JP2014155509A - 放射線撮影システム - Google Patents

Abstract

【課題】フーリエ変換及び逆フーリエ変換を用いて被写体の位相情報を取得する放射線位相イメージングにおいて、位相情報の精度を高める。
【解決手段】Ｘ線撮影システム１０は、撮影部１２と、演算処理部と、を備え、撮影部１２は、通過する放射線によって周期的強度分布を含むＸ線像を形成する格子３１，３２と、このＸ線像を検出するＸ線画像検出器３０と、を有しており、格子３１は、複数のモジュールに分割されて構成されている。演算処理部は、格子３１におけるモジュール間の境界に対応させてＸ線画像を複数の部分Ｘ線画像に区分し、これらの部分Ｘ線画像毎に、その部分Ｘ線画像に含まれる周期パターンを、フーリエ変換及び逆フーリエ変換を用いて解析して部分位相コントラスト画像を生成し、得られる複数の部分位相コントラスト画像を結合して被写体の位相コントラスト画像を生成する。
【選択図】図１

Description

本発明は、放射線撮影システムに関する。

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

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

しかし、Ｘ線吸収能は、原子番号が小さい元素からなる物質ほど低くなり、生体軟部組織やソフトマテリアルなどでは、Ｘ線吸収能の差が小さく、従ってＸ線透過像としての十分な画像の濃淡（コントラスト）が得られないといった問題がある。例えば、人体の関節を構成する軟骨部とその周辺の関節液は、いずれも殆どの成分が水であり、両者のＸ線の吸収量の差が小さいため、画像のコントラストが得られにくい。

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

Ｘ線タルボ干渉計は、被写体の背後に第１の回折格子（位相型格子あるいは吸収型格子）を配置し、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長で決まる特定距離（タルボ干渉距離）だけ下流に第２の回折格子（吸収型格子）を配置し、その背後にＸ線画像検出器を配置することにより構成される。上記タルボ干渉距離とは、第１の回折格子を通過したＸ線が、タルボ干渉効果によって、周期的強度分布を呈する自己像（以下、Ｇ１像という）を形成する距離であり、このＧ１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、Ｇ１像と第２の回折格子との重ね合わせにより生じるモアレ縞を検出し、モアレ縞に対応して画像に現れる周期パターンの被写体による変調を解析することによって被写体の位相情報を取得する。画像に現れる周期パターンの解析方法としては、たとえば、縞走査法が知られている。この縞走査法によると、第１の回折格子に対して第２の回折格子を、第１の回折格子の面にほぼ平行で、かつ第１の回折格子の格子方向（条帯方向）にほぼ垂直な方向に、格子ピッチを等分割した走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を行い、得られる複数の画像データ間で対応する画素毎の信号値の変化から、被写体で屈折したＸ線の角度分布（位相シフトの微分像）を取得し、この角度分布に基づいて被写体の位相コントラスト画像を得ることができる。

しかし、上記の縞走査法によると、複数回の撮影を行う必要があり、撮影中の被写体の移動、それによる画質の低下が懸念される。そこで、フーリエ変換及び逆フーリエ変換を用いることによって１回の撮影で被写体の位相情報を取得する方法が提案されている（例えば、特許文献２参照）。これは、周期パターン含む画像をフーリエ変換して得られる空間周波数スペクトルから周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域を分離し、分離された周波数領域に対して逆フーリエ変換を行うことによって位相シフトの微分像を取得するものである。それによれば、複数回の撮影の間の格子の移動と、高精度が要求されるその移動機構が不要であるため、撮影ワークフローの向上と装置の簡易化が可能になる。また、各撮影間の被写体の移動に起因する画質低下を解消することができる。

特許文献１及び２に記載されたＸ線撮影システムにおいて、視野を拡大するには第１及び第２の回折格子も相応に大きなものが必要となる。しかし、第１及び第２の回折格子は、典型的にはμｍオーダーの格子ピッチで高アスペクト比に構成される必要があるため、大サイズで高精度なものを製造することは非常に困難である。そこで、第１及び第２の回折格子、並びにＸ線画像検出器の各々を、複数の格子モジュールないし複数の検出器モジュールに分割して構成するようにしたＸ線撮影システムも提案されている（特許文献３参照）。

また、第２の回折格子を用いることなく、Ｇ１像の周期的強度分布の周期よりも小さい画素ピッチの検出器を用いてＧ１像の周期的強度分布を検出し、このＧ１像の周期的強度分布の変調を解析することによって、被写体の位相情報を取得するようにしたＸ線撮影システムも提案されている（特許文献４参照）。

国際公開第０４／０５８０７０号 国際公開第１０／０５０４８３号 特開２００７‐２０３０６１号公報 特開２００７‐２０３０６３号公報

特許文献４に記載されたＸ線撮影システムは、Ｇ１像の周期的強度分布の周期よりも小さい画素ピッチの検出器を用いてＧ１像の周期的強度分布を検出し、これを解析して位相情報を取得しており、画素ピッチが小さいことから空間分解能に優れる。そして、第２の回折格子を介さないことから位相情報の精度の向上が図られる。しかしながら、画素ピッチが微小な検出器は、比較的小サイズのものに限られ、視野が制限される。また、検出器のサイズを大きくすると、典型的には、Ｓ／Ｎが低下する傾向にあり、Ｓ／Ｎの低下に起因して位相情報の精度が低下する懸念がある。

そこで、特許文献３に記載されたＸ線撮影システムのように、検出器を複数の検出器モジュールに分割して構成するようにすれば、微細な画素ピッチで、かつＳ／Ｎに優れた大サイズの検出器を得ることができる。しかしながら、全ての検出器モジュールを第１の回折格子に対して全く同じ相対位置関係に配置することは非常に困難であり、このような相対位置関係の不一致は、画像における周期パターンの周期や向きのズレとして現れる。

そして、画像における周期パターンの周期や向きが一様でない画像に対して、フーリエ変換及び逆フーリエ変換を用いて解析を行った場合に、被写体の位相情報を正確に得ることができない虞がある。これは、複数の検出器モジュールを連結して構成する場合に限られず、複数の格子モジュールを連結して第１の回折格子や第２の回折格子を構成する場合にも妥当する。

本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、フーリエ変換及び逆フーリエ変換を用いて被写体の位相情報を取得する放射線位相イメージングにおいて、位相情報の精度を高めることを目的とする。

放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像を取得する撮影部と、前記放射線画像に含まれる前記周期パターンに基づいて前記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、前記撮影部は、通過する放射線によって、前記放射線画像に含まれる前記周期パターンの基礎となる周期的強度分布を含む放射線像を形成する一つ以上の格子と、前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、を有しており、前記格子及び前記放射線画像検出器の要素のうち少なくとも一つの要素は、複数のモジュールに分割されて構成されており、前記演算処理部は、モジュール分割された前記要素のうち少なくとも一つの要素におけるモジュール間の境界の少なくとも一部に対応させて前記放射線画像を複数の部分放射線画像に区分し、これらの部分放射線画像毎に、前記部分放射線画像に対してフーリエ変換を行って該部分放射線画像の空間周波数スペクトルを取得する変換処理と、前記部分放射線画像に含まれる周期パターンの基本周波数成分を含む空間周波数領域を前記空間周波数スペクトルから分離し、分離された前記空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って部分位相コントラスト画像を生成する部分位相コントラスト画像生成処理と、を実行し、そして、前記部分位相コントラスト画像生成処理によって生成される複数の部分位相コントラスト画像を結合して前記被写体の位相コントラスト画像を生成する結合処理を実行する、放射線撮影システム。

本発明によれば、格子や放射線画像検出器を複数のモジュールに分割して構成することにより、格子については、その精度を低下させることなく大サイズのものを得ることができ、放射線画像検出器については、そのＳ／Ｎを低下させることなく大サイズのものを得ることができ、視野を容易に拡大することができる。

そして、放射線画像検出器によって取得される放射線画像を、モジュール分割された要素におけるモジュール間の境界に対応させて部分Ｘ線画像に区分し、部分Ｘ線画像毎に周期パターンを解析して被写体の位相シフト分布を取得することにより、この要素のモジュールの各々の他の要素に対する相対位置関係のズレに起因して生じる部分Ｘ線画像間の周期パターンの周期や向きの非一様性が被写体の位相シフト分布に与える影響を排除ないし低減し、得られる被写体の位相シフト分布の精度を高めることができる。

本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの制御ブロック図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の構成を示す斜視図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の構成を示す側面図である。 図３の撮影部に含まれる放射線画像検出器の構成を示す模式図である。 図５の放射線画像検出器によって取得される画像の周期パターン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。 図５の放射線画像検出器によって取得される画像を部分画像に区分する一例、及び区分された部分画像から位相コントラスト画像を生成する処理を示す模式図である。 図５の放射線画像検出器によって取得される画像を部分画像に区分する他の例を示す模式図である。 図５の放射線画像検出器によって取得される画像を部分画像に区分する他の例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。 図１２の放射線撮影システムの放射線画像検出器によって取得される画像を部分画像に区分する一例を示す模式図である。 図１２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。 図１４の放射線撮影システムの変形例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の構成を示す模式図である。

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

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

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

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

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

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

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

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

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

撮影部１２には、Ｘ線画像検出器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。

図３及び図４は、撮影部１２の構成を模式的に示す。

Ｘ線画像検出器３０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。第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、Ｘ線画像検出器３０とＸ線源１１との間に配置されている。

第１の吸収型格子３１は、複数の第１の格子モジュール３３を連結して構成されており、第２の吸収型格子３２もまた、複数の第２の格子モジュール３６が連結されて構成されている。図示の例では、第１の吸収型格子３１は、第１の格子モジュール３３が光軸Ａに直交する面内においてｘ方向及びｙ方向にそれぞれ４つずつ配列され、隣り合う第１の格子モジュール３３同士が連結されて、構成されている。第２の吸収型格子３２は、第２の格子モジュール３６が光軸Ａに直交する面内においてｘ方向及びｙ方向にそれぞれ５つずつ配列され、隣り合う第２の格子モジュール３６同士が連結されて、構成されている。なお、第１の吸収型格子３１における第１の格子モジュール３３の配列、及び第２の吸収型格子３２における第２の格子モジュール３６の配列は、上記の例に限らず、ｘ方向又はｙ方向の一次元状の配列であってもよい。

第１の格子モジュール３３の各々は、基板３４と、この基板３４に配置された複数のＸ線遮蔽部３５とから構成されている。第２の格子モジュール３６の各々は、基板３７と、この基板３７に配置された複数のＸ線遮蔽部３８とから構成されている。基板３４，３７は、いずれもＸ線を透過させるシリコンやガラス、樹脂等のＸ線透過性部材により形成されている。

Ｘ線遮蔽部３５，３８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、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３５，３８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３５，３８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３５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３８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像の周期的強度分布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は、次式（１）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（２）で表される。

式（２）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（３）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（４）となり、上記距離Ｌ_２を、次式（５）を満たす範囲の値に設定する。

ただし、必ずしも上記距離Ｌ_２は、式（３）ないし式（５）を満たす必要はなく、例えば撮影部１２の薄型化の要請がない場合などには、式（３）ないし式（５）から外れる範囲の値も採り得る。

Ｘ線遮蔽部３５，３８は、コントラストの高い周期的強度分布のＸ線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３５，３８ｂ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３５，３８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３５，３８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。Ｘ線画像検出器３０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Ｘ線画像検出器３０の検出面までの距離をＬとすると、厚みｈ_１，ｈ_２は、図４に示す幾何学的関係から、次式（６）及び（７）を満たすように設定する必要がある。

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

以上の構成において、第１の吸収型格子３１のＧ１像に第２の吸収型格子３２が重ね合わされて、第２の吸収型格子３２の直後に配置されたＸ線画像検出器３０上にＸ線像が形成される。第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像の周期的強度分布の周期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像の周期的強度分布の周期ｐ_１’と第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２’との微小な差異により、Ｘ線画像検出器３０上に形成されるＸ線像は周期的強度分布としてのモアレ縞を含む。このモアレ縞のｘ方向に関する周期Ｔは、次式（８）で表される。

Ｇ１像の周期的強度分布の周期ｐ_１’に比べてモアレ縞の周期Ｔは大きくなることから、これを解像するのに必要となる画素の配列ピッチの点で、Ｘ線画像検出器３０に対する制約は緩和される。そこで、本例においては、Ｘ線画像検出器３０として、画素の配列ピッチは比較的粗大であるが、単一のモジュールで大サイズの検出器を比較的容易に構成することのできるＴＦＴ（Thin Film Transistor）パネルをベースとしたＦＰＤが用いられている。

図５は、Ｘ線画像検出器３０の構成を模式的に示す。

Ｘ線画像検出器３０は、ガラス基板等の絶縁性基板上に、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の画素４０、及び各画素４０に蓄積された電荷を読み出す読み出し回路を構成する複数のＴＦＴスイッチ（図示せず）が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から読み出された電荷を画像データに変換して記憶する信号処理回路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。

各画素４０は、アモルファスセレン等の変換層（図示せず）でＸ線を電荷に直接変換し、変換された電荷を下部の電極に接続されたキャパシタ（図示せず）に蓄積する直接変換型の素子として構成することができる。各画素４０には、ＴＦＴスイッチが接続され、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。

信号処理回路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、Ｘ線画像検出器３０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。

なお、Ｘ線画像検出器３０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。

Ｘ線画像検出器３０上に形成されるモアレ縞を、このＸ線画像検出器３０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、次式（９）を満たすことが好ましい。

式（９）は、画素４０の配列ピッチＰをモアレ周期Ｔより小さくすることを意味している。

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、画素４０の配列ピッチ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’と第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２’との少なくともいずれか一方を変更することによりモアレ周期Ｔを変更することが好ましい。

図６に、モアレ周期Ｔを変更する方法を模式的に示す。

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、第２の吸収型格子３２のｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ_２’」→「ｐ_２’／ｃｏｓθ」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ａ）。

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

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

本Ｘ線撮影システム１０において、撮影部１２は、上述のようにタルボ干渉計ではなく、距離Ｌ_２を自由に設定することができるため、相対移動機構５２のように距離Ｌ_２の変更によりモアレ周期Ｔを変更する機構を、好適に採用することができる。モアレ縞の周期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。なお、以上は、ｘ方向に関する画素４０の配列ピッチ及びモアレ縞の周期について説明したが、ｙ方向に関する画素４０の配列ピッチ及びモアレ縞の周期についても同様であり、ｙ方向に関する画素４０の配列ピッチはモアレ縞の周期よりも小さいことが好ましく、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）と同様の機構によって、ｙ方向に関する画素４０の配列ピッチとモアレ縞の周期との大小関係についても調整することができる。

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、Ｘ線画像検出器３０上に形成されるモアレ縞は、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。このモアレ縞をＸ線画像検出器３０によって検出して取得される画像には、モアレ縞に対応する周期パターンが含まれ、この周期パターン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、画像の周期パターンの解析方法について説明する。

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

符号５５は、被写体Ｈが存在しない場合に直進するＸ線の経路を示しており、この経路５５を進むＸ線は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を通過してＸ線画像検出器３０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（１０）で表される。

そして、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（１１）で表される。

屈折角φ（ｘ）は、式（１１）で示したように位相シフト分布の微分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。

ここで、第１及び第２の吸収型格子３１、３２によって形成されるモアレ縞、つまりは画像の周期パターンは次式（１２）で表すことができ、式（１２）は次式（１３）に書き換えることができる。

式（１２）において、ａ（ｘ，ｙ）はバックグラウンドを表し、ｂ（ｘ，ｙ）は周期パターンの基本周期に対応した空間周波数成分の振幅を表し、（ｆ_０ｘ、ｆ_０ｙ）は周期パターンの基本周期を表す。また式（１３）において、ｃ（ｘ，ｙ）は次式（１４）で表される。

従って、ｃ（ｘ，ｙ）又はｃ^＊（ｘ，ｙ）の成分を取り出すことによって屈折角φ（ｘ，ｙ）の情報を得ることができる。ここで、式（１３）はフーリエ変換によって次式（１５）となる。

式（１５）において、Ｆ（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）、Ａ（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）、Ｃ（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）は、それぞれｆ(ｘ，ｙ)、ａ（ｘ，ｙ）、ｃ（ｘ，ｙ）に対する２次元のフーリエ変換である。

第１及び第２の吸収型格子３１，３２のような１次元格子を使用した場合に、画像の空間周波数スペクトルには、少なくとも、Ａ（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）に由来するピークと、これを挟んでＣ（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）及びＣ^＊（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）に由来する周期パターンの基本周期に対応した空間周波数成分のピークとの３つのピークが生じる。Ａ（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）に由来するピークは原点に、また、Ｃ（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）及びＣ^＊（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）に由来するピークは（±ｆ_０ｘ，±ｆ_０ｙ）（複合同順）の位置に生じる。

画像の空間周波数スペクトルから屈折角φ（ｘ、ｙ）を得るには、周期パターンの基本周期に対応する空間周波数成分のピーク周波数を含む領域を切り出し、ピーク周波数が周波数空間の原点に重なるように切り出した領域を移動させ、逆フーリエ変換を行う。そして、逆フーリエ変換によって得られる複素数情報から屈折角φ（ｘ，ｙ）を得ることができる。

ここで、第１の吸収型格子３１は複数の第１の格子モジュール３３を連結して構成され、第２の吸収型格子３２もまた、複数の第２の格子モジュール３６を連結して構成されている。そのため、第２の吸収型格子３２やＸ線画像検出器３０に対する第１の格子モジュール３３の各々の相対位置関係がズレる場合があり、同様に、第１の吸収型格子３１やＸ線画像検出器３０に対する第２の格子モジュール３６の各々の相対位置関係がズレる場合がある。このような相対位置関係の不一致は、Ｘ線画像検出器３０によって取得された画像の各部における周期パターンの周期や向きのズレとして現れる。そこで、第１の吸収型格子３１における第１の格子モジュール３３間の境界の少なくとも一部、及び／又は第２の吸収型格子３２における第２の格子モジュール３６間の境界の少なくとも一部に対応させて、Ｘ線画像検出器３０によって取得されたＸ線画像を複数の部分Ｘ線画像に区分し、これらの部分Ｘ線画像毎に上記の周期パターンの解析を行う。

図８は、Ｘ線画像の区分の一例、及び区分された部分Ｘ線画像に基づく位相コントラスト画像の生成処理を示す。

図８に示す例は、第１の吸収型格子３１における第１の格子モジュール３３間の境界の全てに対応させて、Ｘ線画像を４×４の計１６の部分Ｘ線画像Ｉｍｇ_１，１，Ｉｍｇ_２，１，・・・，Ｉｍｇ_４，４に区分したものである（ＦＩＧ．８Ａ）。具体的には、第１の吸収型格子３１において、第１の格子モジュール３３間の境界は、ｘ方向に延びる境界線Ｌｘ_１，Ｌｘ_２，Ｌｘ_３（図３参照）、及びｙ方向に延びる境界線Ｌｙ_１，Ｌｙ_２，Ｌｙ_３（図３参照）によって定義され、これらの境界線Ｌｘ_１〜３，Ｌｙ_１〜３のＸ線画像検出器３０上への投影である境界線Ｌｘ’_１〜３，Ｌｙ’_１〜３に沿ってＸ線画像を部分Ｘ線画像Ｉｍｇ_１，１，Ｉｍｇ_１，２，・・・，Ｉｍｇ_４，４に区分している。

そして、区分された部分Ｘ線画像Ｉｍｇ_１，１，Ｉｍｇ_２，１，・・・，Ｉｍｇ_４，４毎に、上記の周期パターンの解析を行うことによって、部分位相シフト分布Φ_１，１，Φ_２，１，・・・，Φ_４，４が得られる。そして、得られた部分位相シフト分布Φ_１，１，Φ_２，１，・・・，Φ_４，４を結合することによって、被写体Ｈの位相シフト分布Φが得られる（ＦＩＧ．８Ｂ）。

このように、第１の吸収型格子３１における第１の格子モジュール３３間の境界に対応させてＸ線画像を区分した部分Ｘ線画像毎に周期パターンを解析して、被写体Ｈの位相シフト分布Φを取得することにより、少なくとも、第２の吸収型格子３２やＸ線画像検出器３０に対する第１の格子モジュール３３の各々の相対位置関係のズレに起因して生じる部分Ｘ線画像間の周期パターンの周期や向きの非一様性が被写体Ｈの位相シフト分布Φに与える影響を排除ないし低減し、得られる被写体Ｈの位相シフト分布Φの精度を高めることができる。

以上の処理は演算処理部２２によって実行され、演算処理部２２は、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を画像化した位相コントラスト画像を記憶部２３に記憶させる。上述した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て自動的に行われ、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。

図９は、Ｘ線画像の区分の他の例を示す。

図９に示す例は、第１の吸収型格子３１における第１の格子モジュール３３間の境界の全て、及び第２の吸収型格子３２における第２の格子モジュール３６間の境界の全てに対応させて、Ｘ線画像を部分Ｘ線画像Ｉｍｇ_１，１，Ｉｍｇ_２，１，・・・，Ｉｍｇ_８，８に区分したものである。

具体的には、第１の吸収型格子３１において、第１の格子モジュール３３間の境界は、ｘ方向に延びる境界線Ｌｘ_１，Ｌｘ_２，Ｌｘ_３、及びｙ方向に延びる境界線Ｌｙ_１，Ｌｙ_２，Ｌｙ_３によって定義される。また、第２の吸収型格子３２において、第２の格子モジュール３６間の境界は、ｘ方向に延びる境界線Ｌｘ_４，Ｌｘ_５，Ｌｘ_６，Ｌｘ_７（図３参照）、及びｙ方向に延びる境界線Ｌｙ_４，Ｌｙ_５，Ｌｙ_６，Ｌｙ_７（図３参照）によって定義される。これらの境界線Ｌｘ_１〜７，Ｌｙ_１〜７のＸ線画像検出器３０上への投影である境界線Ｌｘ’_１〜７，Ｌｙ’_１〜７に沿ってＸ線画像を部分Ｘ線画像Ｉｍｇ_１，１，Ｉｍｇ_２，１，・・・，Ｉｍｇ_８，８に区分している。即ち、Ｉｍｇ_１，１は第１の格子モジュール３３_１，１と第２の格子モジュール３６_１，１とを通過したＸ線によって形成されるＸ線像の画像に相当する。また、Ｉｍｇ_２，１は第１の格子モジュール３３_１，１と第２の格子モジュール３６_２，１とを通過したＸ線によって形成されるＸ線像の画像に相当する。

これによれば、第２の吸収型格子３２やＸ線画像検出器３０に対する第１の格子モジュール３３の各々の相対位置関係のズレに加え、さらに第１の吸収型格子３１やＸ線画像検出器３０に対する第２の格子モジュール３６の各々の相対位置関係のズレに起因して生じる部分Ｘ線画像間の周期パターンの周期や向きの非一様性が被写体Ｈの位相シフト分布Φに与える影響を排除ないし低減することができ、得られる被写体Ｈの位相シフト分布Φの精度を一層高めることができる。

図１０は、Ｘ線画像の区分の他の例を示す。

図１０に示す例は、第１の吸収型格子３１における第１の格子モジュール３３間の境界の一部に対応させて、Ｘ線画像を２×２の計４の部分Ｘ線画像Ｉｍｇ_１，１，Ｉｍｇ_２，１，Ｉｍｇ_１，２，Ｉｍｇ_２，２に区分したものである。具体的には、第１の吸収型格子３１において、第１の格子モジュール３３間の境界は、ｘ方向に延びる境界線Ｌｘ_１，Ｌｘ_２，Ｌｘ_３（図３参照）、及びｙ方向に延びる境界線Ｌｙ_１，Ｌｙ_２，Ｌｙ_３（図３参照）によって定義され、これらの境界線Ｌｘ_１〜３，Ｌｙ_１〜３のうちＬｘ_２及びＬｙ_２のＸ線画像検出器３０上への投影である境界線Ｌｘ’_２，Ｌｙ’_２に沿ってＸ線画像を部分Ｘ線画像Ｉｍｇ_１，１，Ｉｍｇ_２，１，Ｉｍｇ_１，２，Ｉｍｇ_２，２に区分している。

これによれば、図８に示す例に比べて、部分Ｘ線画像への区分数を減らして解析プロセスの削減することができ、演算処理部２２における処理の高速化を図ることができる。さらに、離散フーリエ変換においては画像サイズと周波数分解能とが比例するという関係があるため、区分数を過度に多くして画像サイズを小さくしすぎるとフーリエ変換後の周波数分解能が下がり、得られる位相シフト部分布Φの精度が低下する場合があるが、このように区分数を適宜調整することにより、画像サイズと比例関係にある周波数分解能を確保し、得られる位相シフト分布Φの精度を確保することもできる。

以上、説明したように、放射線撮影システム１０によれば、第１の吸収型格子３１や第２の吸収型格子３２といった複数のモジュールに分割して構成された要素におけるモジュール間の境界に対応させてＸ線画像を部分Ｘ線画像に区分し、この部分Ｘ線画像毎に周期パターンを解析して被写体Ｈの位相シフト分布Φを取得することにより、モジュール分割された要素を構成するモジュールの各々の他の要素に対する相対位置関係のズレに起因して生じる部分Ｘ線画像間の周期パターンの周期や向きの非一様性が被写体Ｈの位相シフト分布Φに与える影響を排除ないし低減することができ、得られる被写体Ｈの位相シフト分布Φの精度を高めることができる。

また、第１の吸収型格子３１で殆どのＸ線を回折させずに、第２の吸収型格子３２に幾何学的に投影するため、照射Ｘ線には、高い空間的可干渉性は要求されず、Ｘ線源１１として医療分野で用いられている一般的なＸ線源を用いることができる。そして、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ_２を任意の値とすることができ、該距離Ｌ_２を、タルボ干渉計での最小のタルボ干渉距離より小さく設定することができるため、撮影部１２を小型化（薄型化）することができる。更に、本Ｘ線撮影システムでは、第１の吸収型格子３１からの投影像（Ｇ１像）には、照射Ｘ線のほぼすべての波長成分が寄与し、モアレ縞のコントラストが向上するため、位相コントラスト画像の検出感度を向上させることができる。

なお、上述したＸ線撮影システム１０において、Ｘ線画像検出器３０は単一のモジュールとして構成されているが、第１及び第２の吸収型格子３１，３２と同様に、複数の検出器モジュールに分割されて構成されることもできる。その場合に、Ｘ線画像検出器３０によって取得される画像を複数の部分画像に区分する際に、Ｘ線画像検出器３０における検出器モジュール間の境界の一部又は全部に対応させて区分するようにしてもよい。それによれば、第１の吸収型格子３１や第２の吸収型格子３２に対する検出器モジュールの各々の相対位置関係のズレに起因して生じる部分Ｘ線画像間のモアレ縞の周期や向きの非一様性が被写体Ｈの位相シフト分布Φに与える影響を排除ないし低減することができる。

また、第１の格子の投影像に対して第２の格子を重ね合わせてモアレ縞を生じさるものであって、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第２の格子を重ね合わせてモアレ縞を生じさせる場合にも、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、位相シフト分布Φを画像化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、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を画像化したもの、また、位相シフトの微分量を画像化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）して取得されるモアレ縞に対して、上述の位相コントラスト画像の生成処理を行い、位相コントラスト画像を取得するようにしてもよい。この位相コントラスト画像は、例えば第１及び第２の吸収型格子３１，３２の不均一性等によって生じる位相ムラ（初期位相のズレ）を反映している。このプレ撮影における位相コントラスト画像を、被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される位相コントラスト画像から減算することで、撮影部１２の位相ムラを補正した位相コントラスト画像を得ることが出来る。

図１１は、本発明に係る放射線撮影システムの他の例の構成を示す。なお、上述したＸ線撮影システム１０と共通する要素には、共通の符号を付することによって説明を省略あるいは簡略する。

上述したＸ線撮影システム１０において、Ｘ線画像検出器３０の画素４０の配列ピッチＰは、Ｇ１像の周期的強度分布の周期ｐ_１’（第１の吸収型格子３１の格子ピッチｐ_１）よりも大きく、Ｇ１像の周期的強度分布を解像するには十分ではないため、第２の吸収型格子３２を用いてＸ線画像検出器３０により解像可能なモアレ縞を形成し、このモアレ縞に対応した画像の周期パターンの変調を解析して位相コントラスト画像を生成するように構成されている。これに対して、図１１に示すＸ線撮影システム６０においては、Ｇ１像を解像可能な（画素の配列ピッチがＧ１像のパターン周期より十分に小さい）Ｘ線画像検出器が用いられており、Ｇ１像の周期的強度分布がＸ線画像検出器によって検出され、このＧ１像の周期的強度分布に対応した画像の周期パターンを解析することによって位相コントラスト画像が生成される。

撮影部６１には、Ｘ線画像検出器６２及び第１の吸収型格子３１が設けられている。第１の吸収型格子３１は、複数の第１の格子モジュール３３を連結して構成されており、Ｘ線画像検出器６２もまた、複数の検出器モジュール６３が連結されて構成されている。図示の例では、第１の吸収型格子３１は、第１の格子モジュール３３が光軸Ａに直交する面内においてｘ方向及びｙ方向にそれぞれ４つずつ配列され、隣り合う第１の格子モジュール３３同士が連結されて、構成されている。Ｘ線画像検出器６２は、検出器モジュール６３が光軸Ａに直交する面内においてｘ方向及びｙ方向にそれぞれ５つずつ配列され、隣り合う検出器モジュール６３同士が連結されて、構成されている。

各検出器モジュール６３は、Ｘ線を検出して電荷を蓄積する複数の画素４０がｘｙ方向に２次元配列されてなる受像部４１を有している。なお、各画素４０に蓄積された電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路や、各画素４０から順次読み出された信号を画像データに変換して記憶する信号処理回路や、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は、検出器モジュール６３毎に設けられていてもよいし、複数の検出器モジュール６３を統制するようにＸ線画像検出器６２に設けられていてもよい。

複数の画素４０は、Ｘ線画像検出器６２上に形成されるＧ１像の周期的強度分布を解像可能な配列ピッチで配列されている。具体的には、画素４０の配列ピッチＰは、典型的に数μｍであるＧ１像の周期的強度分布の周期ｐ_１’の１／２以下、好ましくは１／５以下のピッチとされる。そのような微小な配列ピッチに複数の画素が配列される受像部４１は、各画素に蓄積された電荷を読み出す読み出し回路が単結晶シリコン等からなる半導体基板に形成される、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）センサやＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）センサなどの固体撮像素子をベースに構成することができる。なお、受像部４１には、上記の画素の配列ピッチを満たす限りにおいて、ＴＦＴパネルをベースに構成されたものを用いることもできる。

以上の構成において、第１の吸収型格子３１のＧ１像がＸ線画像検出器６２上に形成される。そして、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、Ｘ線画像検出器６２上に形成されるＧ１像の周期的強度分布は、被写体Ｈにより変調を受ける。このＧ１像をＸ線画像検出器６２によって検出して取得される画像には、Ｇ１像の周期的強度分布に対応する周期パターンが含まれ、この周期パターン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。

位相コントラスト画像を生成するに際しては、第１の吸収型格子３１における第１の格子モジュール３３間の境界の少なくとも一部、及び／又はＸ線画像検出器６２における検出器モジュール６３間の境界の少なくとも一部に対応させて、Ｘ線画像検出器６２によって取得されたＸ線画像を複数の部分Ｘ線画像に区分し、これらの部分Ｘ線画像毎に周期パターンの解析を行う。

図１２は、Ｘ線画像の区分の一例を示す。

図１２に示す例は、第１の吸収型格子３１における第１の格子モジュール３３間の境界の全て、及びＸ線画像検出器６２における検出器モジュール６３間の境界の全てに対応させて、Ｘ線画像を部分Ｘ線画像Ｉｍｇ_１，１，Ｉｍｇ_２，１，・・・，Ｉｍｇ_８，８に区分したものである。

具体的には、第１の吸収型格子３１において、第１の格子モジュール３３間の境界は、ｘ方向に延びる境界線Ｌｘ_１，Ｌｘ_２，Ｌｘ_３、及びｙ方向に延びる境界線Ｌｙ_１，Ｌｙ_２，Ｌｙ_３によって定義される。また、Ｘ線画像検出器６２において、検出器モジュール６３間の境界は、ｘ方向に延びる境界線Ｌｘ_８，Ｌｘ_９，Ｌｘ_１０，Ｌｘ_１１（図１１参照）、及びｙ方向に延びる境界線Ｌｙ_８，Ｌｙ_９，Ｌｙ_１０，Ｌｙ_１１（図１１参照）によって定義される。境界線Ｌｘ_１〜３，Ｌｙ_１〜３のＸ線画像検出器６２上への投影である境界線Ｌｘ’_１〜３，Ｌｙ’_１〜３、及びＸ線画像検出器６２自体の境界線Ｌｘ_８〜１１，Ｌｙ_８〜１１沿ってＸ線画像を部分Ｘ線画像Ｉｍｇ_１，１，Ｉｍｇ_２，１，・・・，Ｉｍｇ_８，８に区分している。即ち、Ｉｍｇ_１，１は第１の格子モジュール３３_１，１を通過したＸ線によって検出器モジュール６３_１，１上に形成されるＸ線像を検出して取得された画像に相当する。また、Ｉｍｇ_２，１は第１の格子モジュール３３_１，１を通過したＸ線によって検出器モジュール６３_２，１上に形成されるＸ線像を検出して取得される画像に相当する。

区分された部分Ｘ線画像Ｉｍｇ_１，１，Ｉｍｇ_２，１，・・・，Ｉｍｇ_８，８毎に、上記の周期パターンの解析を行うことによって、部分位相シフト分布Φ_ｍ，ｎ（ｍ＝１〜８，Ｎ＝１〜８）が得られ、得られた部分位相シフト分布Φ_ｍ，ｎを結合することによって、被写体Ｈの位相シフト分布Φが得られる。

本Ｘ線撮影システム６０によれば、Ｇ１像の周期的強度分布を解像可能な（画素４０の配列ピッチがＧ１像のパターン周期より十分に小さい）Ｘ線画像検出器６２が用いられており、Ｇ１像の周期的強度分布がＸ線画像検出器６２によって検出され、このＧ１像の周期的強度分布に対応した画像の周期パターンを解析することによって位相情報を取得しており、画素４０の配列ピッチが微小であることから空間分解能に優れる。また、第２の格子を介さないことから、得られる被写体Ｈの位相シフト分布Φの精度を高めることができる。

そして、画素の配列ピッチが微小なＸ線画像検出器は比較的小サイズのものに限られ、また、サイズが大きくなる程にＳ／Ｎが低下する傾向にあるが、複数を連結して一つのＸ線画像検出器６２として構成することにより、サイズを大きくして視野を確保すると共に、Ｓ／Ｎの低下を抑制することができ、得られる被写体Ｈの位相シフト分布Φの精度を高めることができる。

さらに、第１の吸収型格子３１における第１の格子モジュール３３間の境界、及びＸ線画像検出器６２における検出器モジュール６３間の境界に対応させてＸ線画像を区分した部分Ｘ線画像毎に周期パターンを解析して、被写体Ｈの位相シフト分布Φを取得することにより、Ｘ線画像検出器６２に対する第１の格子モジュール３３の各々の相対位置関係のズレ、さらに第１の吸収型格子３１に対する検出器モジュール６３の各々の相対位置関係のズレに起因して生じる部分Ｘ線画像間の周期パターンの周期や向きの非一様性が被写体Ｈの位相シフト分布Φに与える影響を排除ないし低減することができ、得られる被写体Ｈの位相シフト分布Φの精度を高めることができる。

図１３は、上述したＸ線撮影システム６０の変形例を示す。

図１３に示すＸ線撮影システム７０において、撮影部７１はＸ線画像検出器７２及び第１の吸収型格子３１によって構成されており、Ｘ線画像検出器７２は複数の検出器モジュール７３を連結して構成されている。そして、各検出器モジュール７３における画素４０の配列ピッチは、Ｇ１像の周期的強度分布との関係でモアレを生じるように、Ｇ１像の周期的強度分布の周期と同程度の数μｍの配列ピッチとされている。画素４０の配列ピッチＰは、好ましくは、周期ｐ_１’の周期的強度分布を呈するＧ１像の周期的強度分布を解像するに必要な配列ピッチである１／２ｐ_１’よりも大きい。

画素４０の配列ピッチＰは、設計的に定められた値であり変更することが困難であるため、画素４０の配列ピッチＰとＧ１像のパターン周期ｐ_１’との大小関係を調整するには、第１の吸収型格子３１の位置調整を行い、Ｇ１像のパターン周期ｐ_１’を変更することにより調整することが好ましい。第１の吸収型格子３１の位置調整には、例えば、上述した相対回転機構５０、相対傾斜機構５１、及び相対移動機構５２（図６参照）と同様の機構を用いることができる。

画素４０の配列ピッチＰが上記の条件を満たす場合において、画像に生じるモアレのｘ方向に関する周期Ｔは、次式（１６）で表される。

以上の構成において、第１の吸収型格子３１のＧ１像がＸ線画像検出器７２上に形成される。そして、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、Ｘ線画像検出器７２上に形成されるＧ１像の周期的強度分布は、被写体Ｈにより変調を受ける。このＧ１像をＸ線画像検出器７２によって検出して取得される画像には、上述のとおり、Ｇ１像の周期的強度分布の周期と画素４０の配列ピッチとの関係でモアレ（周期パターン）が生じ、このモアレはＧ１像の周期的強度分布を基礎とする。そこで、このモアレ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。

位相コントラスト画像を生成するに際しては、第１の吸収型格子３１における第１の格子モジュール３３間の境界の少なくとも一部、及び／又はＸ線画像検出器７２における検出器モジュール７３間の境界の少なくとも一部に対応させて、Ｘ線画像検出器７２によって取得されたＸ線画像を複数の部分Ｘ線画像に区分し、これらの部分Ｘ線画像毎にモアレの解析を行う。

本Ｘ線撮影システム７０によれば、Ｇ１像の周期的強度分布の周期に比べてモアレの周期が大きくなることから、これを解像するのに必要となる画素の配列ピッチの点で、Ｘ線画像検出器に対する制約を緩和することができる。

図１４は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。

図１４に示すマンモグラフィ装置８０は、被検体として乳房ＢのＸ線画像（位相コントラスト画像）を撮影する装置である。マンモグラフィ装置８０は、基台（図示せず）に対して旋回可能に連結されたアーム部材８１の一端に配設されたＸ線源収納部８２と、アーム部材８１の他端に配設された撮影台８３と、撮影台８３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板８４とを備える。

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

なお、Ｘ線源１１及び撮影部１２は、前述したＸ線撮影システム１０のものと同様の構成であるため、各構成要素には、Ｘ線撮影システム１０と同一の符号を付している。その他の構成及び作用については、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１５は、図１４の放射線撮影システムの変形例を示す。

図１５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。

このように、被検体（乳房）Ｂが第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に位置する場合であっても、第２の吸収型格子３２の位置に形成される第１の吸収型格子３１のＧ１像は被検体Ｂにより変調を受ける。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含むＸ線像をＸ線画像検出器３０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でも上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、換言すれば、第１の吸収型格子３１を被検体の前側（Ｘ線源側）に配置することは、上述したＸ線撮影システム１０，６０にも適用することが可能である。

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。

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、上記第１実施形態の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Ｘ線画像検出器３０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、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（１７）を満たすように設定する必要がある。

式（１７）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は、次式（１８）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。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１７は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その第１及び第２の格子の構成を示す。

前述したＸ線撮影システム１０においては、第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの周期配列方向が直線状（すなわち、格子面が平面状）となるように構成されているが、これに代えて、図１９に示すように、格子面を略凹曲面状に構成した第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１を用いることもできる。この場合に、検出面が円筒面状のＸ線画像検出器１１２を用いることが好ましく、Ｘ線画像検出器１１２の検出面は、Ｘ線焦点１８ｂを通りｙ方向に延びる直線を中心軸とする円筒面状とする。

第１の吸収型格子１１０は、複数の第１の格子モジュール３３を連結して構成されており、第１の格子モジュール３３は、Ｘ線焦点１８ｂを通りＸ線遮蔽部３５の延伸方向（ｙ方向）に延びる仮想線を中心軸とする円筒面に沿って配列されている。同様に、第２の吸収型格子１１１もまた、複数の第２の格子モジュール３６を連結して構成されており、第２の格子モジュール３６は、Ｘ線焦点１８ｂを通りＸ線遮蔽部３８の延伸方向（ｙ方向）に延びる仮想線を中心軸とする円筒面に沿って配列されている。

このように、第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１を、それぞれ複数の格子モジュールを連結して構成することで、それらの格子面を容易に略凹曲面状に構成することができる。そして、第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１の格子面を略凹曲面状とすることにより、Ｘ線焦点１８ｂから照射されるＸ線は、被検体Ｈが存在しない場合、格子面の各部に略垂直に入射することになるため、Ｘ線遮蔽部３５の厚みｈ_１とＸ線遮蔽部３８の厚みｈ_２との上限の制約が緩和され、上記式（６）及び（７）を考慮する必要がない。

なお、Ｘ線画像検出器１１２についても、第１及び第２の吸収型格子１１０，１１１と同様に、複数の検出器モジュールに分割して構成し、それらの検出器モジュールを円筒面に沿って配列するようにすれば、その検出面を容易に円筒面状とすることができる。

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

以上、説明したように、本明細書には、下記（１）〜（９）の放射線撮影システムが開示されている。

（１） 放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像を取得する撮影部と、前記放射線画像に含まれる前記周期パターンに基づいて前記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、前記撮影部は、通過する放射線によって、前記放射線画像に含まれる前記周期パターンの基礎となる周期的強度分布を含む放射線像を形成する一つ以上の格子と、前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、を有しており、前記格子及び前記放射線画像検出器の要素のうち少なくとも一つの要素は、複数のモジュールに分割されて構成されており、前記演算処理部は、モジュール分割された前記要素のうち少なくとも一つの要素におけるモジュール間の境界の少なくとも一部に対応させて前記放射線画像を複数の部分放射線画像に区分し、これらの部分放射線画像毎に、前記部分放射線画像に対してフーリエ変換を行って該部分放射線画像の空間周波数スペクトルを取得する変換処理と、前記部分放射線画像に含まれる周期パターンの基本周波数成分を含む空間周波数領域を前記空間周波数スペクトルから分離し、分離された前記空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って部分位相コントラスト画像を生成する部分位相コントラスト画像生成処理と、を実行し、そして、前記部分位相コントラスト画像生成処理によって生成される複数の部分位相コントラスト画像を結合して前記被写体の位相コントラスト画像を生成する結合処理を実行する、放射線撮影システム。
（２） 上記（１）の放射線撮影システムであって、通過する放射線によって前記周期的強度分布を含む第１の放射線像を形成する第１の格子を備え、前記放射線画像検出器は、前記第１の放射線像を検出する放射線撮影システム。
（３） 上記（２）の放射線撮影システムであって、前記放射線画像検出器は、複数の検出器モジュールに分割されて構成されており、前記演算処理部は、少なくとも前記放射線画像検出器における検出器モジュール間の境界の少なくとも一部に対応させて前記放射線画像を前記複数の部分放射線画像に区分する放射線撮影システム。
（４） 上記（２）又は（３）の放射線撮影システムであって、前記第１の格子は、複数の第１の格子モジュールに分割されて構成されており、前記演算処理部は、少なくとも前記第１の格子における第１の格子モジュール間の境界の少なくとも一部に対応させて前記放射線画像を前記複数の部分放射線画像に区分する放射線撮影システム。
（５） 上記（２）から（４）のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記放射線画像検出器は、放射線を検出して電荷を蓄積する複数の画素のアレイを有し、これらの画素は、前記第１の放射線像の前記周期的強度分布の周期の１／２以下のピッチに配列されており、前記放射線画像に含まれる周期パターンは、前記第１の放射線像の前記周期的強度分布に対応する放射線撮影システム。
（６） 上記（２）から（４）のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記放射線画像検出器は、放射線を検出して電荷を蓄積する複数の画素のアレイを有し、これらの画素は、前記第１の放射線像の前記周期的強度分布の周期との関係でモアレを形成するピッチに配列されており、前記放射線画像に含まれる周期パターンは、前記モアレに対応する放射線撮影システム。
（７） 上記（５）又は（６）の放射線撮影システムであって、前記放射線画像検出器は、前記各画素に蓄積された電荷を読み出す読み出し回路を有し、前記読み出し回路は、半導体基板に形成されている前記放射線撮影システム。
（８） 上記（２）から（４）のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記第１の放射線像をマスキングしてモアレ縞を含む第２の放射線像を形成する第２の格子をさらに備え、前記放射線画像検出器は、前記第１の放射線像を検出するのに替えて、前記第２の放射線像を検出する放射線撮影システム。
（９） 上記（８）の放射線撮影システムであって、前記第２の格子は、複数の第２の格子モジュールに分割されて構成されており、前記演算処理部は、少なくとも前記第２の格子における第２の格子モジュール間の境界の少なくとも一部に対応させて前記放射線画像を前記複数の部分放射線画像に区分する放射線撮影システム。

１０ Ｘ線撮影システム
１１ Ｘ線源
１２ 撮影部
１３ コンソール
３０ Ｘ線画像検出器
３１ 第１の吸収型格子
３２ 第２の吸収型格子
４０ 画素

Claims (9)

1. 放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像を取得する撮影部と、
   前記放射線画像に含まれる前記周期パターンに基づいて前記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、
   前記撮影部は、通過する放射線によって、前記放射線画像に含まれる前記周期パターンの基礎となる周期的強度分布を含む放射線像を形成する一つ以上の格子と、前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、を有しており、
   前記格子及び前記放射線画像検出器の要素のうち少なくとも一つの要素は、複数のモジュールに分割されて構成されており、
   前記演算処理部は、モジュール分割された前記要素のうち少なくとも一つの要素におけるモジュール間の境界の少なくとも一部に対応させて前記放射線画像を複数の部分放射線画像に区分し、これらの部分放射線画像毎に、前記部分放射線画像に対してフーリエ変換を行って該部分放射線画像の空間周波数スペクトルを取得する変換処理と、前記部分放射線画像に含まれる周期パターンの基本周波数成分を含む空間周波数領域を前記空間周波数スペクトルから分離し、分離された前記空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って部分位相コントラスト画像を生成する部分位相コントラスト画像生成処理と、を実行し、そして、前記部分位相コントラスト画像生成処理によって生成される複数の部分位相コントラスト画像を結合して前記被写体の位相コントラスト画像を生成する結合処理を実行する、放射線撮影システム。
2. 請求項１に記載の放射線撮影システムであって、
   通過する放射線によって前記周期的強度分布を含む第１の放射線像を形成する第１の格子を備え、
   前記放射線画像検出器は、前記第１の放射線像を検出する放射線撮影システム。
3. 請求項２に記載の放射線撮影システムであって、
   前記放射線画像検出器は、複数の検出器モジュールに分割されて構成されており、
   前記演算処理部は、少なくとも前記放射線画像検出器における検出器モジュール間の境界の少なくとも一部に対応させて前記放射線画像を前記複数の部分放射線画像に区分する放射線撮影システム。
4. 請求項２又は３に記載の放射線撮影システムであって、
   前記第１の格子は、複数の第１の格子モジュールに分割されて構成されており、
   前記演算処理部は、少なくとも前記第１の格子における第１の格子モジュール間の境界の少なくとも一部に対応させて前記放射線画像を前記複数の部分放射線画像に区分する放射線撮影システム。
5. 請求項２から４のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
   前記放射線画像検出器は、放射線を検出して電荷を蓄積する複数の画素のアレイを有し、これらの画素は、前記第１の放射線像の前記周期的強度分布の周期の１／２以下のピッチに配列されており、
   前記放射線画像に含まれる周期パターンは、前記第１の放射線像の前記周期的強度分布に対応する放射線撮影システム。
6. 請求項２から４のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
   前記放射線画像検出器は、放射線を検出して電荷を蓄積する複数の画素のアレイを有し、これらの画素は、前記第１の放射線像の前記周期的強度分布の周期との関係でモアレを形成するピッチに配列されており、
   前記放射線画像に含まれる周期パターンは、前記モアレに対応する放射線撮影システム。
7. 請求項５又は６に記載の放射線撮影システムであって、
   前記放射線画像検出器は、前記各画素に蓄積された電荷を読み出す読み出し回路を有し、前記読み出し回路は、半導体基板に形成されている前記放射線撮影システム。
8. 請求項２から４のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
   前記第１の放射線像をマスキングしてモアレ縞を含む第２の放射線像を形成する第２の格子をさらに備え、
   前記放射線画像検出器は、前記第１の放射線像を検出するのに替えて、前記第２の放射線像を検出する放射線撮影システム。
9. 請求項８に記載の放射線撮影システムであって、
   前記第２の格子は、複数の第２の格子モジュールに分割されて構成されており、
   前記演算処理部は、少なくとも前記第２の格子における第２の格子モジュール間の境界の少なくとも一部に対応させて前記放射線画像を前記複数の部分放射線画像に区分する放射線撮影システム。

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