专利名称：放射线拍摄设备以及放射线拍摄系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种放射线拍摄设备以及放射线拍摄系统。
技术背景
由于X射线根据构成材料的元素的原子序数(atomic number)以及材料的密度和厚度而衰减，因此，它被用作探针来看穿拍摄对象的内部。利用X射线的成像被广泛应用于医疗诊断、非破坏性检查等等。
在通常的X射线成像系统中，拍摄对象布置在照射X射线的X射线源与检测X射线的X射线图像检测器之间，并且捕获拍摄对象的透射图像。在该情况下，从X射线源朝向 X射线图像检测器照射的X射线根据到X射线图像检测器的路径上存在的材料性质(例如， 原子序数、密度以及厚度)差异而衰减(吸收)然后入射到X射线图像检测器的每个像素上。结果，X射线图像检测器检测并且捕获到拍摄对象的X射线吸收图像。作为X射线图像检测器，除了 X射线增感屏和膜以及光敏磷的组合之外，还广泛地使用了才用半导体电路的平板检测器。
然而，构成材料的元素的原子序数越小，X射线吸收能力就越小。因此，对于软生物组织或者软材料，不能获取X射线吸收图像足够的图像对比度。例如，构成身体关节的软骨和关节液的大部分由水构成。因此，由于其X射线吸收量的差异很小，因此，难以获得阴影差异。到目前为止，只能通过使用MRI (磁共振成像)来对软组织进行成像。然而，这需要花费数十分钟来进行成像并且图像的分辨率很低，例如为大约1mm。因此，由于不经济而导致难以在诸如医疗体检的常规物理检查中使用MRI。
关于上述问题，替代拍摄对象的X射线的强度变化，近年来已经积极地进行了基于拍摄对象的X射线的相位变化(折射角变化)来获得图像(以下称为相衬图像)的X射线相位成像的研究。通常来讲，我们已知的是，当X射线入射到物体上时，X射线的相位，而不是X射线的强度，表现出来更高的相互作用。因此，在使用相位差的X射线相位成像中， 即使对于具有低X射线吸收能力的弱吸收材料也能够获得高对比度图像。到目前为止，在 X射线相位成像中，已经能够通过利用使用加速器的大规模同步设备(例如Spring-8)等生成具有一定波长和相位的X射线来进行成像。然而，由于该设备巨大，因此，不能够在通常的医院中使用。作为解决以上问题的X射线相位成像，已经提出了一种X射线成像系统， 其使用具有两个透射衍射光栅(相位型光栅和吸收型光栅)的X射线Talbot干涉仪以及 X射线图像检测器(例如，参考JP-2008-200359-A)。
X射线Talbot干涉仪包括第一衍射光栅Gl (相位型光栅或者吸收型光栅)，其布置在拍摄对象的后侧；第二衍射光栅G2 (吸收型光栅)，其布置在下游由第一衍射光栅的光栅节距和X射线波长决定的特定距离(Talbot干涉距离)处；以及X射线图像检测器，其布置在第二衍射光栅的后侧。Talbot干涉距离是已经通过第一衍射光栅Gl的X射线由于 Talbot干涉效应而形成自身图像的距离。通过布置在X射线源和第一衍射光栅之间的拍摄对象与X射线的相互作用(相位变化)来调制这种自身图像。
在X射线Talbot干涉仪中，检测由第二衍射光栅G2与第一衍射光栅Gl的自身图像之间的重叠所生成的莫尔条纹并且对拍摄对象的莫尔条纹的变化进行分析，从而获取拍摄对象的相位信息。作为莫尔条纹的分析方法，例如已知条纹扫描方法。根据条纹扫描方法，在第二衍射光栅G2相对于第一衍射光栅Gl在基本上平行于第一衍射光栅Gl的平面并且基本上垂直于第一衍射光栅Gl的光栅方向(条带方向)的方向上以通过等分光栅节距而获得的扫描节距进行平移的同时进行多次成像。然后，从在X射线图像检测器中获得的各像素的信号值的变化中获取拍摄对象处折射的X射线的角分布(相移的微分图像)。基于所获取的角分布，能够获得拍摄对象的相衬图像。
根据如上所述获得的相衬图像，能够捕获根据基于X射线吸收的传统成像方法由于吸收差异太小并且因此几乎没有对比度差异而不能成像的组织(软骨，软部分)的图像。 特别地，虽然根据X射线吸收方法在软骨和关节液之间几乎没有获得吸收差异，但是根据X 射线相位(折射)成像获得了清楚的对比度，从而能够捕获其图像。从而，能够快速并且容易地通过X射线来诊断认为大多数老年人(大约三千万人)都具有的膝关节骨性关节炎、 由于运动失常导致的诸如半月板损伤的关节疾病、风湿、跟腱损伤、椎间盘突出以及诸如胸肿瘤块的软组织。因此，期待的是，能够有助于潜在患者的早期诊断和早期治疗并且减少治疗成本。
X射线相位(折射)成像是在逐步移动第二衍射光栅G2的同时进行多次成像并且根据从各捕获的图像获得的各像素的多个强度值获取入射到各像素上的X射线的相位，从而形成相衬图像。
因此，根据JP-2008-200359-A的X射线成像系统，当停止每次成像的X射线的照射时，对X射线管的电力供应停止。然而，由于在X射线系统中存在下次发生的时间常数，所以即使在电力供应停止之后，电力也会持续地供应一段时间，从而不能够立即停止X射线。 也就是，在X射线管的输出中，在一段时间内存在剩余输出(也被称为波尾)。
当流到X射线管的管电流是I而管电压是V时，X射线管的表观电阻表示为R = V/I。而且，当X射线管的电容是CTube[pF]，X射线线缆的电容是Cline [pF/m]，且线缆长度是 L时，能够通过C = CTube+CliMXL获得X射线系统的电容C。在该情况下，能够通过τ =RC 获得X射线系统的时间常数τ。
例如，为了获得软组织的对比度，当管电压被设置为50kV并且管电流被设置为 50mA时，电阻R是1 X IO60而且，当X射线管的电容Ctube是大约500至1500pF，典型的为 500pF时，X射线管的电容Cline是大约100至200pF，典型的为150pF/m，并且线缆长度被设置为20m，X射线系统的电容C为3500pF。因此，时间常数τ为3. 5毫秒并且当波尾的时间被设置为时间常数τ的三至五倍时波尾的时间为大约几十毫秒，这作为X射线的充分衰减时间。
当执行X射线相位(折射)成像的多次成像时，因为患者由于疾病而不能够长时间地保持静止，因此应该在短时间内进行成像。因此，为了以每秒2至30次成像的速率进行成像，需要的是，X射线的照射时间应该为20毫秒或更短。在该情况下，即使当照射时间是20毫秒或者更短时，如果波尾存在数十毫秒，波尾的时间与整个照射时间的比率也是不可忽略的。当在生成波尾的X射线的时间区中驱动第二衍射光栅G2时，第二衍射光栅G2的移动改变了第一衍射光栅Gl与第二衍射光栅G2之间的距离，从而莫尔条纹发生变化。莫尔条纹的变化按照相位差/折射率差叠加在原始莫尔条纹的图案上，从而当在执行成像之后重构相位差/折射率差的图像时引起计算误差。
因此，当生成相衬图像时，对比度或者分辨率降低，并且生成了其中莫尔条纹的变化不能够完美移除的伪像，造成诊断能力显著地劣化。而且，如果直到波尾自然地收敛才执行成像，则要花费很多时间来完成多次成像，从而也引起了由于患者的移动而导致的晃动。 而且，关于第二衍射光栅G2的移动，由于第二衍射光栅G2的移动速度在上升时过度响应， 因此，移动速度并不是恒定速度。如果在移动速度过度时生成了波尾的X射线，那么对应影响的分量也叠加在图像上，从而不能够获得稳定的莫尔条纹的图案。另外，由于当X射线穿透拍摄对象时引起的相移/折射率的变化而导致的X射线的位置偏差是很小的，例如大约 Slym并且强度值的极小变化也很大程度上影响了相位恢复精度。
而且，即使与在改变拍摄对象上的X射线的入射角的同时执行其中拍摄对象的图像很大地改变的多个成像并且然后重构图像的诸如CT或者断层合成这样的技术相比，以上影响也是非常大的。原因如下。在相衬图像中，在平移第二光栅而没有改变拍摄对象上的X射线的入射角的同时，捕获由于X射线的相移/折射率变化引起的例如大约为1 μ m的 X射线的略微位置偏差作为拍摄对象图像上的莫尔叠加。然而，拍摄对象的图像本身几乎没有改变，从而根据图像之间的略微图像变化重构了相衬图像。因此，即使与例如根据其中由于X射线的入射角改变而导致拍摄对象的图像显著改变的多个图像计算重构图像的CT或者断层合成的执行重构的图像捕获相比，略微的图像改变对于相衬图像的影响也很高。而且，在根据同一X射线入射角的不同能量的拍摄对象图像重构能量吸收分布并且因此分离软组织、骨组织等等的能量减影成像技术中，在能量减影图像中，成像能量是不同的，从而在各个图像之间，拍摄对象对比度发生了很大的改变。因此，相衬图像很大程度上受到伴随着波尾的X射线生成过程中的第二衍射光栅的移动的略微图像改变的变化的影响。发明内容
提出本发明就是为了解决上述问题。本发明的目的在于在通过诸如X射线这样的辐射进行相位成像时消除管电压波形的波尾的影响并且因此改进放射线相衬图像的质量。
一种用于获取放射线相衬图像的放射线拍摄设备，所述放射线拍摄设备包括
辐射源，所述辐射源包括辐射管、包括高压发生器并且将电力馈送到所述辐射管以驱动所述辐射源的驱动电源单元、以及控制所述驱动电源单元的辐射源控制单元；
第一光栅，来自所述辐射源的辐射照射到所述第一光栅；
第二光栅，所述第二光栅具有与由通过所述第一光栅的辐射形成的放射线图像的图案周期基本一致的周期；
扫描单元，所述扫描单元执行将所述放射线图像和所述第二光栅相对移位到所述放射线图像和所述第二光栅之间的相位差彼此不同的多个相对位置的相对移位操作；以及
放射线图像检测器，所述放射线图像检测器检测由所述第二光栅掩蔽的放射线图像，
其中，从所述辐射管照射的辐射是这样的辐射，S卩，所述辐射被控制为使得在停止通过所述驱动电源单元将电力馈送给所述辐射管之后的剩余输出基本上变为零，并且
其中，所述扫描单元在照射到所述第一光栅的辐射被所述辐射源控制单元有效地遮断之后执行所述相对移位操作。
根据本发明，能够去除当通过诸如X射线这样的辐射执行相位成像时的管电压波形的波尾的影响并且因此改进放射线相衬图像的质量。
图1是示出用于例示本发明的示例性实施方式的放射线拍摄系统的构造的示例的视图。
图2是图1的放射线拍摄系统的控制框图。
图3是示出图1的放射线拍摄系统的放射线图像检测器的构造的视图。
图4是图1的放射线拍摄系统的成像单元的立体图。
图5是图1的放射线拍摄系统的成像单元的侧视图。
图6A、6B及6C是示出用于改变由于第一光栅和第二光栅的重叠而导致的莫尔条纹的周期的机构的视图。
图7用于例示拍摄对象的辐射的折射的视图。
图8是用于示出条纹扫描方法的视图。
图9是示出根据条纹扫描的放射线图像检测器的像素信号的图。
图10是X射线管驱动电源单元和X射线管的连接电路图。
图11示出了施加到X射线源的管电压的波形和扫描机构对光栅的移动量的关系。
图12示出了根据修改实施方式1的放射线拍摄系统的控制框图。
图13是X射线管驱动电源单元和三极X射线管的连接电路图。
图14是根据修改实施方式2的X射线管驱动电源单元和X射线管的连接电路图。
图15是根据修改实施方式3的X射线管驱动电源单元和X射线管的连接电路图。
图16是示出用于例示本发明的示例性实施方式的放射线拍摄系统的构造的另一示例的视图。
图17是示出图16的放射线拍摄系统的修改实施方式的构造的视图。
图18是示出用于例示本发明的示例性实施方式的放射线拍摄系统的构造的另一示例的视图。
图19是示出根据用于例示本发明的示例性实施方式的放射线拍摄系统的另一示例的生成放射线图像的计算单元的构造的框图。
图20是示出用于例示图19中所示的放射线拍摄系统的计算单元中的处理的放射线图像检测器的像素信号的图。
具体实施方式
图1示出了用于例示本发明的示例性实施方式的放射线拍摄系统的构造的示例， 而图2示出图1的放射线拍摄系统的控制框图。
X射线成像系统10是当拍摄对象(患者)H站立时对拍摄对象(患者)H进行成像的X射线诊断设备，并且包括x射线源11，其对拍摄对象H进行X辐射；成像单元12，其与 X射线源11相对，检测从X射线源11穿透拍摄对象H的X射线并且因此生成图像数据；以及控制台13，其基于操作者的操作来控制X射线源11的曝光(exposing)操作和成像单元12的成像操作，计算成像单元12所获取的图像数据并且因此来生成相衬图像。同时，X射线源11和成像单元12构成X射线成像设备。
X射线源11被保持为其能够通过从天花板悬下的X射线源保持装置14在上下方向(X方向)上移动。成像单元12被保持为其能够通过安装在底部的直立座15在上下方向上移动。
X射线源11包括响应于从包括高压发生器的X射线管驱动电源单元16基于X射线源控制单元17的控制而施加的高电压的驱动电压和驱动电流来生成X射线的X射线管 18 ；以及准直器单元19，其具有可移动准直器19a，该可移动准直器19a限制照射场以遮挡从X射线管18生成的X射线的对于拍摄对象H的检查区域没有贡献的那部分。X射线管 18是旋转阳极型，其从用作电子发射源(阴极)的丝极(未示出)发射电子束并且使电子束与正在以预定速度旋转的旋转阳极18a碰撞，从而生成X射线。旋转阳极18a的电子束的碰撞部分是X射线焦点18b。
X射线源控制单元17控制X射线管驱动电源单元16的管电压和管电流并且增加施加到X射线管18的管电压，这将在下面进行详细的描述。而且，X射线源控制单元减少X 射线的照射时间以恒定地保持成像单元12中的曝光量。
X射线源保持装置14包括滑架单元14a，其适于通过安装在天花板上的天花板轨道(未示出)在水平方向(ζ方向)上移动；以及多个支柱单元14b，其在上下方向上连接。 滑架单元Ha设置有电机(未示出)，该电机伸展和收缩支柱单元14b以在上下方向上改变 X射线源的位置。
直立座15包括主体15a，其安装在底部上；和保持单元15b，其保持成像单元12 并且附接到主体15a以在上下方向上移动。保持单元1 连接到在上下方向上隔开的两个滑轮16c之间延伸的环形带15d，并且由旋转滑轮15c的电机(未示出)驱动。基于操作者的设置操作，通过控制台13(将在以后描述)的控制装置20来控制电机的驱动。
而且，直立座15设置有诸如电位器的位置传感器(未示出)，该位置传感器测量滑轮15c或者环形带15d的移动量并且因此检测成像单元12在上下方向上的位置。位置传感器的检测值通过线缆等被提供给X射线源保持装置14。X射线源保持装置14基于检测值伸展和收缩支柱14b，并且因此移动X射线源11以跟随成像单元12的竖直移动。
控制台13设置有包括CPU、ROM、RAM等的控制装置20。控制装置20经由总线沈与下述装置连接输入装置21，操作者利用输入装置21来输入成像指示及其指示内容；计算处理单元22，其计算成像单元12所获取的图像数据并且因此生成X射线图像；存储单元 23，其存储X射线图像；监视器对，其显示X射线图像等；以及接口(I/F) 25，其连接到X射线成像系统10的各单元。
作为输入装置，例如可以使用开关、触摸板、鼠标、键盘等等。通过操作输入装置 21，输入诸如X射线管电压、X射线照射时间等等的放射线拍摄条件、成像定时等等。监视器对由液晶显示器等构成并且在控制装置20的控制下显示诸如放射线拍摄条件的文字和 X射线图像。
成像单元12具有平板检测器(FPD) 30，其具有半导体电路；以及第一吸收型光栅 31和第二吸收型光栅32，其检测拍摄对象H导致的X射线的相位变化(角度变化)并且进行相位成像。
FPD 30具有检测表面，该检测表明被布置为与从X射线源11照射的X射线的光轴 A正交。如以下特别描述的，第一和第二吸收型光栅31、32布置在FPD30与X射线源11之间。
而且，成像单元12设置有扫描机构33，该扫描机构33在上下方向(χ方向)上平移第二吸收型光栅32并且因此改变第二吸收型光栅32与第一吸收型光栅31的相对位置关系。扫描机构33例如由诸如压电装置的致动器构成。
图3示出了包括在图1的放射线拍摄系统中的放射线图像检测器的构造。
用作放射线图像检测器的FPD 30包括图像接收单元41，其具有将X射线转换并且积聚为电荷的多个像素40并且被二维地在xy方向上布置在有源矩阵基板上；扫描电路 42，其控制从图像接收单元41读出电荷的定时；读出电路43，其读出积聚在各像素40中的电荷并且将这些电荷转换和存储到图像数据中；以及数据发送电路44，其通过控制台13的 I/F 25将图像数据发送到计算处理单元22。而且，扫描单元42和各像素40在每行上通过扫描线45连接并且读出电路43和各像素40在每列上通过信号线46连接。
每个像素40都可以被构造为直接转换类型元件，该直接转换类型元件利用由非晶硒等等执行的转换层(未示出)将X射线转换为电荷并且将转换后的电荷积聚在连接到转换层的下电极的电容器(未示出)中。每个像素40都与TFT开关(未示出)连接并且 TFT开关的栅极连接到扫描线45，源极连接到电容器而漏极连接到信号线46。当TFT开关由于来自扫描电路42的驱动脉冲而导通时，积聚在电容器中的电荷被读出到信号线46。
同时，每个像素40也可以被构造为间接转换类型X射线检测元件，该间接转换类型X射线检测元件利用由铽掺杂硫氧化钆(Gd2O2S = Tb)、铊掺杂碘化铯(CsI:Tl)等制成的闪烁体(未示出)将X射线转换成可见光。而且，X射线图像检测器不限于基于TFT面板的FPD。例如，也可以使用基于诸如CXD传感器、CMOS传感器等等的固态成像装置的各种X 射线图像检测器。
读出电路43包括积分放大器电路、A/D转换器、校正电路以及图像存储器，它们均未示出。积分放大器电路将从各像素40通过信号线46输出的电荷积分并且转换为电压信号(图像信号)并且将其输入到A/D转换器。A/D转换器将输入的图像信号转换为数字图像数据并且将其输入到校正电路。校正电路对图像数据执行偏移(offset)校正、增益校正以及线性校正，并且将校正后的图像数据存储在图像存储器中。同时，校正电路的校正处理可以包括X射线的曝光量和曝光分布(所谓的遮挡)的校正、根据FPD30的控制条件(驱动频率、读出时段等等)的图案噪声(例如，TFT开关的泄漏信号)的校正等等。
图4和图5示出了图1的放射线拍摄系统的成像单元。
第一吸收型光栅31具有基板3 Ia和布置在基板3 Ia上的多个X射线遮挡单元3 lb。 类似地，第二吸收型光栅32具有基板3 和布置在基板3 上的多个X射线遮挡单元32b。 基板31a、32a由诸如玻璃的X射线可穿过的透射构件构成。
X射线遮挡单元31b、32b由在与从X射线源11照射的X射线的光轴A正交的面内一个方向(在示出的示例中，与X和Z方向正交的y方向)上延伸的线性构件构成。作为各X射线遮挡单元31b、32b的材料，具有优异的X射线吸收能力的材料是优选的。例如，诸如金、钼等的重金属是优选的。X射线遮挡单元31b、32b能够通过镀金属或者沉积方法来形成。
X射线遮挡单元31b以恒定节距P1和在与所述一个方向正交的方向(χ方向)上以预定间隔Cl1布置在与X射线的光轴A正交的面内。类似地，X射线遮挡单元32b以恒定节距P2和在与所述一个方向正交的方向(χ方向)上以预定间隔屯布置在与X射线的光轴A 正交的平面上。由于第一和第二吸收型光栅31、32为入射的X射线提供了强度差而不是相位差，因此，它们也称为放大型光栅。同时，狭缝(间隔区域Cl1或者d2)可以不是空隙。例如，该空隙可以被填充有诸如高分子或者轻金属的X射线低吸收材料。
第一和第二吸收型光栅31、32适于几何地投射已经通过狭缝的X射线，而与 Talbot干涉效应无关。具体地，间隔C^d2被设置为比从X射线源11照射的X射线的峰值波长明显更大，从而照射的X射线中包括的大多数X射线都能够通过狭缝同时保持其线性， 而没有在狭缝中发生衍射。例如，当旋转阳极18a由钨制成并且管电压为50kV时，X射线的峰值波长为大约0.4 A。在该情况下，当间隔屯、d2被设置为大约1至10 μ m时，大多数X射线被几何地投射在狭缝中而没有发生衍射。
因为从X射线源11照射的X射线是以X射线焦点18b作为发射点的锥形光束而不是平行光束，所以已经通过第一吸收型光栅31并且被投射的投射图像(以下称为Gl图像)被与离X射线焦点18b的距离成比例地放大。第二吸收型光栅32的光栅节距p2和间隔d2被确定为使狭缝与在第二吸收型光栅32的位置处的Gl图像的明亮部分的周期性图案一致。即，当从X射线焦点18b到第一吸收型光栅31的距离为L1并且从第一吸收型光栅 31到第二吸收型光栅32的距离为L2时，光栅节距P2和间隔d2被确定为满足以下等式(1) 和(2)。
[等式1]
权利要求
1.一种用于获取放射线相衬图像的放射线拍摄设备，所述放射线拍摄设备包括 辐射源，所述辐射源包括辐射管、包括高压发生器并且将电力馈送到所述辐射管以驱动所述辐射源的驱动电源单元、以及控制所述驱动电源单元的辐射源控制单元； 第一光栅，来自所述辐射源的辐射照射到所述第一光栅；第二光栅，所述第二光栅具有与由通过所述第一光栅的辐射形成的放射线图像的图案周期基本一致的周期；扫描单元，所述扫描单元执行将所述放射线图像和所述第二光栅相对移位到所述放射线图像和所述第二光栅之间的相位差彼此不同的多个相对位置的相对移位操作；以及放射线图像检测器，所述放射线图像检测器检测由所述第二光栅掩蔽的放射线图像， 其中，从所述辐射管照射的辐射是这样的辐射，即，所述辐射被控制为在停止通过所述驱动电源单元将电力馈送给所述辐射管之后的剩余输出基本上变为零，并且其中，所述扫描单元在照射到所述第一光栅的辐射被所述辐射源控制单元有效地遮断之后执行所述相对移位操作。
2.根据权利要求1所述的放射线拍摄设备，其中，所述扫描单元被控制为，在根据所述辐射管的管电压变化的时间常数的定时启动所述放射线图像和所述第二光栅的相对移位。
3.根据权利要求2所述的放射线拍摄设备，其中，所述放射线图像和所述第二光栅的相对移位被启动的所述定时是所述时间常数的三倍或更大到十倍或更小。
4.根据权利要求1所述的放射线拍摄设备，其中，所述扫描单元被控制为，与辐射的遮断同时或者刚好在遮断之后进行所述放射线图像和所述第二光栅的相对移位。
5.根据权利要求1所述的放射线拍摄设备，其中，所述辐射源控制单元控制所述驱动电源单元，以使得施加到所述辐射管的管电流增加以控制辐射。
6.根据权利要求1所述的放射线拍摄设备，其中，所述辐射管是三极辐射管，并且其中，所述辐射源控制单元控制所述三极辐射管的格栅电压以遮蔽从所述三极辐射管的阴极生成的电子，从而控制辐射。
7.根据权利要求1所述的放射线拍摄设备，其中，积聚在所述辐射管和连接所述辐射管与所述驱动电源单元的高压线缆中的电荷被释放以控制辐射。
8.根据权利要求7所述的放射线拍摄设备，其中，通过布置在所述辐射源控制单元和所述辐射管之间的放电电路释放所述电荷。
9.根据权利要求8所述的放射线拍摄设备，其中，所述放电电路包括四极管，并且其中，基于来自所述辐射源控制单元的指示通过所述四极管的开关操作释放所述电荷。
10.根据权利要求8所述的放射线拍摄设备，其中，所述放电电路包括半导体开关，并且其中，基于来自所述辐射源控制单元的指示通过所述半导体开关的开关操作释放所述电荷。
11.根据权利要求1所述的放射线拍摄设备，该放射线拍摄设备进一步包括第三光栅， 所述辐射以区域选择性的方式通过所述第三光栅以将辐射照射到所述第一光栅。
12.—种放射线拍摄系统，所述放射线拍摄系统包括 根据权利要求1所述的放射线拍摄设备，以及计算处理单元，所述计算处理单元基于由所述放射线拍摄设备的所述放射线图像检测器检测到的图像计算入射到所述放射线图像检测器上的辐射的折射角分布并且基于所述折射角分布生成拍摄对象的相衬图像。
全文摘要
本发明涉及放射线拍摄设备以及放射线拍摄系统。放射线拍摄设备用于获得放射线相衬图像，该放射线拍摄设备包括辐射源、第一光栅、第二光栅、扫描单元以及放射线图像检测器。辐射源包括辐射管、驱动电源单元以及辐射源控制单元。从辐射管照射的辐射被控制为使得在停止通过驱动电源单元将电力馈送给辐射管之后的剩余输出基本上变为零，并且扫描单元在照射到第一光栅的辐射被辐射源控制单元有效地遮断之后执行相对移位操作。
文档编号A61B6/00GK102525504SQ20111039117
公开日2012年7月4日 申请日期2011年11月30日 优先权日2010年12月7日
发明者佐藤优, 岩切直人 申请人:富士胶片株式会社