜３いずれか記載の放射線撮影システム。
5. 前記第１及び第２の格子は、吸収型格子であり、前記第１の格子は、前記放射線源からの放射線を縞画像として前記第２の格子に投影することを特徴とする請求項４記載の放射線撮影システム。
6. 前記第１の格子は位相型格子であり、前記第１の格子は、タルボ干渉効果により、前記放射線源からの放射線を縞画像として前記第２の格子に射影することを特徴とする請求項４記載の放射線撮影システム。
7. 前記放射線画像検出器は、放射線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換された電荷を収集する電荷収集電極とを画素ごとに備えた放射線画像検出器であって、
   前記電荷収集電極は、前記縞画像と同一方向の周期パターンを有する複数の線状電極群が、互いに位相が異なるように配列されてなり、
   前記強度変調手段は、前記電荷収集電極により構成されていることを特徴とする請求項１〜３いずれか記載の放射線撮影システム。
8. 第１の格子に放射線を通過させて縞画像を生成し、
   前記縞画像の周期パターンに対して位相が異なる複数の相対位置で強度変調手段により前記縞画像に強度変調を与え、
   前記放射線源と前記第１の格子との間若しくは前記第１の格子と前記強度変調手段との間に配置された被検体と前記被検体に取り付けられているマーカーとの像を含む複数の走査画像を、前記各相対位置で放射線画像検出器により検出する放射線撮影方法であって、
   前記マーカーは、前記放射線画像検出器に検出されたマーカー像と前記被検体像とが重ならないように、前記被検体から所定距離以上離れた位置に配置されていることを特徴とする放射線撮影方法。
9. 前記所定距離は、前記被検体に対する前記マーカーの配置方向における前記マーカーと前記被検体との互いに近接する両エッジ部間の距離Ｔであり、前記放射線源の光軸方向における放射線焦点から前記被検体のエッジ部までの距離をＬ_４、前記放射線焦点から前記マーカーのエッジ部までの距離をＬ_５、前記マーカーのエッジ部から前記放射線画像検出器までの距離をＬ_６とし、前記被検体に対する前記マーカーの配置方向における前記放射線焦点の幅をｗ、前記放射線焦点の一端から前記被検体のエッジ部までの距離をＴ_１とした場合に、下記の式を満たすことを特徴とする請求項８記載の放射線撮影方法。
   Ｔ≧｛（（Ｌ_５／Ｌ_４）−１）×Ｔ_１｝＋｛（Ｌ_６／（Ｌ_５＋Ｌ_６））×ｗ｝
10. 複数の前記走査画像のそれぞれから前記マーカー像を検出し、各前記マーカー像が一致するように前記各走査画像の位置を補正するステップと、
    前記各走査画像の被検体像に基づき、画素ごとに強度変調信号の位相ズレ量を算出し、この位相ズレ量に対応する位相微分値に基づいて被検体の位相微分像を生成するステップと、
    前記マーカー像の位置に基づいて前記マーカー像を含まない積分範囲を決定し、前記積分範囲内の位相微分像を積分して位相コントラスト画像を生成するステップと、
    を備えたことを特徴とする請求項８または９記載の放射線撮影方法。

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