JP2012120653A - 放射線撮影装置、及び放射線撮影システム - Google Patents

Abstract

【課題】Ｘ線等の放射線による位相イメージングにおいて、管電圧波形の波尾による影響をなくし、得られる放射線位相コントラスト画像の画質を高める。
【解決手段】放射線撮影装置は、放射線源と、放射線源からの放射線が照射される第１の格子と、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第２の格子と、放射線像と第２の格子とを相対変位させる走査手段と、第２の格子によってマスキングされた放射線像を検出する放射線画像検出器とを備える。放射線管から放射される放射線は、放射線管駆動電源部による放射線管への電力供給を停止した後の残留出力が実質的に零となるように制御された放射線であり、放射線源制御部により第１の格子に照射する放射線を実効的に遮断した後に、走査手段による相対変位の動作を実施させるようにした。
【選択図】図１１

Description

本発明は、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、被写体の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他、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（屈折角度変化）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方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、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Ｇ１（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Ｇ２（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Ｇ１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Ｇ１の自己像と第２の回折格子Ｇ２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、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Ｇ１に対して第２の回折格子Ｇ２を、第１の回折格子Ｇ１の面にほぼ平行で、かつ第１の回折格子Ｇ１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う。そして、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）を取得する。この取得された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。

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。

特開２００８−２００３５９号公報

上記のＸ線位相（屈折）イメージングは、第２の回折格子Ｇ２をステップ移動させながら複数回撮影し、各撮影画像から得られる画素毎の複数の強度値から各画素に入射するＸ線の位相を復元して位相シフト画像を形成するものである。

そこで、特許文献１のＸ線撮影システムにおいては、撮影毎にＸ線の照射を停止する際、Ｘ線管への電力供給を停止させている。しかし、Ｘ線システムには次に示す時定数があるため、電力供給を停止した後も暫くの期間は電力が供給され続け、Ｘ線を即時停止することができない。即ち、Ｘ線管の出力には、ある一定期間残留出力（波尾と呼称する）が存在する。

Ｘ線管球に流す管電流をＩ、管電圧をＶとすると、Ｘ線管球の見掛けの抵抗Ｒは、Ｒ＝Ｖ／Ｉで表される。また、Ｘ線管球の容量をＣ_Tube[pF]、Ｘ線ケーブルの容量をＣ_line[pF/m]、ケーブル長をＬとすると、このＸ線システムの容量Ｃは、Ｃ＝Ｃ_Tube＋Ｃ_line×Ｌで求められる。この場合のＸ線システムの時定数τはτ＝ＲＣで求められる。

例えば、軟部組織のコントラストを得るため、管電圧を50ｋV、管電流を50mAに設定する場合、抵抗Ｒは１×10⁶、Ｘ線管球の容量Ｃ_Tubeは500〜1500ｐF程度であるから代表として500ｐF、Ｘ線ケーブルの容量Ｃ_lineは100ｐF〜200ｐF程度であるから代表として150ｐF/ｍ、ケーブル長を20ｍとすると、Ｘ線システムの容量Ｃは3500ｐFとなる。よって時定数τは、3.5msecとなり、上述した波尾の時間は、十分なＸ線の減衰時間としてτの3〜5倍とすると十数ｍｓとなる。

Ｘ線位相（屈折）イメージングとして複数枚撮影する際には、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いたい。よって2〜30画像/秒程度で撮影を行うためにはＸ線の照射時間も20msec以下程度で行う必要がある。このような場合、照射時間が20msec以下であっても波尾が十数ｍｓ程度存在すると、波尾の時間は照射時間全体に対して無視できない程の割合となる。このような波尾によるＸ線が発生している時間帯に第２の回折格子Ｇ２を駆動すると、第２の回折格子Ｇ２の移動により、第１の回折格子Ｇ１と第２の回折格子Ｇ２との間の距離が変化してモアレ縞が変動する。このモアレ縞の変動は、本来の位相差/屈折率差によるモアレ縞のパターンに重畳されて、撮影後に位相差/屈折率差の画像を再構成する際に演算誤差を生じさせる原因となる。

そのため、位相シフト画像を生成する際に、コントラストや解像度の低下や、完全にはモアレ縞の変動が除去できない等のアーティファクトを生じ、診断能が著しく低下する。また、波尾が自然と収束するまで待って撮影していては、複数回の撮影を完了するまでに時間がかかり、患者の体動によるブレの問題も生じる。更に、第２の回折格子Ｇ２の移動に関しても、第２の回折格子Ｇ２の移動速度は立ち上がり時に過渡応答するので移動速度が等速ではない。この移動速度の過渡時に波尾によるＸ線が発生していると、この影響による成分も画像に重畳されてしまい、安定したモアレ縞のパターンが得られなくなる。また、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線の位置ズレは１μm程度と僅かであり、強度値の僅かな変動も位相復元精度に多大な影響を及ぼす。このように、Ｘ線位相（屈折）イメージングにおける波尾が及ぼす影響は、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やトモシンセシス等の被写体に対して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の回折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波尾によるＸ線の発生期間中における第２の回折格子の移動に伴うわずかな画像変化の変動で及ぼされる影響は大きい。

本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであり、Ｘ線等の放射線による位相イメージングにおいて、管電圧波形の波尾による影響をなくし、得られる放射線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。

放射線管、高電圧発生器を含み前記放射線管に電力を供給する放射線管駆動電源部、前記放射線管駆動電源部の制御を行う放射線源制御部を含む放射線源と、
前記放射線源からの放射線が照射される第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第２の格子と、
前記放射線像と前記第２の格子との位相差が互いに異なる複数の相対位置に、前記放射線像と前記第２の格子とを相対変位させる走査手段と、
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する放射線画像検出器と、
を備えた放射線位相コントラスト画像を得るための放射線撮影装置であって、
前記放射線管から放射される放射線は、前記放射線管駆動電源部による前記放射線管への電力供給を停止した後の残留出力が実質的に零となるように制御された放射線であり、
前記放射線源制御部により前記第１の格子に照射する放射線を実効的に遮断した後に、前記走査手段による前記相対変位の動作を実施させる放射線撮影装置。

本発明によれば、Ｘ線等の放射線による位相イメージングにおいて、管電圧波形の波尾による影響をなくし、それにより、得られる放射線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図で、放射線撮影システムの一構成例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。 （Ａ），（Ｂ），（Ｃ）は第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。 Ｘ線管駆動電源部とＸ線管の接続回路図である。 Ｘ線源に印加する管電圧の波形と、走査機構による格子移動量との関係を示す説明図である。 変形例１の放射線撮影システムの制御ブロックである。 Ｘ線管駆動電源部と三極Ｘ線管の接続回路図である。 変形例２のＸ線管駆動電源部とＸ線管の接続回路図である。 変形例３のＸ線管駆動電源部とＸ線管の接続回路図である。 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。 図１６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、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１９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図で、放射線撮影システムの一構成例を示し、図２は、図１の放射線撮影システムの制御ブロック図を示す。

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。また、Ｘ線源１１と撮影部１２はＸ線撮影装置を構成する。

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、高電圧発生器を含むＸ線管駆動電源部１６から印加される高電圧の駆動電圧及び駆動電流に応じて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線源制御部１７は、Ｘ線管駆動電源部１６の管電圧と管電流とを制御し、詳細を後述するが、Ｘ線管１８に印加する管電流を増大制御する。また、Ｘ線の照射時間を短縮して、撮影部１２における露光量を一定に維持する。

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_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、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。

Ｘ線遮蔽部３４ａは、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、ｙ方向）に延伸した帯状の部材で構成される。Ｘ線遮蔽部３４ａ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、鉛や銅、タングステン等の金属箔が用いられる。Ｘ線遮蔽部３４ａ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）に互いに間隔を空けて配列されている。Ｘ線透過部３４ｂは、隣り合うＸ線遮蔽部３４ａの間を充填するように設けられている。Ｘ線透過部３４ｂの材料としては、Ｘ線低吸収材が好ましく、例えば、高分子や軽金属等が用いられる。

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（Ａ），（Ｂ），（Ｃ）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（図６（Ａ））。

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（図６（Ｂ））。

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（図６（Ｃ））。

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、散乱除去格子の図示は省略する。

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。

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。

次に、前述のＸ線源制御部１７による制御を説明する。
図１０は、Ｘ線管駆動電源部１６とＸ線管１８の接続回路図である。同図に示すように、Ｘ線管駆動電源部１６は、商用周波数の交流電源７１と、整流器７２及び平滑コンデンサ７３を有して交流出力を直流出力に変換する第１の整流回路７４とを備える。また、Ｘ線管駆動電源部１６は、第１の整流回路からの直流出力をスイッチングして所定の高周波の交流出力に変換する高周波インバータ７５と、この高周波交流出力の電圧を昇圧する高周波高圧トランス７６と、昇圧された交流出力を直流出力に変換して出力する第２の整流回路７７とを備える。

第２の整流回路７７からの高電圧出力は、高電圧ケーブル７８を介してＸ線管１８に投入される。

上記構成における直流高電圧側には高電圧ケーブル７８やＸ線管１８等に蓄積される浮遊静電容量（平滑静電容量Ｃａ，Ｃｃ）が存在する。この平滑静電容量Ｃａ，Ｃｃの電荷が残存していると、前述の管電圧波形に波尾が生じやすくなる。

図１１は、Ｘ線源１１に印加する管電圧の波形と、走査機構３３による格子移動量との関係を示す説明図である。

Ｘ線源１１に所定の管電圧及び管電流を供給するとき、Ｘ線管駆動電源部１６からＸ線管１８までを接続する高電圧ケーブル、Ｘ線管１８、導通時の内部抵抗等に電荷が蓄積される。この蓄積された電荷の影響で、管電圧をパルス状に印加した場合の電圧立ち下がり時には、管電圧が瞬時に零にならず、図１１に示すように指数関数的に減少する、所謂、波尾ＷＴが発生する。

管電圧波形に波尾ＷＴが発生すると、波尾ＷＴの期間内ではＸ線源１１がＸ線の出力を停止できずに出力し続けることになる。

一方、走査機構３３は、前述したように第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、ＦＰＤ３０により各移動先の位置で撮影を行う。このとき、走査機構３３による第１及び第２の吸収型格子３１，３２の移動速度は、移動開始時には過渡応答状態となり、移動速度が等速にはならない。

そのため、移動速度が過渡応答状態となる立ち上がり時に、ＦＰＤ３０が上記の波尾によるＸ線を検出すると、移動中である第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間の距離の違いによるモアレの変動が、本来の位相差／屈折率差によるモアレ縞に、より顕著に重畳されてしまう。すると、前述した位相コントラスト画像を生成する際に、撮影した複数の縞画像の演算処理に演算誤差が生じてしまい、その結果、コントラストや解像度が顕著に低下し、更にモアレが除去できない、不規則なムラが出る等のアーティファクトの発生した診断能の顕著に低い位相コントラスト画像しか得られなくなる。

しかし前述のように、管電圧をパルス状に印加した場合の電圧立ち下がりは、管電圧変化の時定数に従って、緩やか又は急峻になる。この時定数τは、式(１９)で表すことができる。

τ＝V／I×C ・・・（１９）
（V:管電圧、I：管電流、C：高電圧ケーブル、Ｘ線管１８、導通時の内部抵抗等の浮遊静電容量）

式（１９）によれば、管電流Iを増大することで、時定数τを小さくでき、これにより管電圧波形の波尾を短縮することができる。つまり、時定数の３倍以上、１０倍以下、好ましくは、５倍以上、８倍以下の時間経過後には、管電圧波形をほぼ定常状態にでき、Ｘ線を実効的に遮断できる（例えば３倍では５％以下、４倍では１．８％以下、５倍では０．６７％以下、７倍では０．１％以下、８倍では０．０３％以下、１０倍では０．００４５％以下に低減する）。

そこで本構成のＸ線撮影システムにおいては、管電圧波形の波尾ＷＴの影響をなくすため、Ｘ線源制御部１７が管電流を増大させて時定数を小さして管電圧の減衰期間を短縮する制御を行う。例えば、管電流を１０倍程度増大すると、管電圧の立ち下がりの時定数が１／１０程度に低減される。なお、管電流を増大させると、発生するＸ線強度も増大する。そこでＸ線源制御部１７は、ＦＰＤ３０の露光量を一定にするため、管電流を増大させただけ管電圧波形のパルス幅を短縮する制御を併せて行う。

即ち、図１１に示すように、管電流増大時の管電圧を、通常の管電流印加時よりも短い期間にする。つまり、通常管電流印加時において、管電圧が立ち上がったタイミングｔ_０から立ち下がり始めたタイミングｔ_２までの期間Ｔ’_ｏｎを規定のパルス幅とすると、Ｘ線源制御部１７は、管電流増大時のパルス幅が、この規定のパルス幅より短い期間Ｔ_ｏｎとなるように変更する。

管電流増大時には、管電圧変化の時定数τが小さく応答速度が速いため、パルスの立ち上がりと立ち下がりが急峻となる。その結果、波尾が殆どない矩形状のパルスが得られる。

そして、矩形状のパルスの期間Ｔ_ｏｎの後、設定変更後の管電流I、管電圧V、浮動静電容量Cにより求められる時定数τの３倍以上、１０倍以下、好ましくは５倍以上、８倍以下の時間経過後に、走査機構３３が第１及び第２の吸収型格子３１，３２の少なくとも一方を他方に対して相対変位させる。このため、第１，第２の吸収型格子３１，３２の相対変位はＸ線の非照射期間内にのみ行われ、変位の移動速度が過渡応答状態となってモアレが大きく乱れるタイミングでＦＰＤ３０が撮影することがなくなる。よって、本来のモアレ縞を正確かつ安定して検出することができる。これにより、撮影画像のモアレ縞には波尾による影響が生じることがなく、演算処理により得られる位相コントラスト画像は、高いコントラスト、高い解像度で診断に適した画質となる。

本Ｘ線撮影システム１０によれば、管電流増大時における矩形状のパルスのオフ期間Ｔ_ｏｆｆが通常管電流印加時よりも長くなるので、パルス印加周期の更なる短縮が可能となる。また、管電圧の立ち下がり後の期間Ｔ_ｏｆｆでは、Ｘ線源１１からの出力が確実に停止した状態になり、波尾ＷＴの影響を受けることなく良好な撮影画像が得られる。そして、第１、第２の吸収型格子３１，３２を相対移動させてＦＰＤ３０による撮影を完了させた後、直ちに次の移動先への相対移動を開始できる。このため、複数回の撮影を短時間で完了でき、患者の体動によるブレの問題を最小限に抑えることができる。

更に、本Ｘ線撮影システム１０は、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、本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できる。

次に、放射線撮影システムの他の例を説明する。
図１２は、変形例１の放射線撮影システムの制御ブロックである。
本変形例においては、Ｘ線源１１の線源として三極Ｘ線管１８Ａを用い、三極Ｘ線管１８ＡにＸ線管駆動電源部１６から矩形状パルスの管電圧及び管電流を印加するとともに、Ｘ線源制御部１７がグリッド電圧制御部２７により三極Ｘ線管１８Ａのグリッド電圧を制御して、パルス立ち下がり後の管電流を減少制御する。その他の構成は、図２に示す構成と同様である。

図１３にＸ線管駆動電源部１６と三極Ｘ線管１８Ａの接続回路図を示した。以降の説明では、図１０と同一の構成要素に対しては同じ符号を付与することでその説明は省略、又は簡略化する。

Ｘ線管駆動電源部１６は、三極Ｘ線管１８Ａに高電圧ケーブル７８を通じて高電圧の駆動電力を印加する。三極Ｘ線管１８Ａは、陽極であるアノード１１１と、フィラメント１１２及びグリッド１１３を有したカソード（陰極）とを有している。カソードは、アノード１１１のターゲット面に対向配置され、フィラメント１１２はアノード１１１に衝突される電子を放出する。グリッド１１３は、フィラメント１１２からアノード１１１に向かう電子の軌道を取り囲んで設けられている。フィラメント１１２及びグリッド１１３には相対的に負の電圧と電流が与えられ、これにより、フィラメント１１２はアノード１１１に向けて電子（熱電子）を放出する。また、フィラメント１１２とアノード１１１との間のグリッド１１３の電位をアノード１１１より高くして、フィラメント１１２から放出された電子をグリッド１１３に収集することで、電子とアノード１１１との衝突を阻止し、これによりＸ線の照射を速やかに停止することができる。

グリッド１１３には、スイッチ１１５が接続されており、フィラメント１１２との接続、又は遮断電圧を印加するためのバイアス電源１１４との接続が選択的に行えるようになっている。このスイッチ１１５は、Ｘ線源制御部１７からの指令に基づいて切り替え制御される。

上記構成によれば、フィラメント１１２及びアノード１１１間に管電圧が印加されたときのフィラメント電流により、フィラメント１１２からアノード１１１のターゲット面に流れる管電流の値が制御される。そして、グリッド１１３にバイアス電圧を印加することで、フィラメント１１２から放出された電子を遮断して、これにより管電流を減少制御できる。

即ち、スイッチ１１５の切り替えによって、通常のＸ線出力状態と、電子の遮断により管電流を瞬時に零にしてＸ線出力を停止させる状態とを任意に選定できる。このバイアス電圧の印加によるＸ線出力の停止は、高電圧回路の静電容量Ｃａ，Ｃｃが大きい場合であってもＸ線遮断を高速に行うことができ、管電圧の波尾の発生を防止できる。

このため、Ｘ線源１１の実効的な出力を急峻に減衰させ、ＦＰＤ３０に照射されるＸ線を瞬時に停止させることができる。そして、Ｘ線の出力停止後に引き続き行う第１，第２の吸収型格子３１，３２の相対変位を、Ｘ線を実効的に遮断した後の、管電圧変化の時定数τの３倍以上、１０倍以下のタイミングで開始することにより、Ｘ線の非照射期間内にのみ行うことができる。その結果、変位の移動速度が過渡応答状態となってモアレが大きく乱れるタイミングでＦＰＤ３０が撮影することがなくなり、本来のモアレ縞を正確かつ安定して検出することができる。なお、この場合の時定数τは、グリッド電位制御時における時定数を用いる。

次に、放射線撮影システムの更に他の例を説明する。
図１４に、変形例２のＸ線管駆動電源部１６とＸ線管１８の接続回路図を示した。
本変形例においては、Ｘ線管駆動電源部１６からの高電圧による電荷が平滑静電容量Ｃａ，Ｃｃとして蓄積された状態から、この蓄積された電荷を放電させる放電回路２８Ａを備えている。

放電回路２８Ａは、一対の高電圧ケーブル７８，７８にＸ線管１８と並列に接続された四極真空管（テトロード）１２１、１２２と、これら四極真空管１２１，１２２を所定期間導通させるバイアス制御回路１２３，１２４とを備える。四極真空管１２１，１２２は、Ｘ線管１８のアノード１１１とアース１３４の間、及びカソード（陰極）となるフィラメント１１２とアース１２６との間のそれぞれに設けてある。

バイアス制御回路１２３，１２４は、それぞれＸ線源制御部１７に接続されており、Ｘ線源制御部１７から所定のタイミングで指令を受けて、平滑静電容量Ｃａ，Ｃｃに蓄積された電荷を四極真空管１２１，１２２を介して放電させる。

Ｘ線管駆動電源部１６から高電圧の管電圧がＸ線管１８に所定期間印加されたとき、高電圧ケーブル７８やＸ線管１８等に平滑静電容量Ｃａ，Ｃｃの電荷が蓄積される。この平滑静電容量Ｃａ，Ｃｃの電荷が存在すると、管電圧波形に波尾が伴うことになる。そこで本変形例の構成においては、蓄積された平滑静電容量Ｃａ，Ｃｃの電荷を放電させるため、まず、Ｘ線源制御部１７は所定のタイミングで放電回路２８Ａに指令を出力する。放電回路２８Ａは、この指令を受けてバイアス制御回路１２３，１２４で四極真空管１２１，１２２のグリッド電圧を制御して、四極真空管１２１，１２２を導通させることでアース１２６に平滑静電容量Ｃａ，Ｃｃの電荷を放電させる。

これにより、Ｘ線源１１の実効的な出力を急峻に減衰させ、ＦＰＤ３０に照射されるＸ線を瞬時に停止させることができる。

また、Ｘ線源制御部１７は、高電圧ケーブル７８の静電容量、四極真空管１２１，１２２の静電容量、導通時の内部抵抗で定まる時定数に応じて四極真空管１２１，１２２を導通させるタイミングを決定する。即ち、Ｘ線源制御部１７がバイアス制御回路１２３，１２４にグリッド電圧の制御を開始するタイミングと、走査機構３３が第１、第２の吸収型格子３１，３２の少なくとも一方を他方に対して相対変位させる信号の出力タイミングとを略同時のタイミングに設定する。

つまり、第１、第２の吸収型格子３１，３２が実質的に移動開始するまでの応答遅れを加味して、グリッド電圧の制御開始タイミングを、上記の相対変位させる信号より所定時間前に設定する。具体的には、Ｘ線の出力停止後に引き続き行う第１，第２の吸収型格子３１，３２の相対変位を、Ｘ線を実効的に遮断した後の、管電圧変化の時定数τの３倍以上、１０倍以下のタイミングで開始する。これにより、第１、第２の吸収型格子３１，３２の相対変位を、確実にＸ線の非照射期間に行わせることができる。

これらの時定数は、例えば四極真空管１２１，１２２の導通時の内部抵抗が約１０^３Ωであることと前述のようにＸ線管球自体の見掛けの抵抗ＲがＲ＝Ｖ／Ｉで表されることから、Ｘ線管球自体の見かけの抵抗約１０^６Ωと比較しても有意に時定数を短縮することができる。よって放電回路２８Ａにより波尾を顕著に低減できる。

本変形例の場合も、第１，第２の吸収型格子３１，３２の相対変位はＸ線の実効的な非照射期間内にのみ行われ、変位の移動速度が過渡応答状態となってモアレが大きく乱れるタイミングでＦＰＤ３０が撮影することがなくなり、本来のモアレ縞を正確かつ安定して検出することができる。

次に、放射線撮影システムの更に他の例を説明する。
図１５に、変形例３のＸ線管駆動電源部１６とＸ線管１８の接続回路図を示した。
本変形例においては、Ｘ線管駆動電源部１６からの高電圧による電荷が平滑静電容量Ｃａ，Ｃｃとして蓄積された状態から、この蓄積された電荷を放電させる放電回路２８Ｂを備えている。

放電回路２８Ｂは、一対の高電圧ケーブル７８，７８にＸ線管１８と並列に接続された高電圧半導体スイッチ１３１，１３２を備える。放電回路２８Ｂは、Ｘ線源制御部１７から所定のタイミングで指令を受けて、平滑静電容量Ｃａ，Ｃｃに蓄積された電荷を高電圧半導体スイッチ１３１，１３２を介して放電させる。

高電圧半導体スイッチ１３１，１３２は、Ｘ線管１８のアノード１１１とアース１３４の間、及びカソードとなるフィラメント１１２とアース１３４との間のそれぞれに設けてある。各高電圧半導体スイッチ１３１，１３２は抵抗器１３５，１３６に接続されており、抵抗器１３５，１３６は電荷のエネルギを熱エネルギに変換する。

本変形例の構成においては、蓄積された平滑静電容量Ｃａ，Ｃｃの電荷を放電させるため、まず、Ｘ線源制御部１７から所定のタイミングで放電回路２８Ｂに指令を出力する。放電回路２８Ｂは、この指令を受けて高電圧半導体スイッチ１３１，１３２を制御することで、高電圧半導体スイッチ１３１，１３２を導通状態にして平滑静電容量Ｃａ，Ｃｃの電荷をアース１３４に放電させる。

これにより、Ｘ線源１１の実効的な出力を急峻に減衰させ、ＦＰＤ３０に照射されるＸ線を瞬時に停止させることができ、本来のモアレ縞を正確かつ安定して検出することができる。

また、Ｘ線源制御部１７は、放電抵抗及び高電圧半導体スイッチの静電容量で定まる管電圧変化の時定数に応じて高電圧半導体スイッチ１３１，１３２を導通させるタイミングを決定する。即ち、Ｘ線源制御部１７がグリッド電圧制御を開始するタイミングと、走査機構３３が第１、第２の吸収型格子３１，３２の少なくとも一方を他方に対して相対変位させる信号の出力タイミングとを略同時のタイミングに設定する。

つまり、第１、第２の吸収型格子３１，３２が実質的に移動開始するまでの応答遅れを加味して、高電圧半導体スイッチ１３１，１３２を導通させるタイミングを、上記の相対変位させる信号より所定時間前に設定する。具体的には、Ｘ線の出力停止後に引き続き行う第１，第２の吸収型格子３１，３２の相対変位を、Ｘ線を実効的に遮断した後の、管電圧変化の時定数τの３倍以上、１０倍以下のタイミングで開始する。これにより、第１、第２の吸収型格子３１，３２の相対変位を、確実にＸ線の非照射期間に行わせることができる。

なお、上記の各構成例においては、走査機構３３が第１、第２の吸収型格子３１，３２の少なくとも一方を他方に対して相対変位させる信号の出力タイミングは、Ｘ線の矩形状のパルスの立ち下がりのタイミングから時定数τの３倍以上、１０倍以下以下の時間経過後に設定するが、時定数が十分に小さい場合には、第１の吸収型格子３１に照射するＸ線の実効的な遮断と同時、若しくはその直後に走査機構３３による相対変位の動作を実施させてもよい。

上記実施形態及び変形例のＸ線源１１の構成は、他の形態の放射線撮影システムにも適用可能である。
図１６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１６に示すマンモグラフィ装置８０は、被検体として***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***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。

また、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り、その他の構成及び作用については、前述した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１７は、図１６の放射線撮影システムの変形例を示す。

図１７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（***）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１８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（２０）を満たすように設定する必要がある。

上記式（２０）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（２１）及び（２２）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１００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１９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、画素毎に得られる画素データＩ_ｋ（ｘ，ｙ）を、図２０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できる。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できる。

小角散乱画像生成部１９３は、画素毎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できる。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できる。

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、説明したように、本明細書には、
放射線管、高電圧発生器を含み前記放射線管に電力を供給する放射線管駆動電源部、前記放射線管駆動電源部の制御を行う放射線源制御部を含む放射線源と、
前記放射線源からの放射線が照射される第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第２の格子と、
前記放射線像と前記第２の格子との位相差が互いに異なる複数の相対位置に、前記放射線像と前記第２の格子とを相対変位させる走査手段と、
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する放射線画像検出器と、
を備えた放射線位相コントラスト画像を得るための放射線撮影装置であって、
前記放射線管から放射される放射線は、前記放射線管駆動電源部による前記放射線管への電力供給を停止した後の残留出力が実質的に零となるように制御された放射線であり、
前記放射線源制御部により前記第１の格子に照射する放射線を実効的に遮断した後に、前記走査手段による前記相対変位の動作を実施させ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は、前記放射線像と前記第２の格子との相対変位を、前記放射線管の管電圧変化の時定数に応じたタイミングで開始するように前記走査手段を制御する。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記放射線像と前記第２の格子との相対変位の開始タイミングが、前記時定数の３倍以上、１０倍以下である。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記放射線像と前記第２の格子との相対変位を、前記放射線の遮断と同時に、若しくはその直後になされるように、前記走査手段を制御する。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記放射線源制御部が、前記放射線管に印加する管電流が増大するように前記放射線管駆動電源部を制御することによって前記放射線の制御がなされる。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記放射線管が三極放射線管であり、前記放射線源制御部が、前記三極放射線管の陰極で発生する電子を、前記三極放射線管のグリッド電圧を制御して遮蔽することによって前記放射線の制御がなされる。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記放射線管及び当該放射線管と前記放射線管駆動電源部を接続する高電圧ケーブルに蓄積される電荷を放電させることによって前記放射線の制御がなされる。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記電荷の放電が、前記放射線源制御部と前記放射線管との間に配置された放電回路によってなされる。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記放電回路が四極真空管を含み、前記放射線源制御部からの指令に基づく前記四極真空管のスイッチ動作により前記電荷を放電する。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、前記放電回路が半導体スイッチを含み、前記放射線源制御部からの指令に基づく前記半導体スイッチのスイッチ動作により前記電荷を放電する。

また、本明細書に開示された放射線撮影装置は、照射される放射線を領域選択的に通過させて前記第１の格子に照射する第３の格子を更に備える。

また、本明細書には、上記いずれか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、
を備える放射性撮影システムが開示されている。

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
１６ Ｘ線管駆動電源部（放射線管駆動電源部）
１７ Ｘ線源制御部（放射線源制御部）
１８ Ｘ線管（放射線管）
２７ グリッド電圧制御部
２８Ａ，２８Ｂ 放電回路
３０ ＦＰＤ（放射線画像検出器）
３１ 第１の吸収型格子（第１の格子）
３２ 第２の吸収型格子（第２の格子）
３３ 走査機構（走査手段）
４０ 画素
７１ 交流電源
７２ 整流器
７３ 平滑コンデンサ
７４ 第１の整流回路
７５ 高周波インバータ
７６ 高周波高圧トランス
７７ 第２の整流回路
７８ 高電圧ケーブル
１０３ マルチスリット（第３の格子）
１１１ アノード
１１２ フィラメント
１１３ グリッド
１１４ バイアス電源
１１５ スイッチ
１２１，１２２ 四極真空管
１２３，１２４ バイアス制御回路
１３１，１３２ 高電圧半導体スイッチ
１３４ アース
１９０ 演算処理部
Ａ 光軸
ＷＴ 波尾

Claims (12)

1. 放射線管、高電圧発生器を含み前記放射線管に電力を供給する放射線管駆動電源部、前記放射線管駆動電源部の制御を行う放射線源制御部を含む放射線源と、
   前記放射線源からの放射線が照射される第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第２の格子と、
   前記放射線像と前記第２の格子との位相差が互いに異なる複数の相対位置に、前記放射線像と前記第２の格子とを相対変位させる走査手段と、
   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する放射線画像検出器と、
   を備えた放射線位相コントラスト画像を得るための放射線撮影装置であって、
   前記放射線管から放射される放射線は、前記放射線管駆動電源部による前記放射線管への電力供給を停止した後の残留出力が実質的に零となるように制御された放射線であり、
   前記放射線源制御部により前記第１の格子に照射する放射線を実効的に遮断した後に、前記走査手段による前記相対変位の動作を実施させる放射線撮影装置。
2. 請求項１記載の放射線撮影装置であって、
   前記放射線像と前記第２の格子との相対変位を、前記放射線管の管電圧変化の時定数に応じたタイミングで開始するように前記走査手段を制御する放射線撮影装置。
3. 請求項２記載の放射線撮影装置であって、
   前記放射線像と前記第２の格子との相対変位の開始タイミングが、前記時定数の３倍以上、１０倍以下である放射線撮影装置。
4. 請求項１記載の放射線撮影装置であって、
   前記放射線像と前記第２の格子との相対変位を、前記放射線の遮断と同時に、若しくはその直後になされるように、前記走査手段を制御する放射線撮影装置。
5. 請求項１〜請求項４のいずれか１項記載の放射線撮影装置であって、
   前記放射線源制御部が、前記放射線管に印加する管電流が増大するように前記放射線管駆動電源部を制御することによって前記放射線の制御がなされる放射線撮影装置。
6. 請求項１〜請求項４のいずれか１項記載の放射線撮影装置であって、
   前記放射線管が三極放射線管であり、
   前記放射線源制御部が、前記三極放射線管の陰極で発生する電子を、前記三極放射線管のグリッド電圧を制御して遮蔽することによって前記放射線の制御がなされる放射線撮影装置。
7. 請求項１〜請求項６のいずれか１項記載の放射線撮影装置であって、
   前記放射線管及び当該放射線管と前記放射線管駆動電源部を接続する高電圧ケーブルに蓄積される電荷を放電させることによって前記放射線の制御がなされる放射線撮影装置。
8. 請求項７記載の放射線撮影装置であって、
   前記電荷の放電が、前記放射線源制御部と前記放射線管との間に配置された放電回路によってなされる放射線撮影装置。
9. 請求項８記載の放射線撮影装置であって、
   前記放電回路が四極真空管を含み、前記放射線源制御部からの指令に基づく前記四極真空管のスイッチ動作により前記電荷を放電する放射線撮影装置。
10. 請求項８記載の放射線撮影装置であって、
    前記放電回路が半導体スイッチを含み、前記放射線源制御部からの指令に基づく前記半導体スイッチのスイッチ動作により前記電荷を放電する放射線撮影装置。
11. 請求項１〜請求項１０のいずれか１項記載の放射線撮影装置であって、
    照射される放射線を領域選択的に通過させて前記第１の格子に照射する第３の格子を更に備える放射線撮影装置。
12. 請求項１〜請求項１１のいずれか１項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、
    を備える放射線撮影システム。

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