JPWO2017094294A1 - Ｘ線タルボ撮影装置 - Google Patents

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Abstract

Ｘ線発生装置からコーンビーム状にＸ線を照射するＸ線タルボ撮影装置において、格子をできるだけ容易に製造可能で、しかも格子の製造コストをできるだけ抑制することが可能なＸ線タルボ撮影装置を提供する。Ｘ線タルボ撮影装置１は、位相格子であるＧ１格子１４と、吸収格子であるＧ２格子１５と、Ｘ線を照射するＸ線発生装置１１と、２次元状に配列された複数の変換素子１６Ａを備え、Ｇ２格子１５上に形成されるモアレ画像Ｍｏを撮影するＸ線検出器１６とを備え、Ｇ２格子１５が、Ｇ１格子１４の自己像が像を結ぶ位置に配置され、Ｇ１格子１４とＧ２格子１５はいずれも平面形状であり、Ｇ１格子１４のスリットは格子を形成する基板の面方向に垂直に形成されているのに対し、Ｇ２格子１５のスリットは、Ｘ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されている。

Description

本発明は、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計を用いたＸ線検出器を備えるＸ線タルボ撮影装置に関する。
Ｘ線が物体を透過するときに生じるＸ線の位相シフトを捉えて画像化する、タルボ（Talbot）干渉計やタルボ・ロー（Talbot-Lau）干渉計とＸ線検出器（Flat Panel Detector：ＦＰＤ）とを用いたＸ線画像撮影装置が知られている（例えば特許文献１、非特許文献１等参照）。なお、本発明では、このようなタルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計等を用いたＸ線画像撮影装置を、Ｘ線タルボ撮影装置という。なお、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計の原理等については後で説明する。
このようなＸ線タルボ撮影装置は、後述するように、少なくともＸ線を照射するＸ線発生装置やＧ１格子、Ｇ２格子、Ｘ線検出器等を備えており、Ｇ２格子上に形成されるモアレ画像をＸ線検出器で撮影し、撮影したモアレ画像を再構成することで、従来のＸ線画像撮影装置で撮影されていた吸収画像と同様の吸収画像だけでなく、さらに、モアレ画像の位相情報を画像化した微分位相画像や、モアレ画像のVisibility（後述する自己像の鮮明度）を画像化した小角散乱画像の少なくとも３種類の画像を再構成して生成することができることが知られている。また、これらの画像等をさらに再構成して種々の画像を生成することも可能である。
そして、従来のＸ線画像撮影装置を用いて例えば患者の関節部分（例えば手指の関節部分）を撮影しても、撮影された吸収画像中には関節部分の軟骨は撮影されないが、特許文献１に記載されているように、Ｘ線タルボ撮影装置を用いて患者の関節部分（例えば手指の関節部分）のモアレ画像を撮影し、それを再構成して微分位相画像を生成すると、図１５に矢印で示すように、生成した微分位相画像中に、関節部分の軟骨（正確には軟骨の端部と周囲の関節液との界面）を撮影することができる。また、軟骨の他にも、例えば腱や腫瘤等を撮影することができる場合があることも分かっている。
このように、Ｘ線タルボ撮影装置を用いると、少なくとも、撮影されたモアレ画像を再構成して得られる微分位相画像中に、人体の軟骨等の軟部組織を撮影することが可能となるといった、従来のＸ線画像撮影装置にはない有益な効果を発揮することが可能となる。
ところで、Ｘ線タルボ撮影装置におけるＧ１格子やＧ２格子には後述する図２や図３に示すようにスリットＳが設けられるが、このスリットＳの構成については、いくつかの構成が知られている。
例えば、図１６に示すように、Ｇ１格子やＧ２格子のスリットＳが格子を形成する基板の面方向に垂直になるように形成される場合がある（特許文献２や特許文献３の図４等参照）。なお、特許文献３の図４では、線源格子であるＧ０格子を備えたタルボ・ロー干渉計を備えるＸ線タルボ撮影装置の場合が示されている。
すなわち、この場合、図１６に示すように、Ｇ１格子やＧ２格子において、スリットＳが、格子を形成する基板の面方向に垂直（すなわちＧ１格子やＧ２格子の面方向に垂直な方向に延在するように）形成される。以下、このような構成を構成１という。なお、以下においても同様であるが、格子を形成する基板の面方向とは、図１６等におけるｘ方向やｙ方向、すなわちｚ方向に直交する方向をいう。
そして、特許文献２に記載されているように、このように構成すると、Ｇ１格子やＧ２格子を安価に製造でき、後述する構成２や構成３のように形成する場合に比べて容易に製造できるというメリットがある。
一方、Ｘ線タルボ撮影装置では、Ｘ線がＸ線発生装置の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるように構成される場合があるが、この場合、例えば図１７に示すように、Ｇ１格子やＧ２格子のスリットＳがＸ線に平行になるように構成される場合もある（特許文献３の図６や特許文献４の図１０等参照）。以下、このような構成を構成２という。
すなわち、この場合、図１７に示すように、Ｇ１格子やＧ２格子にコーンビーム状に照射されるＸ線の方向や格子を形成する基板の面方向に対する角度は、基板の面方向における各位置においてそれぞれ異なり、通常、Ｇ１格子やＧ２格子の中心部ではＸ線は基板の面方向にほぼ垂直に入射するが、Ｇ１格子やＧ２格子の周縁部では、Ｘ線は、基板の面方向に対して斜めの状態（すなわち基板の面方向に対して垂直ではない状態）で入射する（すなわち斜入する）。そのため、この構成２では、図１７に示すように、Ｇ１格子やＧ２格子において、上記のように格子を形成する基板の面方向における各位置に入射するＸ線の方向にそれぞれ平行になるようにスリットＳが形成される。
さらに、上記の構成１のように形成したＧ１格子やＧ２格子を湾曲させてスリットＳがＸ線に平行になるように構成される場合もある（特許文献３の図５、図７等や特許文献４の図９等参照）。以下、このような構成を構成３という。すなわち、この場合、図１８に示すように、構成１の構成で形成されたＧ１格子やＧ２格子を湾曲させることで、Ｇ１格子やＧ２格子のスリットＳがＸ線発生装置の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行になるように形成される。
なお、図１６〜図１８や後述する図１９、図２０では、スリットＳが見やすくなるように記載されており、各図におけるＧ１格子やＧ２格子の高さ（厚さ）とスリットＳの格子周期等との関係（すなわち後述するアスペクト比等）や、各図における各格子Ｇ１、Ｇ２とＸ線発生装置の焦点Ｆとの距離等の関係は、現実を反映していない。また、図１６〜図１８では、Ｘ線検出器がＧ２格子の図中下側に配置されるが、図示が省略されている。
特開２０１５−１０４４４１号公報 特開２００９−２４０３７８号公報 特開２００７−２０６０７５号公報 特開２００７−２０３０６４号公報
永島雅文、外７名，「関節軟骨の描出−微分干渉の原理を応用したＸ線撮影技術の可能性（第１４回臨床解剖研究会記録 ２０１０．９．１１）」，臨床解剖研究会記録，２０１１年２月，Ｎｏ１１，ｐ．５６−５７、［平成２７年１２月１日検索］、インターネット＜ URL : http://www.jrsca.jp/contents/records/＞
ところで、上記のように、Ｘ線タルボ撮影装置においてＸ線発生装置からＸ線をコーンビーム状に照射するように構成する場合、Ｇ１格子やＧ２格子の構成として上記の構成１（図１６参照）を採用すると、特に格子の周縁部では、Ｘ線が格子を形成する基板の面方向に対して斜入する状態になる。そのため、特にＧ２格子では、図１９に示すように、Ｘ線が格子の非スリット部（すなわちスリットＳが形成されていない肉厚の部分）に入射し、その部分で吸収される等してしまうため、格子に対してＸ線が略垂直に入射する格子の中央部よりもＸ線の透過率が悪化するという問題が生じ得る。すなわち、格子の周縁部でいわゆるケラレの問題が生じる可能性がある。
一方、現在、Ｇ１格子やＧ２格子はシリコンウェハで形成される場合が多い。そして、Ｇ１格子やＧ２格子を上記の構成２（図１７参照）のように構成するために、シリコンウェハに数μｍ幅のスリットＳを格子を形成する基板の面方向に対して斜めに（すなわち垂直ではない状態に）精度良く形成することは技術的に難しい。また、仮にそのように形成できたとしても、通常、製造コストが非常に高いものとなる。
そのため、例えば図２０に示すように、構成１の格子を複数枚積層することで構成２（すなわちＸ線が格子に対して斜入する場合でもスリットＳが見かけ上Ｘ線に平行になるような構成）の格子を形成することも考えられる（特許文献４の図８参照）。しかし、この場合も、１枚のＧ１格子やＧ２格子を形成するために格子高さが低い複数枚の格子を形成し、しかも、格子同士の位置を的確に調整しながら精度良く積層しなければならず、格子の製造作業が非常に手間のかかる作業が必要になる。また、１枚のＧ１格子やＧ２格子を形成するために複数枚の格子が必要になるため、やはりＧ１格子やＧ２格子の製造コストが高くなるといった問題がある。
さらに、図１８に示したように、構成１のＧ１格子やＧ２格子を湾曲させて構成３の構成とする場合には、以下のような問題がある。
実際的な問題として、Ｇ１格子やＧ２格子はシリコンウェハで形成されている場合には、シリコンウェハは剛性が高いため湾曲させることが容易でないという問題がある。また、例えば上記の特許文献３では、Ｇ１格子やＧ２格子を、気圧や液圧が異なる２つの領域の境界に配置することによって湾曲させることが記載されているが、２つの領域を密閉したりその内部の気圧や液圧を厳密に維持することは、実際の装置では容易ではない。
また、Ｇ１格子やＧ２格子の中央部に力を加えると力を加えるための手段が画像中に写り込んでしまうため、Ｇ１格子やＧ２格子の周縁部に力を加えて湾曲させるように構成することが考えられる。しかし、この場合、例えばシリコンウェハのように剛性が高い材質では、力が加わる格子の周縁部は曲がるが、格子の中央部はあまり湾曲しない現象が生じる。そのため、Ｇ１格子やＧ２格子が設計通りに均一の曲率で湾曲せず、画像を精度良く撮影することができなくなるといった問題がある。
さらに、撮影される被写体の範囲をできるだけ広くするためにＧ２格子等の面積をできるだけ大きくしたい場合がある。その際、湾曲させた格子を複数枚面方向（この場合は曲面状の面方向）に並べるようにして湾曲したＧ２格子等を形成することも可能である。しかし、この場合は、複数枚の格子をμｍオーダーの誤差範囲内で精度良く並べることは必ずしも容易ではない。また、１枚のＧ２格子等を形成するために複数枚の格子が必要になるため、やはりＧ２格子等の製造コストが高くなるといった問題がある。
本発明は、上記の問題点を鑑みてなされたものであり、Ｘ線発生装置からコーンビーム状にＸ線を照射するＸ線タルボ撮影装置において、格子をできるだけ容易に製造可能で、しかも格子の製造コストをできるだけ抑制することが可能なＸ線タルボ撮影装置を提供することを目的とする。
前記の問題を解決するために、本発明のＸ線タルボ撮影装置は、
位相格子であるＧ１格子と、
吸収格子であるＧ２格子と、
Ｘ線を照射するＸ線発生装置と、
２次元状に配列された複数の変換素子を備え、前記Ｇ２格子上に形成されるモアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
を備え、
前記Ｇ２格子が、前記Ｇ１格子の自己像が像を結ぶ位置に配置されるＸ線タルボ撮影装置において、
前記Ｇ１格子および前記Ｇ２格子は、いずれも平面形状であり、
前記Ｇ１格子のスリットは、格子を形成する基板の面方向に垂直に形成されており、
前記Ｇ２格子のスリットは、前記Ｘ線発生装置の焦点からコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されていることを特徴とする。
また、本発明のＸ線タルボ撮影装置は、
位相格子であるＧ１格子と、
Ｘ線を照射するＸ線発生装置と、
２次元状に配列された複数の変換素子を備え、モアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
を備えるＸ線タルボ撮影装置において、
前記Ｇ１格子は、平面形状であり、かつ、前記Ｇ１格子のスリットは、格子を形成する基板の面方向に垂直に形成されており、
前記Ｘ線検出器は、照射されたＸ線を別の波長の電磁波に変換して前記変換素子に照射するシンチレーターを備えており、
前記Ｘ線検出器の前記シンチレーターは、平面形状に形成されており、前記Ｇ１格子の自己像が像を結ぶ位置に配置されており、かつ、シンチレーター素材と非シンチレーター素材とが面方向に交互に形成されていて、前記シンチレーター素材は、前記Ｘ線発生装置の焦点からコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されており、
前記Ｘ線検出器は、前記シンチレーター上に形成されるモアレ画像を撮影することを特徴とする。
本発明のような方式のＸ線タルボ撮影装置によれば、Ｘ線発生装置からコーンビーム状にＸ線を照射するＸ線タルボ撮影装置において、格子を容易に製造可能で、しかも格子の製造コストを抑制することが可能となる。
第１の実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置の全体構成を表す図である。 Ｇ０格子やＧ１格子、Ｇ２格子の概略平面図であり、直線状の複数のスリットが互いに平行になるように形成されている構成例を表す図である。 複数のスリットが升目状に形成されたＧ１格子やＧ２格子等の構成例を表す図である。 タルボ干渉計の原理を説明する図である。 スリットが格子を形成する基板の面方向に垂直に形成されているＧ２格子等を説明する図である。 Ｘ線がＧ１格子の格子を形成する基板の面方向に略垂直に入射して非スリット部の全長にわたって透過する場合を表す図である。 Ｘ線がＧ１格子に斜入する場合や入射角等を説明する図である。 値βとVisibility比Ｒとの関係を表すグラフである。 入射角αとＸ線の光軸中心Ｃａからの距離Ｌ１と焦点−Ｇ１間距離Ｒ１との関係を表す図である。 第１の実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置の構成を表す図である。 第１の実施形態に係るＧ２格子の製造方法の一例を説明する図である。 第１の実施形態に係るＧ２格子の製造方法の一例を説明する図である。 第１の実施形態に係るＧ２格子の製造方法の別の例を説明する図である。 第２の実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置の全体構成を表す図である。 第２の実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置の構成を表す図である。 シンチレーターの中央部にＸ線が入射した場合を表す図である。 シンチレーター素材が垂直に形成されたシンチレーターの周縁部にＸ線が斜入した場合を表す図である。 第２の実施形態でシンチレーターの周縁部にＸ線が斜入した場合を表す図である。 関節部分が撮影された微分位相画像の例、および画像中に撮影されている関節部分の軟骨を示す写真である。 Ｇ１格子やＧ２格子のスリットが格子を形成する基板の面方向に垂直に形成された従来のＸ線タルボ撮影装置の例を表す図である。 Ｇ１格子やＧ２格子のスリットがＸ線発生装置の焦点からコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成された従来のＸ線タルボ撮影装置の例を表す図である。 Ｇ１格子もＧ２格子もともに湾曲された従来のＸ線タルボ撮影装置の例を表す図である。 格子の周縁部で生じるケラレを説明する図である。 構成１の格子を複数枚積層して構成２の格子を形成することを表す図である。
以下、本発明に係るＸ線タルボ撮影装置の実施の形態について、図面を参照して説明する。
なお、以下では、後述する図１に示すように、Ｘ線タルボ撮影装置１が、上側に設けられたＸ線発生装置１１から下方の被写体Ｈに向けてＸ線を照射するように構成されている場合（いわゆる縦型の場合）について説明するが、これに限らず、後述する図４に示すようにＸ線を水平方向（いわゆる横型の場合）に照射するなど任意の方向に照射するように構成することも可能である。
［第１の実施の形態］
まず、本発明の第１の実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置について説明する。なお、以下では、Ｘ線タルボ撮影装置１が、後述する線源格子であるＧ０格子１２を備える場合、すなわちＸ線タルボ撮影装置１がタルボ・ロー干渉計を用いた装置である場合について説明するが、Ｘ線タルボ撮影装置がＧ０格子１２を備えない場合、すなわちＸ線タルボ撮影装置１がタルボ干渉計を用いた装置である場合についても同様に説明される。
［Ｘ線タルボ撮影装置の全体構成について］
図１は、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１の全体構成を表す図である。本実施形態では、Ｘ線タルボ撮影装置１は、Ｘ線発生装置１１と、線源格子（マルチスリット等ともいう。）であるＧ０格子１２と、被写体台１３と、Ｇ１格子（第１格子等ともいう。）１４と、Ｇ２格子（第２格子等ともいう。）１５と、Ｘ線検出器１６と、コントローラー２０とを備えている。
Ｘ線発生装置１１は、例えば回転陽極等を備える一般的なＸ線源を用いることが可能であり、本実施形態では、図１に示すように、Ｘ線発生装置１１は、焦点ＦからＸ線をコーンビーム状に照射するようになっている。また、Ｘ線発生装置１１の下方には、Ｇ０格子１２が配置されている。本実施形態では、Ｘ線発生装置１１の振動がＧ０格子１２に伝わらないようにするために、Ｇ０格子１２は、Ｘ線発生装置１１ではなく、取付用アーム１２ａを介して支柱１７に取り付けられているが、振動が伝わりにくくするために支柱を分ける程度でも良い。
本実施形態では、図２に示すように、Ｇ０格子１２や後述するＧ１格子１４、Ｇ２格子１５には、図中のｙ方向に延在する複数のスリットＳが、Ｘ線発生装置１１からのＸ線の照射方向であるｚ方向と直交するｘ方向に所定の格子周期ｄで配列されて形成されている。
なお、図２では、スリットＳを見やすくするために、格子全体の大きさに対してスリットＳの幅や格子周期ｄが非常に大きく表現されている。また、Ｇ１格子１４やＧ２格子１５等の構成等については後で詳しく説明する。また、以下では、図２に示したように、Ｇ１格子１４やＧ２格子１５等に直線状の複数のスリットＳが互いに平行になるように形成されている場合について説明するが、Ｇ１格子１４やＧ２格子１５等を、例えば図３に示すように複数のスリットＳが升目状に形成されるように構成することも可能である。
図１に示すように、本実施形態では、取付用アーム１２ａには、Ｇ０格子１２のほかに、Ｇ０格子１２を透過したＸ線の線質を変えるためのろ過フィルター（付加フィルターともいう。）１１２や、Ｘ線の照射野を絞るための照射野絞り１１３、Ｘ線の照射前に可視光を被写体Ｈに照射して位置合わせを行うための照射野ランプ１１４等が取り付けられている。また、Ｇ０格子１２等の周囲には、それらを保護するための第１のカバーユニット１２０が設けられている。
Ｘ線発生装置１１とＧ１格子１４との間には、被写体Ｈである患者の身体（手指の関節等の撮影部位）を載置するための被写体台１３が配置されている。なお、被写体Ｈの体動を防止するために被写体Ｈを固定する図示しない固定装置を被写体台１３上に配置することも可能である。また、被写体ＨをＸ線発生装置１１とＧ１格子１４との間に配置する代わりに（すなわち被写体台１３をＸ線発生装置１１とＧ１格子１４との間に設ける代わりに）、Ｇ１格子１４とＧ２格子１５との間に配置するように構成することも可能である。
本実施形態では、図１に示すように、被写体台１３の下方にＧ１格子１４およびＧ２格子１５が配置されており、Ｇ２格子１５の直下に、Ｘ線検出器１６が配置されている。本実施形態では、図示を省略するが、Ｘ線検出器１６は、２次元状に配列された複数の変換素子を備えており、後述するようにＧ２格子１５上に形成されるモアレ画像Ｍｏ（後述する図４参照）を撮影するようになっている。
そして、Ｘ線検出器１６は、撮影したモアレ画像Ｍｏの画像データ（すなわち変換素子ごとに得られたモアレ画像Ｍｏの画像データ）を撮影ごとにコントローラー２０に出力するようになっている。なお、撮影ごとに得られた各モアレ画像Ｍｏの画像データを、Ｘ線検出器１６の内部メモリーに一時的に保存しておき、一連の撮影が終了した後にコントローラー２０に出力するように構成することも可能である。
また、本実施形態では、Ｇ１格子１４やＧ２格子１５、Ｘ線検出器１６の周囲には、それらを患者の脚等から保護するための第２のカバーユニット１３０が配置されている。
なお、Ｘ線タルボ撮影装置１を、いわゆる縞走査法によりモアレ画像Ｍｏを複数枚撮影するように構成する場合には、よく知られているようにＧ１格子１４とＧ２格子１５とを相対的に図中のｘ方向に移動させながら撮影を行うことが必要になる。そのため、縞走査法を用いる場合には、Ｇ１格子１４やＧ２格子１５をｘ方向に移動させるための図示しない移動装置が設けられる。なお、縞走査法で撮影を行う際、Ｘ線タルボ撮影装置１が、線源格子であるＧ０格子１２を備える場合（すなわちタルボ・ロー干渉計を用いた装置である場合）には、Ｇ０格子１２を移動させるように構成することも可能である。
また、フーリエ変換法等を用いてモアレ画像Ｍｏを再構成して吸収画像や微分位相画像、小角散乱画像等を生成する場合、Ｘ線タルボ撮影装置１は１枚のモアレ画像Ｍｏを撮影するだけでよい。そのため、このように構成する場合には、上記の移動装置を設ける必要はない。
コントローラー２０は、本実施形態では、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピューターで構成されているが、このような汎用コンピューターではなく専用装置として構成することも可能である。
また、図１では図示を省略したが、コントローラー２０は、表示画面や、マウスやキーボード等の入力手段、ＨＤＤ（Hard Disk Drive）等で構成される記憶手段等の必要な部材を適宜備えている。また、コントローラー２０がＸ線タルボ撮影装置１のＸ線発生装置１１を制御する機能を兼ねるように構成してもよく、或いはＸ線発生装置１１の制御装置をコントローラー２０とは別個に設けるように構成することも可能である。
本実施形態では、コントローラー２０は、上記のようにしてＸ線検出器１６からモアレ画像Ｍｏの画像データが送信されてくると、それらを再構成して吸収画像や微分位相画像、小角散乱画像等の再構成画像を生成するようになっている。また、コントローラー２０から外部の画像処理装置にモアレ画像Ｍｏの画像データを転送して、外部の画像処理装置で、吸収画像や微分位相画像、小角散乱画像等の再構成画像を生成するように構成することも可能である。
［タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計の原理について］
ここで、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１に用いられているタルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計に共通する原理について説明する。図４に示すように、Ｘ線発生装置１１の焦点Ｆから照射されたＸ線（或いはＸ線発生装置１１の焦点Ｆから照射され、図示しないＧ０格子１２を透過して多光源化されたＸ線。以下同じ。）がＧ１格子１４を透過すると、透過したＸ線がｚ方向に一定の周期で像を結ぶ。この像を自己像といい、このように自己像がｚ方向に一定の周期で形成される現象をタルボ効果という。
なお、Ｇ１格子１４の自己像が像を結ぶｚ方向の位置は、Ｘ線のエネルギーにより異なる。通常、タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計では、設計エネルギーを設定し、その設計エネルギーのＸ線がＧ１格子１４の自己像を結ぶ位置を「Ｇ１格子１４の自己像が像を結ぶ位置」としている。
そして、Ｇ１格子１４の自己像が像を結ぶ位置にＧ１格子自己像とほぼ同じ周期を持つＧ２格子１５を配置すると、Ｇ２格子１５上にモアレ画像Ｍｏが現れる。
なお、図４では、モアレ画像ＭｏをＧ２格子１５上に記載すると図が分かりにくくなるため、モアレ画像ＭｏをＧ２格子１５から離れた位置に記載しているが、実際にはＧ２格子１５上およびＧ２格子１５の下流側でモアレ画像Ｍｏが形成される。また、図４では、後述するようにＸ線発生装置１１の焦点ＦとＧ１格子１４との間に存在する被写体Ｈの影響がモアレ画像Ｍｏ中に現れている場合が示されているが、被写体Ｈが存在しなければモアレ縞のみのモアレ画像Ｍｏが現れる。
また、Ｘ線発生装置１１の焦点ＦとＧ１格子１４間に被写体Ｈが存在すると、被写体ＨによってＸ線に位相差が生じるため、図４に示すようにモアレ画像Ｍｏ上のモアレ縞が被写体Ｈにより乱れる。そして、モアレ画像Ｍｏを画像処理することによってこのモアレ縞の乱れを検出し、被写体像を再構成して画像化（すなわち吸収画像や微分位相画像、小角散乱画像等の再構成画像の生成）することができる。これがタルボ干渉計の原理である。
なお、前述したように、被写体ＨをＧ１格子１４とＧ２格子１５との間に配置することも可能であり、その場合も、被写体Ｈを配置すると、モアレ画像Ｍｏ中に被写体Ｈの影響（すなわち被写体Ｈでのモアレ縞の乱れ）が現れ、被写体ＨをＸ線発生装置１１の焦点ＦとＧ１格子１４間に配置した場合（すなわち図４の場合）と同様のモアレ画像Ｍｏが得られる。
また、以上では、Ｇ１格子１４の自己像が像を結ぶ位置にＧ１格子自己像とほぼ同じ周期を持つＧ２格子１５を配置するとして説明したが、必ずしもＧ２格子１５を配置する位置はＧ１格子１４の自己像が像を結ぶ位置でなくてもよく、Ｇ１格子自己像とＧ２格子自己像との間で発現するモアレ縞のVisibilityが十分保たれている位置であればよい。
［Ｇ１格子やＧ２格子の構成等について］
以下、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１におけるＧ１格子１４やＧ２格子１５の構成等について説明する。また、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１の作用についてもあわせて説明する。
従来、Ｘ線タルボ撮影装置では、Ｇ１格子とＧ２格子とが互いに同じスリットの構造になるように形成されていた。すなわち、本願の図１６〜図１８や特許文献２の図１、図５、特許文献３の図４〜図６、特許文献４の図９、図１０等に示されているように、従来のＸ線タルボ撮影装置では、Ｇ１格子のスリットＳの構造として上記の構成１を採用する場合には、Ｇ２格子のスリットＳの構造も構成１が採用された。また、Ｇ１格子のスリットＳの構造として上記の構成２或いは構成３を採用する場合には、Ｇ２格子のスリットＳの構造も構成２或いは構成３が採用された。
このように、従来のＸ線タルボ撮影装置では、Ｇ１格子とＧ２格子とを同じスリットＳの構造とすることはいわば当たり前のごとく考えられていた。そして、このようにＧ１格子とＧ２格子とを同じスリットＳの構造とする理由としては、何らかの深い理由があるわけではなく、それらのスリットＳの構造を別の構造とすることに思い至らなかったため、或いは別の構造にする必然性が感じられなかったためと考えられる。
しかし、本発明者が、Ｘ線タルボ撮影装置に特有の問題である上記のケラレの問題（図１９参照）やVisibility等を踏まえてＧ１格子やＧ２格子のスリットＳの構造等について研究を重ねた結果、Ｇ１格子とＧ２格子のスリットＳの構造は、従来のように互いに同じ構造ではなく、別々の構造でもよいとの知見が得られた。以下、Ｇ１格子とＧ２格子のスリットＳの構造についてそれぞれ説明する。
なお、上記のVisibility（自己像の鮮明度）は、上記のようにして撮影されるモアレ画像Ｍｏ（図４参照）におけるモアレ縞（干渉縞）の振幅÷平均値として算出される。詳しい算出方法等については例えば特開２０１５−１５０１８５号公報等に記載されているので、そちらを参照されたい。
また、本実施形態のようにＸ線タルボ撮影装置１が線源格子であるＧ０格子１２（図１参照）を備えるように構成する場合、Ｇ０格子１２のスリットＳの構造については、上記の構成１〜構成３のいずれの構造とすることも可能である。すなわち平面形状としてよく、湾曲させてもよい。
すなわち、Ｇ１格子１４やＧ２格子１５に比べてＸ線発生装置１１の焦点Ｆに近い位置に配置されるため、本実施形態のようにＸ線発生装置１１からＸ線をコーンビーム状に照射する場合には、Ｇ０格子１２は小面積に形成することができる。そのため、例えばＧ０格子１２をシリコンウェハのように剛性が高い材質で形成し、その周縁部に力を加えるようにして湾曲させると、Ｇ０格子１２を設計通りに均一の曲率で湾曲させることができる。
そのため、Ｇ０格子１２のスリットＳの構造として湾曲した構成３の構造を採用することが可能である。前述したＸ線のケラレの問題を考慮する場合、Ｇ０格子１２は湾曲させた形状であることが好ましいが、Ｇ０格子１２でのケラレが撮影される画像に影響を与えない場合には、Ｇ０格子１２を平面形状とすることも可能である。
［Ｇ２格子のスリットＳの構造について］
まず、Ｇ２格子のスリットＳの構造について説明する。Ｇ２格子は、前述したように、Ｇ１格子の自己像との関係でモアレ画像Ｍｏ（図４参照）を形成するための吸収格子である。
そのため、図１６等に示した従来の場合のようにＧ２格子に溝を形成し、溝の部分をスリットＳとすることも可能であるが、Ｇ２格子でのＸ線の吸収効率を高めるために、例えば図５に示すようにＧ２格子にＸ線の遮蔽材Ｓｈを埋め込むように構成することが一般的である。すなわち、例えばシリコンウェハで形成されたＧ２格子に溝を形成し、Ｘ線の吸収率がＳｉよりも高いＡｕやＰｔ、Ｐｂ等の金属等からなる遮蔽材Ｓｈを溝に埋め込むようにしてＧ２格子を形成することが一般的である。
なお、Ｘ線が透過し易い部分をスリットＳと言う場合、上記のように溝に遮蔽材Ｓｈが埋め込まれたＧ２格子では、遮蔽材Ｓｈの部分（すなわち溝の部分）よりも遮蔽材Ｓｈが埋め込まれていないＳｉの部分の方がＸ線を透過し易くなる。そのため、図５に示したＧ２格子の場合には、遮蔽材Ｓｈが埋め込まれていない部分がスリットＳになり、遮蔽材Ｓｈの部分が非スリット部になる。なお、Ｇ２格子において溝に遮蔽材を埋め込まないＧ２格子の場合には（図１６等参照）、溝の部分の方がそれ以外の肉厚の部分よりもＸ線を透過し易いため、溝の部分がスリットＳになり、肉厚の部分が非スリット部になる。
一方、図５に示すように、Ｇ２格子のスリットＳの構造が上記の構成１のように形成されている場合、すなわちスリットＳが格子を形成する基板の面方向に垂直に（すなわちスリットＳが格子を形成する基板の面方向に垂直な方向に立設されるように）形成されている場合には、前述したように、Ｇ２格子の周縁部でＸ線のケラレ（図１９参照）が生じる可能性がある。
すなわち、Ｇ２格子の周縁部では、Ｘ線が格子を形成する基板の面方向に対して斜入するため、Ｘ線が遮蔽材Ｓｈで吸収されるＸ線の量は、ケラレが発生しないＧ２格子の中央部（すなわち入射するＸ線の光軸中心Ｃａの部分）で吸収されるＸ線の量よりも多くなる。そのため、Ｇ２格子の周縁部では、Ｘ線の透過率がＧ２格子の中央部に比べて低下する。
そのため、Ｇ２格子の下方に配置されたＸ線検出器１６で撮影されたモアレ画像Ｍｏから再構成された微分位相画像等の再構成画像においては、Ｇ２格子の中央部に対応する画像の中央部に比べて、Ｇ２格子の周縁部に対応する画像の周縁部でノイズが増加し、Ｓ／Ｎ比が低下する。
全格子を透過したＸ線の透過率Ｔと、VisibilityＶと、Ｇ２格子の各位置に対応する微分位相画像上の各画素におけるＳ／Ｎ比との間には、下記（１）式に示すように、Ｓ／Ｎ比が透過率Ｔの平方根（√）とVisibilityＶに比例する関係があることが知られている。
Ｓ／Ｎ比∝Ｔ１／２×Ｖ …（１）
そして、微分位相画像等の再構成画像を医療用（診断用等）に用いる場合に、例えば微分位相画像の中央部でのＳ／Ｎ比に対する周縁部でのＳ／Ｎ比の低下が２０％までであれば許容されるものとすると（すなわち中央部でのＳ／Ｎ比に対する周縁部でのＳ／Ｎ比の比が０．８以上であれば許容されるとすると）、上記の関係から、もしVisibilityＶが一定であるならば、Ｇ２格子の中央部でのＸ線の透過率Ｔに対する周縁部でのＸ線の透過率Ｔの比は０．８２＝０．６４すなわち６４％まで低下することが許容されることになる。
ここで、Ｘ線タルボ撮影装置１の標準的な構成として、Ｘ線発生装置１１の焦点ＦからＧ１格子１４までの距離（以下、焦点−Ｇ１間距離という。）Ｒ１を１１０７ｍｍ、Ｘ線発生装置１１の焦点ＦからＧ２格子１５までの距離（以下、焦点−Ｇ２間距離という。）Ｒ２を１３６４ｍｍ、Ｇ２格子の格子周期ｄ（図２参照）を５．３μｍとした系において、タングステンターゲットのＸ線管で管電圧が４０ｋＶでＸ線を照射する場合を考える。また、Ｇ２格子１５のスリットＳ（或いは遮蔽材Ｓｈ）の幅は周期ｄの１／２の場合を仮定する。
なお、この場合、Ｇ２格子のＸ線の吸収効率を十分なものとするために（すなわちＧ２格子でＸ線を十分に遮蔽するようにするために）、Ａｕ等の金属等からなる遮蔽材Ｓｈの高さ（厚さ）は１００μｍ程度が必要である。
そして、この系において、Ｇ２格子の中央部（すなわち入射するＸ線の光軸中心Ｃａの部分）からＸ線の照射方向に直交する方向（図５ではｘ方向）にどれだけ離れた位置で、Ｇ２格子の中央部でのＸ線の透過率Ｔに対するＸ線の透過率Ｔの比が６４％まで低下するかを調べるために、Ｇ２格子の中央部からの距離Ｌ２（すなわちＸ線の光軸中心Ｃａからの距離Ｌ２。図５参照）を変化させてシミュレーションを行うと、上記の系では、距離Ｌ２が２５ｍｍ（すなわち２．５ｃｍ）の所で上記の透過率Ｔの比が６４％になる。
VisibilityＶが一定であるならば、距離Ｌ２＝２５ｍｍで透過率Ｔが６４％、つまり、Ｓ／Ｎ比が０．８程度になるが、実際には、Ｇ２格子へのＸ線の斜入はVisibilityの向上という効果ももたらす。この効果を考慮すると、Ｓ／Ｎ比が０．８程度になるのは、距離Ｌ２が３０ｍｍ（すなわち３．０ｃｍ）の所になる。
すなわち、上記の系においてＧ２格子のスリットＳの構造として上記の構成１を採用し、微分位相画像等の再構成画像の中央部でのＳ／Ｎ比に対する周縁部でのＳ／Ｎ比の比が０．８以上となるようにするためには、微分位相画像等の再構成画像の大きさは３０ｍｍ×２＝６０ｍｍ角（すなわち６ｃｍ角）程度にしかできないことになる。しかし、これでは、微分位相画像等に撮影することができる被写体Ｈの範囲が６ｃｍ角程度の広さにしかならず、撮影される被写体Ｈの範囲が非常に限られた状態になる。
例えば、前述したように、Ｘ線タルボ撮影装置では、撮影したモアレ画像Ｍｏを再構成して得られた微分位相画像中に、吸収画像では撮影できない関節部分の軟骨等の軟部組織を撮影することが可能となるといった従来のＸ線撮影装置にはない特徴があるが、６ｃｍ角の微分位相画像等しか撮影できないとなると、せいぜい患者の手指の関節部分の軟骨等しか撮影できないことになる。すなわち、患者の膝や肘、肩等のより大きな関節部分の軟骨等の軟部組織を撮影することが困難になる。
そのため、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１では、Ｇ２格子１５のスリットＳの構造は、上記の構成１（すなわち格子を形成する基板の面方向に垂直な構成）ではなく、後述する図９に示すように、Ｘ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されるようになっている。
なお、図３に示したように複数のスリットＳが升目状に形成されている場合は、図３中の全てのスリットＳ（すなわち図中の縦方向のスリットＳも横方向のスリットＳも）内面がすべて焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行になっている必要があるが、図２に示したように直線状のスリットＳが互いに平行になるように形成されている場合は、直線状のスリットＳの内面が焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行になっていればよい。以下では、複数のスリットＳが平行に形成されている場合（すなわち図２の場合）について説明するが、図３に示したように複数のスリットＳが升目状に形成されている場合も同様に説明される。
このように形成すれば、上記の問題が生じる根本的な原因であるケラレの問題（図１９参照）がそもそも発生しないため、少なくとも微分位相画像等におけるＳ／Ｎ比の観点から見た場合に、上記のように撮影可能な微分位相画像等の面積が制限を受けることなく被写体Ｈの十分に広い範囲を撮影することが可能となる。
なお、上記のように、Ｇ２格子１５等の溝の部分に遮蔽材Ｓｈを埋め込むか否かで、溝の部分がスリットＳになったり、溝以外の部分がスリットＳになったりする。そこで、本発明では、上記と同様に、Ｇ２格子１５等においてＸ線が他の部分よりも透過し易い部分をスリットＳというものとする。
そして、本発明において「スリットＳが格子を形成する基板の面方向に垂直に形成されている」とは、例えば図５のＧ２格子１５の部分に示すように、スリットＳの互いに対向する内壁面Ｓａ、Ｓａがそれぞれ、格子を形成する基板の面方向に垂直な方向に延在する状態にスリットＳが形成されていることをいう。また、「スリットＳがＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されている」とは、例えば後述する図９のＧ２格子１５の部分に示すように、スリットＳの互いに対向する内壁面Ｓａ、Ｓａがそれぞれ、Ｘ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行な方向に延在する状態にスリットＳが形成されていることをいう。
なお、上記のように「スリットＳがＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されている」という場合、スリットＳがコーンビーム状に照射されるＸ線に必ずしも完全に平行である必要はなく、少なくとも入射するＸ線に対してケラレの問題が生じない状態において平行であればよい。
また、上記のようにＧ２格子１５のスリットＳをＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成する方法としては、前述したように、上記の構成２（図１７参照）のようにＧ２格子１５を平面形状とする方法と、上記の構成３（図１８参照）のように構成１のように形成したＧ２格子１５を湾曲させる方法とがある。そして、本実施形態ではＧ２格子１５は平面形状とされているが、この点についてはＧ１格子１４のスリットＳの構造について説明した後で説明する。
［Ｇ１格子のスリットＳの構造について］
次に、Ｇ１格子のスリットＳの構造について説明する。Ｇ１格子は、Ｇ１格子に入射するＸ線のうち、スリットＳを透過したＸ線と非スリット部を透過したＸ線との間に位相差を生じさせて、透過したＸ線が自己像を結ぶようにするための位相格子である。
そのため、上記のＧ２格子の場合には吸収格子でありＸ線を十分に吸収させるために非スリット部である遮蔽材Ｓｈの高さ（厚さ）は１００μｍとされたが、Ｇ１格子の場合、非スリット部の高さ（厚さ）はそれより低くてもよい。なお、以下のシミュレーションでは、図５に示した系において、Ｇ１格子を、２８ｋｅＶでの設計でπ／２型の位相格子とし、その高さを１８μｍ、格子周期ｓを４．３μｍ、スリットＳの幅は格子周期sの１／２とする。
そして、Ｇ１格子の場合も、Ｇ１格子に対してＸ線が斜入する際に影響が生じる。Ｇ１格子では、スリットＳ（図５参照）を透過するＸ線と非スリット部を透過するＸ線との間で位相差が生じる。その際、例えば上記のπ／２型の位相格子の場合、図６Ａに示すように、Ｘ線がＧ１格子を形成する基板の面方向に略垂直に入射して非スリット部Ａの全長にわたって透過する場合には、非スリット部Ａを透過したＸ線とスリットＳを透過したＸ線との間にπ／２ラジアンの位相差が生じる。
しかし、図６Ｂに示すように、Ｇ１格子に対してＸ線が斜入する場合、Ｘ線が非スリット部Ａを透過する距離が図６Ａの場合よりも短くなるため、非スリット部Ａを透過したＸ線とスリットＳを透過したＸ線との間に生じる位相差が小さくなり、設計エネルギーからのずれが発生するという現象が生じる。そして、このような現象が生じる結果、前述したVisibility（自己像の鮮明度）が低下するという問題が発生する。
ここで、上記の系において、Ｇ１格子に対するＸ線の入射角α（図６Ｂ参照）を変化させた場合に、Visibilityと、下記（２）式に従って算出される値βとがどのように変化するかをプロットした結果を図７に示す。
β＝（ｈ／ｄ）×tanα …（２）
なお、上記（２）式において、ｄはＧ１格子の格子周期（図２や図６Ｂ参照）、ｈはＧ１格子の高さ（すなわち非スリット部Ａの高さ）を表し、ｈ／ｄはＧ１格子のアスペクト比を表す。また、図７は、値βを横軸にとり、算出したVisibilityを、入射角αが０°の場合（すなわちＸ線がＧ１格子に垂直に入射した場合）のVisibilityで割った値（すなわちβが０の場合のVisibilityを１とした場合のVisibilityの相対値、以下、Visibility比という。）Ｒを縦軸にとったグラフである。
図７においても、値βが大きくなるほど、すなわちＧ１格子に対するＸ線の入射角αが大きくなるほど（すなわちＧ１格子に対するＸ線の斜入の度合いが大きくなるほど）、Visibilityが低下するといった前述した結果が得られている。そして、Visibilityが低下するほど、撮影されたモアレ画像Ｍｏが再構成されて生成された微分位相画像等の再構成画像においてノイズが増加し、画像のＳ／Ｎ比が低下する。
そして、本実施形態のようにＸ線がＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射される場合（図５参照）、Ｇ１格子を形成する基板の面方向のＸ線の光軸中心Ｃａからの距離Ｌ１が大きくなるほど（すなわち光軸中心Ｃａから離れ、周縁部に向かうほど）Ｘ線の入射角αは大きくなり、上記の値βも大きくなる。そして、図７に示したように、値βが大きくなるほど微分位相画像等の再構成画像でノイズが増加し、画像のＳ／Ｎ比が低下する。そのため、この場合のノイズ（すなわちＧ１格子起因のノイズ）も、微分位相画像等の周縁部の方が中央部よりも大きくなり、微分位相画像等の周縁部の方が中央部よりもＳ／Ｎ比が低下する。なお、Ｇ１格子１４はＧ２格子１５に比べると高さも低いため、斜入による透過率の変化は無視できる程度である。
Ｇ１格子起因のノイズ（すなわちVisibilityに関するノイズ）は、前述したように、理論上、Visibilityに反比例するため、Ｓ／Ｎ比はVisibilityに比例する。そして、上記のＧ２格子起因のノイズの場合と同様に、例えば微分位相画像の中央部でのＳ／Ｎ比に対する周縁部でのＳ／Ｎ比の低下が２０％までであれば許容されるものとすると（すなわち上記のVisibility比Ｒが０．８以上であれば許容されるとすると）、図７のグラフから、上記の値βは０．５以下であればよいことになる。
一方、図８に示すように、入射角αと、Ｇ１格子を形成する基板の面方向のＸ線の光軸中心Ｃａからの距離Ｌ１と、焦点−Ｇ１間距離Ｒ１との間には、
tanα＝Ｌ１／Ｒ１ …（３）
の関係が成り立っている。そして、これを上記（２）式に代入すると、
β＝（ｈ／ｄ）×tanα
＝（ｈ／ｄ）×（Ｌ１／Ｒ１） …（４）
となる。
このように表される値βが、上記のように０．５以下になるためには、
β＝（ｈ／ｄ）×（Ｌ１／Ｒ１）≦０．５ …（５）
と表される。そして、上記の系では、ｈ＝１８μｍ、ｄ＝４．３μｍ、Ｒ１＝１１０７ｍｍであるから、これらを上記（５）式に代入すると、
（１８／４．３）×（Ｌ１／１１０７ｍｍ）≦０．５
Ｌ１≦１１０７ｍｍ÷（１８／４．３）×０．５
∴Ｌ１≦１３２．２３ｍｍ
となる。
なお、図５から分かるように、上記のＲ１、Ｒ２およびＬ１、Ｌ２には、
Ｌ１／Ｒ１＝Ｌ２／Ｒ２ …（６）
の関係があるため、上記のようにＧ１格子１４上でＬ１≦１３２．２３ｍｍが成り立つとすれば、Ｇ２格子１５上では、
Ｌ２＝Ｌ１×Ｒ２／Ｒ１
≦１３２．２３ｍｍ×１３６４ｍｍ／１１０７ｍｍ
∴Ｌ２≦１６２．９２ｍｍ
が成り立つ。
また、Ｇ０格子を備えるＸ線タルボ撮影装置の場合には、Ｇ０格子とＸ線発生装置１１の焦点Ｆの間の距離（１００ｍｍと仮定）を考慮すると、Ｒ２＝１３６４＋１００＝１４６４ｍｍとなるため、
Ｌ２≦１７４．８７ｍｍ
となる。なお、以下ではＧ０格子を備えない場合について説明するが、Ｇ０格子を備える場合も同様に説明される。
このように、上記の系において、Ｇ１格子起因のノイズについて見た場合、微分位相画像等の再構成画像の中央部でのＳ／Ｎ比に対する周縁部でのＳ／Ｎ比の比が０．８以上となるようにするためには、微分位相画像等の再構成画像の大きさは約１６３ｍｍ×２＝約３２６ｍｍ角（すなわち約３３ｃｍ角）程度にすることが可能となり、撮影される被写体Ｈの範囲を十分に広くとることが可能となる。
このように、Ｇ１格子の場合には、前述したＧ２格子の場合とは異なり、スリットＳを格子を形成する基板の面方向に対して斜めに形成する上記の構成２（図１７参照）としたり、格子を湾曲させる構成３（図１８参照）とする必要はなく、すなわちスリットＳをＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行な構成とする必要はなく、最も単純な構成である上記の構成１（すなわち格子を形成する基板の面方向に垂直な構成）を採用することができる。しかも、Ｇ１格子を平面形状に形成することができる。
そのため、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１では、Ｇ１格子１４は平面形状とされており、しかも、Ｇ１格子１４のスリットＳの構造は上記の構成１（すなわち格子を形成する基板の面方向に垂直な構成）とされている。
そして、このように形成すれば、上記のように、撮影される微分位相画像等の再構成画像が３３ｃｍ角程度までであれば、Ｇ１格子に起因するノイズ（すなわちVisibilityに関するノイズ）の大きさを問題にならない程度（例えば２０％まで）に抑制することが可能となる。
なお、Ｇ１格子１４においても、前述したＧ２格子１５の場合と同様に、格子の溝（図５等におけるＧ１格子のスリットＳの部分）にＡｕ等の重金属等を埋め込むように構成することも可能である。この場合、ＳｉやＡｌ等からなる基板に形成された溝にＡｕ等の重金属等を埋め込むことで、ＳｉやＡｌ等の部分を透過したＸ線と重金属等の部分を透過したＸ線との間で位相差が生じるようになる。
そして、このように構成すると、Ｇ１格子１４の溝に重金属等を埋め込まない場合に比べてＧ１格子１４をより薄くする（すなわちＧ１格子１４の高さをより小さくする）ことが可能となる。例えば、Ｓｉ基板に形成された溝にＡｕを埋め込むように構成し、２８ｋｅＶ設計の場合、Ａｕの高さは３．３μｍ程度あればよい。この場合、β≪０．５となるため、撮影される微分位相画像等の再構成画像を上記の３３ｃｍ角程度よりもさらに大きくすることが可能となる。
［Ｇ２格子を平面形状とすることについて］
以上のように、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１では、Ｇ１格子１４のスリットＳは、格子を形成する基板の面方向に垂直に形成される（すなわち上記の構成１）のに対し、Ｇ２格子１５のスリットＳは、Ｘ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されるようになっている（後述する図９参照）。
ところで、このように、Ｇ２格子１５のスリットＳをＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成する方法としては、上記の構成２（図１７参照）のようにＧ２格子１５を平面形状とする方法と、上記の構成３（図１８参照）のように構成１のように形成したＧ２格子１５を湾曲させる方法とがある。
そして、本実施形態のようにＧ１格子を上記の構成１とし、Ｇ２格子を湾曲させた構成とする組み合わせ（すなわちＧ１格子を図１６の構成１としＧ２構成を図１８の構成３とする組み合わせ）のＸ線タルボ撮影装置は特開２０１２−２３５９１９号公報に記載されている。しかし、この構成には種々の解決されるべき点があり、本実施形態では採用されない。
すなわち、上記の構成では、Ｇ２格子の中央部でのＧ１格子との距離と、Ｇ２格子の周縁部でのＧ１格子との距離とが異なるため、Ｇ２格子上に形成されるＧ１格子の自己像の周期が中央部と周縁部で異なるようになる。そのため、Ｇ２格子の中央部に形成されるモアレ画像Ｍｏのモアレ縞（干渉縞）は周期が大きいのに対し、Ｇ２格子の周縁部では、モアレ縞の周期が小さくなり非常に密な状態になる。
そして、モアレ縞の周期が大きくモアレ縞が十分に広がっている場合には、Ｘ線検出器１６（図１等参照）の鮮鋭性（分解能、解像度）の影響を受けずにＸ線検出器１６でモアレ縞を的確に撮影することができるが、モアレ縞の周期が小さくモアレ縞が非常に密な状態である場合には、Ｘ線検出器１６の鮮鋭性の影響で、モアレ縞を的確に撮影できなくなる。
すなわち、モアレ縞が非常に密になり、Ｘ線検出器１６の１画素（すなわち１つの変換素子）内に複数本のモアレ縞が発現するようになると、Ｘ線検出器１６ではそれらを１本ずつ区別して検出することが不可能になる。そのため、Ｘ線タルボ撮影装置で撮影されるモアレ画像Ｍｏで前述したVisibility（自己像の鮮明度）の低下が顕著になり、そのようなモアレ画像Ｍｏを再構成して生成される微分位相画像等の再構成画像の画質が著しく低下する場合がある。
前述した特開２０１２−２３５９１９号公報では、このような問題が生じることを防止するために、Ｇ１格子の自己像の周期と湾曲したＧ２格子の格子周期とが一致するようにＧ２格子の格子周期を格子を形成する基板の面方向内で変化させることが記載されている。しかし、Ｇ１格子の自己像の周期と湾曲したＧ２格子の格子周期とを一致させるためには、Ｇ２格子の数千〜数万本のスリットＳの格子周期を０．１μｍ以下のオーダーで変化させることが必要になるが、このように構成することは、実際上、非常に困難であると考えられる。
また、前述したように、Ｘ線タルボ撮影装置１を、いわゆる縞走査法によりモアレ画像Ｍｏを複数枚撮影するように構成することが可能である。そして、このように構成する場合、通常、Ｇ１格子（或いはＧ２格子）を複数回（例えば３回から６回程度）移動させて１周期分移動させるように構成され、Ｇ１格子等を１回移動させるごとにモアレ画像Ｍｏを撮影するようにしてモアレ画像Ｍｏを複数枚撮影するように構成される。
そして、Ｇ２格子に形成されるモアレ縞の周期が中央部でも周縁部でも同じ周期である場合でも、Ｇ１格子等を移動させる際の移動誤差等によって、撮影されたモアレ画像Ｍｏを再構成して生成される微分位相画像等の再構成画像中に、モアレ縞に起因するムラが発生するが、上記のように、Ｇ２格子の中央部に形成されるモアレ縞と周縁部に形成されるモアレ縞の周期が異なる場合には、微分位相画像等の再構成画像中でのモアレ縞に起因するムラの影響が大きくなり、微分位相画像等の画質が低下するという問題も発生し得る。
以上のような種々の問題を回避するため、本実施形態にＸ線タルボ撮影装置１では、Ｇ２格子１５を湾曲させた構成とせず、図９に示すように、Ｇ１格子１４と同様に、Ｇ２格子１５も平面形状とされている。そして、前述したように、Ｇ１格子１４のスリットＳは、格子を形成する基板の面方向に垂直に形成されるのに対し、Ｇ２格子１５のスリットＳは、Ｘ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されるようになっている。
なお、図９では記載されていないが、Ｇ１格子１４において格子の溝（Ｇ１格子１４のスリットＳの部分）にＡｕ等の重金属等を埋め込むように構成することが可能であることは前述した通りである。
［効果］
以上のように、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１では、図９に示したように、Ｇ１格子１４とＧ２格子１５はいずれも平面形状であり、Ｇ１格子１４のスリットＳは、格子を形成する基板の面方向に垂直に形成されているのに対し、Ｇ２格子１５のスリットＳは、Ｘ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されている。
例えば、シリコンウェハ等の剛性が高い材質でＧ１格子１４を形成した場合、前述したようにＧ１格子１４を湾曲させることは必ずしも容易でないが、本実施形態では、Ｇ１格子１４は平面形状とされるため、このような困難性は回避され、Ｇ１格子１４を容易に製造することが可能となる。
また、前述したように、シリコンウェハ等の材質で形成されたＧ１格子１４に、スリットＳを格子を形成する基板の面方向に対して斜めに（すなわちＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に）形成することは必ずしも容易ではないが、本実施形態では、Ｇ１格子１４のスリットＳを格子を形成する基板の面方向に垂直に形成することができるため、このような困難性は回避され、Ｇ１格子１４を容易に製造することが可能となる。
そして、Ｇ１格子１４を製造する際に、高価な特殊な製造装置を用いる必要はなく、また、複数枚の格子を積層して（図２０参照）Ｇ１格子１４を製造する必要もないため、Ｇ１格子１４を安価に製造することが可能となり、格子の製造コストを抑制することが可能となる。
また、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１では、Ｇ２格子１５については、スリットＳを、Ｘ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成しなければならないため、スリットＳを格子を形成する基板の面方向に対して斜めに形成したり、或いは複数枚の格子を積層する等しなければならないが、Ｇ２格子１５を平面形状に形成することができる。
そのため、上記のように格子を湾曲させる際の困難性は回避される。また、前述したように、湾曲したＧ２格子１５の面積を広げる際、例えば、湾曲させた格子を面方向に複数枚並べるように構成することも可能であるが、湾曲した複数枚の格子をμｍオーダーの誤差範囲内で精度良く並べることは必ずしも容易ではない。しかし、本実施形態では、Ｇ２格子１５を湾曲させず平面形状とするため、このような困難性も回避される。
そのため、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１では、このようにＧ２格子１５を湾曲させる必要がなく、平面形状に形成するため、Ｇ２格子１５を湾曲させる上記の場合に比べて、Ｇ２格子１５をより容易に製造することが可能となる。
そして、Ｘ線タルボ撮影装置１を上記のように構成することで、従来の装置では発生する可能性があったＧ２格子１５でのＸ線のケラレの問題が生じることを的確に回避することが可能となる。また、Ｇ２格子１５を湾曲させる場合には、上記のようにＧ２格子の中央部ではモアレ縞が周期が大きく、Ｇ２格子の周縁部ではモアレ縞の周期が小さくなり非常に密な状態になる現象等が発生し得るが、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１ではこのような現象が発生することなく適切なモアレ画像Ｍｏを撮影することが可能となり、そのようなモアレ画像Ｍｏに基づいて微分位相画像等の再構成画像を適切に生成することが可能となる。
［Ｇ２格子の製造方法について］
なお、Ｇ２格子１５のスリットＳを、図９に示したようにＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成する場合、前述したように、Ｇ２格子１５の基板にスリットＳを斜めに形成したり、或いは図２０に示したように構成１の格子を複数枚積層するようにしてＧ２格子１５を形成することが可能である。
また、前述した特許文献２では、スリットＳとなる部材のシートと遮蔽材Ｓｈのシートとを交互に積層して積層体を形成し、積層体をプレスする等した後、積層体を所定の厚さでスライスすることで、上記の構成１の、スリットＳと遮蔽材Ｓｈとが面方向に交互に並んだＧ２格子（例えば図５参照）を形成することが記載されている。
そこで、これを応用して、例えば、図１０Ａに示すように、スリットＳとなる部材のシートと遮蔽材Ｓｈのシートとを交互に積層して形成した積層体Ｂを、押圧面が傾斜したプレス板Ｐでプレスしたり、或いは、積層体Ｂの図中上側の部分に対する押圧力が図中下側の部分に対する押圧力より強くなるようにプレスする等して、積層体Ｂを図１０Ｂに示すような台形柱状の形状にする。
そして、図１０Ｂに示すように、このような積層体Ｂを所定の厚さ（すなわちＧ２格子１５の所定の高さ）でスライスして平面形状に切り出すことで、スリットＳが斜めに形成された（すなわちＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成された）Ｇ２格子１５を形成することも可能である。
また、例えば図１１に示すように、スリットＳとなる部材のシートと遮蔽材Ｓｈのシートとを交互に巻き付けていき、固める等した後、所定の厚さ（すなわちＧ２格子１５の所定の高さ）でスライスして平面形状に切り出すことで、スリットＳが斜めに形成された（すなわちＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成された）Ｇ２格子１５を形成することも可能である。
なお、図１１では、スリットＳとなる部材のシートと遮蔽材Ｓｈのシートとを交互に巻き付ける際、断面形状が円形状になるように巻き付ける場合を示したが、断面形状が楕円状等になるように巻き付けるように構成することも可能であり、Ｇ２格子１５を適切に製造することができるように巻き付けられる。
［第２の実施の形態］
ところで、上記の第１の実施形態では、Ｘ線タルボ撮影装置１がＧ１格子１４とＧ２格子１５とＸ線検出器１６とを備える場合について説明した（図１や図９等参照）。しかし、Ｘ線検出器１６のシンチレーターにＧ２格子の機能を持たせるように構成し、Ｇ２格子を備えないように構成することも可能である。第２の実施形態では、このように構成されたＸ線タルボ撮影装置１＊について説明する。
なお、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１＊において、第１の実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１における機能と同じ機能を有する部材等については、第１の実施形態で付した符号と同じ符号を付して説明する。
図１２は、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１＊の全体構成を表す図である。本実施形態においても、Ｘ線タルボ撮影装置１＊は、Ｘ線発生装置１１や、Ｇ０格子１２（設けなくてもよい。）、被写体台１３、位相格子であるＧ１格子１４、Ｘ線検出器１６、コントローラー２０等を備えているが、前述したようにＧ２格子は設けられていない。
図１３に示すように、本実施形態においても、第１の実施形態と同様に、Ｇ１格子１４は平面形状とされており、スリットＳは格子を形成する基板の面方向に垂直に形成されている。そして、本実施形態では、Ｇ２格子の代わりに、Ｘ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂが、Ｇ１格子１４の自己像が像を結ぶ位置に配置されている。なお、シンチレーター１６Ｂは、照射されたＸ線を可視光等の別の波長の電磁波に変換して変換素子１６Ａに照射する。また、変換素子１６Ａは、図１３では図中のｘｙ平面内に２次元状に複数配列されている。
そして、本実施形態では、Ｇ２格子を設けない代わりに、上記のように、Ｘ線検出器１６が備えているシンチレーター１６Ｂに第１の実施形態で説明したＧ２格子の機能を持たせるようになっている。
具体的には、本実施形態では、図１３に示すように、Ｘ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂは、Ｘ線検出器の通常のシンチレーターと同様に平面形状とされる。これは、第１の実施形態においてＧ２格子１５が平面形状とされることに対応している。
また、Ｘ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂでは、第１の実施形態におけるＧ２格子１５のスリットＳや遮蔽材Ｓｈ（図９参照）と同様に、例えばＧｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ等の母体内に発光中心物質が付活された蛍光体等で形成されるシンチレーター素材Ｓｃと、例えばＰＥＴ（polyethylene terephthalate）等で形成される非シンチレーター素材Ｓｎとが面方向に交互に形成されている。そして、上記のように、シンチレーター１６Ｂに第１の実施形態で説明したＧ２格子の機能を持たせるために、本実施形態では、Ｇ１格子１４には複数のスリットＳ（図２等参照）が、Ｘ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂにはシンチレーター素材Ｓｃが、互いに平行になるように形成されている。
そして、本実施形態では、シンチレーター素材Ｓｃや非シンチレーター素材Ｓｎは、Ｘ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されている。これは、第１の実施形態においてＧ２格子１５のスリットＳがＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されることに対応している。なお、シンチレーター素材Ｓｃの部分では、入射したＸ線が可視光等の別の波長の電磁波に変換されて図中下方の変換素子１６Ａに照射されるが、非シンチレーター素材Ｓｎの部分では、Ｘ線は電磁波に変換されずに素通りする。
このように構成すると、シンチレーター１６Ｂが、第１の実施形態におけるＧ２格子１５のように機能する。すなわち、上記の［タルボ干渉計やタルボ・ロー干渉計の原理について］において説明した場合と同様に、シンチレーター１６Ｂ上にモアレ画像Ｍｏが現れるようになる。
すなわち、シンチレーター１６Ｂのシンチレーター素材ＳｃでＸ線から変換された電磁波のシンチレーター面内での強度分布が、図４に示したモアレ縞を有するモアレ画像Ｍｏのような分布になるように発光する。そのため、各変換素子１６Ａでそれを検出することで、本実施形態では、Ｘ線検出器１６でシンチレーター１６Ｂ上に形成されるモアレ画像Ｍｏを撮影することができる。
そのため、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１＊においても、第１の実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１と同様の有益な効果を得ることが可能となる。特に、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１＊は、構造が比較的簡単なＧ１格子１４を備えるが、構造がより複雑なＧ２格子１５を備えないため、格子を容易に製造することが可能であり、かつ、格子の製造コストを抑制することが可能となる。
なお、第１の実施形態において、Ｇ２格子１５のスリットＳをＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成する理由は、前述したようにケラレの問題が生じないようにするためであるが、本実施形態に係るＸ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂで、シンチレーター素材Ｓｃ等をＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成する理由は、同じ線量のＸ線が入射した場合に、Ｘ線が斜入するシンチレーター１６Ｂの周縁部での発光強度を、シンチレーター１６Ｂの中央部での発光強度と同じにするためである。
すなわち、図１４Ａに示すように、シンチレーター１６Ｂの中央部ではＸ線がシンチレーター面に略垂直に入射するため、Ｘ線がシンチレーター素材Ｓｃを入射する際、Ｘ線がシンチレーター素材Ｓｃの全部を透過する状態になる。それに対し、例えば図１４Ｂに示すように、シンチレーター素材Ｓｃがシンチレーター面に垂直に形成されている場合、シンチレーターの周縁部でＸ線が斜入すると、Ｘ線がシンチレーター素材Ｓｃの一部のみを透過する状態になり、図１４Ａの場合と同じ線量のＸ線が入射したとしても、図１４Ｂの場合にはシンチレーター素材Ｓｃでの発光量が少なくなってしまう。
また、さらに、Ｘ線の入射角が大きくなると、入射したＸ線が複数のシンチレータ−素材Ｓｃを透過することとなるが、その場合は、Visibilityの低下を招くこととなる。
しかし、図１４Ｃに示す本実施形態の場合のように、シンチレーター素材ＳｃがＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されていると、シンチレーター１６Ｂの周縁部でＸ線が斜入しても、Ｘ線がシンチレーター素材Ｓｃの全部を透過する状態になる。
なお、この場合、図１４Ｃの場合の方が、図１４Ａの場合よりもＸ線がシンチレーター素材Ｓｃ内を透過する距離が長くなり、一見、シンチレーター素材Ｓｃでの発光量が大きくなるように見える。しかし、図１４Ｃに示すようにシンチレーター１６Ｂの周縁部でシンチレーター素材Ｓｃが斜めになっていても、図１４Ａに示したシンチレーター１６Ｂの中央部のシンチレーター素材Ｓｃと断面積は同じであり、これらの断面積中に含まれる発光中心物質の量は同じである。
そのため、図１４Ｃに示したように斜入したＸ線がシンチレーター素材Ｓｃの全部を透過する際の発光量は、図１４Ａに示したようにシンチレーター面に略垂直に入射したＸ線がシンチレーター素材Ｓｃの全部を透過する際の発光量と同じになる。そのため、本実施形態のように、Ｘ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂを、シンチレーター素材ＳｃがＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成することで、同じ線量のＸ線が入射した場合に、Ｘ線が斜入するシンチレーター１６Ｂの周縁部での発光強度を、シンチレーター１６Ｂの中央部での発光強度と同じにすることが可能となる。
そして、第１の実施形態において、Ｇ２格子１５のスリットＳをＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成する理由は、ケラレの問題が生じないようにするためであるが、これも、結局のところ、Ｇ２格子１５に同じ線量のＸ線が入射した場合に、Ｇ２格子１５の周縁部で検出される信号値と中央部で検出される信号値を同じ値にするということであるから、本実施形態においてシンチレーター素材ＳｃがＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成することと目的は同じである。
なお、本実施形態に係るＸ線検出器１６のシンチレーター１６Ｂの製造方法、すなわちシンチレーター素材Ｓｃと非シンチレーター素材Ｓｎとを面方向に交互に形成し、かつ、シンチレーター素材Ｓｃや非シンチレーター素材ＳｎをＸ線発生装置１１の焦点Ｆからコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成したシンチレーター１６Ｂの製造方法は、例えば図１０Ａ、図１０Ｂや図１１に示した製造方法を採用することができる。なお、その場合、図１０Ａ、図１０Ｂや図１１におけるスリットＳとなる部材のシートと遮蔽材Ｓｈのシートは、シンチレーター素材Ｓｃのシートと非シンチレーター素材Ｓｎのシートに読み替えられる。
また、本実施形態に係るＸ線タルボ撮影装置１＊において縞走査法を実施する場合、Ｘ線検出器１６内でシンチレーター１６Ｂを移動させることは、通常、不可能であり、また、比較的重量が重いＸ線検出器１６自体を移動させることも困難であるため、本実施形態においては、Ｇ１格子１４を面方向に移動させながらモアレ画像Ｍｏを複数枚撮影するように構成することが望ましい。
さらに、上記では、シンチレーター素材ＳｃをＧｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ等の母体内に発光中心物質が付活された蛍光体で形成し、非シンチレーター素材ＳｎをＰＥＴで形成する場合について説明したが、本実施形態で説明した機能を奏することができるものであれば、これら以外の材料で形成することも可能であり、適宜の材料が選択される。
なお、本発明が上記の各実施形態等に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない限り、適宜変更可能であることは言うまでもない。
放射線画像撮影を行う分野（特に医療分野）において利用可能性がある。
１、１＊ Ｘ線タルボ撮影装置
１１ Ｘ線発生装置
１２ Ｇ０格子
１４ Ｇ１格子
１５ Ｇ２格子
１６ Ｘ線検出器
１６Ａ 変換素子
１６Ｂ シンチレーター
Ｆ Ｘ線発生装置の焦点
Ｍｏ モアレ画像
Ｓ スリット
Ｓｃ シンチレーター素材
Ｓｎ 非シンチレーター素材

Claims (7)

  1. Ｘ線タルボ撮影装置は以下を有する
    位相格子であるＧ１格子と、
    吸収格子であるＧ２格子と、
    Ｘ線を照射するＸ線発生装置と、
    複数の変換素子を備え、モアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
    を備え、
    前記Ｇ１格子および前記Ｇ２格子は、いずれも平面形状であり、
    前記Ｇ１格子のスリットは、格子を形成する基板の面方向に垂直に形成されており、
    前記Ｇ２格子のスリットは、前記Ｘ線発生装置の焦点からコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されていることを特徴とするＸ線タルボ撮影装置。
  2. Ｘ線タルボ撮影装置は以下を有する
    位相格子であるＧ１格子と、
    Ｘ線を照射するＸ線発生装置と、
    複数の変換素子を備え、モアレ画像を撮影するＸ線検出器と、
    を備え、
    前記Ｇ１格子は、平面形状であり、かつ、前記Ｇ１格子のスリットは、格子を形成する基板の面方向に垂直に形成されており、
    前記Ｘ線検出器は、照射されたＸ線を別の波長の電磁波に変換して前記変換素子に照射するシンチレーターを備えており、
    前記Ｘ線検出器の前記シンチレーターは、平面形状に形成されており、前記Ｇ１格子の自己像が像を結ぶ位置に配置されており、かつ、シンチレーター素材と非シンチレーター素材とが面方向に交互に形成されていて、前記シンチレーター素材は、前記Ｘ線発生装置の焦点からコーンビーム状に照射されるＸ線に平行に形成されており、
    前記Ｘ線検出器は、前記シンチレーター上に形成されるモアレ画像を撮影することを特徴とするＸ線タルボ撮影装置。
  3. 前記Ｇ１格子および前記Ｇ２格子には、直線状の複数の前記スリットが互いに平行になるように形成されていることを特徴とする請求項１に記載のＸ線タルボ撮影装置。
  4. 前記Ｇ１格子には直線状の複数の前記スリットが、前記シンチレーターには前記シンチレーター素材が、互いに平行になるように形成されていることを特徴とする請求項２に記載のＸ線タルボ撮影装置。
  5. 前記Ｇ１格子および前記Ｇ２格子には、複数の前記スリットが升目状に形成されていることを特徴とする請求項１に記載のＸ線タルボ撮影装置。
  6. さらに、線源格子であるＧ０格子を備えることを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか一項に記載のＸ線タルボ撮影装置。
  7. 前記Ｇ１格子を面方向に移動させて、縞走査法により前記モアレ画像を複数枚撮影することを特徴とする請求項１から請求項６のいずれか一項に記載のＸ線タルボ撮影装置。
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Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6780592B2 (ja) 2017-06-22 2020-11-04 株式会社島津製作所 Ｘ線位相差イメージング装置

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010253194A (ja) * 2009-04-28 2010-11-11 Fujifilm Corp 放射線位相画像撮影装置
JP2012150144A (ja) * 2011-01-17 2012-08-09 Fujifilm Corp 放射線画像撮影用グリッド、放射線画像検出器、放射線画像撮影システム及び放射線画像撮影用グリッドの製造方法。
JP2012235919A (ja) * 2011-05-12 2012-12-06 Canon Inc Ｘ線撮像装置
JP2015198765A (ja) * 2014-04-08 2015-11-12 コニカミノルタ株式会社 診断提供用医用画像システム

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102006037256B4 (de) 2006-02-01 2017-03-30 Paul Scherer Institut Fokus-Detektor-Anordnung einer Röntgenapparatur zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Phasenkontrastaufnahmen sowie Röntgensystem, Röntgen-C-Bogen-System und Röntgen-CT-System
DE102006037254B4 (de) 2006-02-01 2017-08-03 Paul Scherer Institut Fokus-Detektor-Anordnung zur Erzeugung projektiver oder tomographischer Phasenkontrastaufnahmen mit röntgenoptischen Gittern, sowie Röntgen-System, Röntgen-C-Bogen-System und Röntgen-Computer-Tomographie-System
JP5339975B2 (ja) * 2008-03-13 2013-11-13 キヤノン株式会社 Ｘ線位相イメージングに用いられる位相格子、該位相格子を用いたｘ線位相コントラスト像の撮像装置、ｘ線コンピューター断層撮影システム
JP2009240378A (ja) 2008-03-28 2009-10-22 Univ Of Tokyo Ｘ線撮像装置、及び、これに用いるスリット部材の製造方法
JP6291812B2 (ja) 2013-11-29 2018-03-14 コニカミノルタ株式会社 医療用画像撮影システム

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2010253194A (ja) * 2009-04-28 2010-11-11 Fujifilm Corp 放射線位相画像撮影装置
JP2012150144A (ja) * 2011-01-17 2012-08-09 Fujifilm Corp 放射線画像撮影用グリッド、放射線画像検出器、放射線画像撮影システム及び放射線画像撮影用グリッドの製造方法。
JP2012235919A (ja) * 2011-05-12 2012-12-06 Canon Inc Ｘ線撮像装置
JP2015198765A (ja) * 2014-04-08 2015-11-12 コニカミノルタ株式会社 診断提供用医用画像システム

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