(57)【要約】      （修正有）【課題】複数回の撮影によって取得される画像データの各々に対して適切なオフセット補正を行い、複数の画像データから再構成される画像の画質を高める。【解決手段】放射線像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器を用い、複数回の放射線撮影を行って取得される複数の画像データに基づいて一つの再構成画像データを生成する放射線撮影システムであって、温度検出部により検出される検出温度と前記放射線画像検出器が生成する画像データの各画素のオフセット量との相関関係を示すオフセット情報を記憶した記憶部と、前記記憶部に記憶されたオフセット情報に基づき、各撮影において前記温度検出部により検出された温度に応じて、その撮影で取得される画像データの各画素のオフセット量を求め、求めた各画素のオフセット量を用いて該画像データに対してオフセット補正を行う補正部と、を備える。【選択図】図１０
2012115577.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器を用い、複数回の放射線撮影を行って取得される複数の画像データに基づいて一つの再構成画像データを生成する放射線撮影システムであって、
前記放射線画像検出器の温度を検出する温度検出部と、
前記温度検出部により検出される検出温度と前記放射線画像検出器が生成する画像データの各画素のオフセット量との相関関係を示すオフセット情報を記憶した記憶部と、
前記記憶部に記憶されたオフセット情報に基づき、各撮影における前記検出温度に応じて、その撮影で取得される画像データの各画素のオフセット量を求め、求めた各画素のオフセット量を用いて該画像データに対してオフセット補正を行う補正部と、
前記補正部によってオフセット補正された複数の画像データから前記再構成画像データを生成する演算処理部と、
を備える放射線撮影システム。
【請求項２】
請求項１に記載の放射線撮影システムであって、
前記相関関係は、前記放射線画像検出器が生成する画像データの全ての画素について、離散的な複数の温度と各温度において予め測定されたオフセット量とによって定義されている放射線撮影システム。
【請求項３】
請求項１に記載の放射線撮影システムであって、
前記相関関係は、前記放射線画像検出器が生成する画像データの一部の画素について、離散的な複数の温度と各温度において予め測定されたオフセット量によって定義され、残りの画素について、前記一部の画素のうちいずれかの画素に対するオフセット量との比によって定義されている放射線撮影システム。
【請求項４】
請求項１に記載の放射線撮影システムであって、
前記相関関係は、前記放射線画像検出器が生成する画像データの全ての画素について、温度を変数とする関数によって定義されている放射線撮影システム。
【請求項５】
請求項１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、入射する放射線の線量に応じた電荷を発生させる素子が配列された受像部と、前記受像部の各素子に発生した電荷を読み出してアナログの電気信号に変換するアンプ回路と、前記アンプ回路から出力される電気信号をデジタル変換するＡ／Ｄ変換器と、を含み、
前記温度検出部は、前記受像部、前記アンプ回路、及び前記Ａ／Ｄ変換器のうち少なくとも一つの温度を検出する放射線撮影システム。
【請求項６】
請求項１から５のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
前記補正部は、さらに各撮影における前記放射線画像検出器の露光時間に応じて、その撮影で取得される画像データの各画素のオフセット量を求める放射線撮影システム。
【請求項７】
請求項６に記載の放射線撮影システムであって、
前記オフセット情報は、離散的な複数の露光時間の各々における前記相関関係を含む放射線撮影システム。
【請求項８】
請求項１から７のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、
第１の格子と、
前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する第２の格子と、
をさらに備え、
前記放射線画像検出器は、前記第２の格子を前記放射線像に対して互いに位相の異なる相対位置に配置して行われる複数回の撮影の各々において、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し、
前記演算処理部は、前記複数回の撮影によって取得され、前記補正部によってオフセット補正された複数の画像データから、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位相コントラスト画像データを生成する放射線撮影システム。
【請求項９】
請求項１から７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、被写体に対して互いに異なる方向から行われる複数回の撮影の各々において、被写体を透過した放射線によって形成される放射線像を検出し、
前記演算処理部は、前記複数回の撮影によって取得され、前記補正部によってオフセット補正された複数の画像データから、被写体の断層画像データを生成する放射線撮影システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線撮影システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
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。
【０００３】
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。
【０００４】
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。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。
【０００５】
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。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、近年、２枚の透過回折格子（位相型格子及び吸収型格子）とＦＰＤ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）。
【０００６】
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。
【０００７】
Ｘ線タルボ干渉計では、第１の回折格子の自己像と第２の回折格子との重ね合わせにより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、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、ＦＰＤで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。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。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２００８‐２００３６０号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
ＦＰＤは、２次元配列された光電変換素子と、各素子に発生した電荷を読み出してデジタルの画像データに変換して出力する読み出し回路とを備えている。画像データを構成する各画素の信号値には、ＦＰＤの対応する素子の暗電流や読み出し回路の温度ドリフトに起因するオフセット量が含まれており、一般に、このオフセット量を除去するオフセット補正がなされる。特許文献１に記載された放射線撮影システムにおいても、画像データに対してオフセット補正が行われている。なお、特許文献１には、オフセット補正の詳細は記載されていないが、オフセット補正は、典型的には、撮影の前に、Ｘ線を照射せずにＦＰＤの各素子の読み出しを行って補正用データを取得する。この補正用データは、ＦＰＤの各素子の暗電流や読み出し回路の温度ドリフトに起因するオフセット量を反映している。撮影によって取得された画像データのオフセット補正は、この画像データから補正用データを減算することによって行われる。
【００１０】
ここで、ＦＰＤの各素子の暗電流や読み出し回路の温度ドリフトに起因するオフセット量は、各素子や読み出し回路の温度に依存する。縞走査法では、前述した通り第２の格子を所定の走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を連続して行っており、各素子や読み出し回路の温度が上昇し易く、撮影間でオフセット変動が生じ得る。そして、位相コントラスト画像は、複数回の撮影によって得られた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Ｘ線の屈折角度分布が演算され、この屈折角度分布に基づいて生成されるが、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線の位置ずれは１μｍ程度と僅かであり、前述した通り第２の格子を所定の走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を行い、Ｘ線画像検出器で得られる各画素の信号値の複数枚におけるわずかな変化から位相コントラスト画像を演算により再構成している。そのため撮影間のオフセット変動は屈折角度分布を演算する際の演算誤差となる。この演算誤差は、位相コントラスト画像のコントラストや解像度を低下させ、またモアレ縞の除去が不十分となったり不安定なムラとなったりするアーティファクトを生じさせ、診断・検査精度の顕著な低下を招く虞がある。このように、位相コントラスト画像におけるオフセットの変動が及ぼす影響は、複数画像のわずかな変化から画像を演算によって再構成をするわけではない通常の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。
【００１１】
撮影間のオフセット変動の影響を除去するには、撮影毎に補正用データを取得することが考えられるが、その場合、複数回の撮影を完了するまでに要する時間が長くなる。被写体が生体である場合には、その間に被写体の変位（体動）が生じ易い。特にＸ線位相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わないと被写体の変位（体動）が生じ易い。そして、撮影間で被写体の変位が生じると、やはり、位相コントラスト画像にアーティファクトが発生し、またコントラストや解像度が顕著に低下してしまう。
【００１２】
本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、複数回の撮影によって取得される画像データの各々に対して適切なオフセット補正を行い、複数の画像データから再構成される画像の画質を高めることを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
放射線像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器を用い、複数回の放射線撮影を行って取得される複数の画像データに基づいて一つの再構成画像データを生成する放射線撮影システムであって、前記放射線画像検出器の温度を検出する温度検出部と、前記温度検出部により検出される検出温度と前記放射線画像検出器が生成する画像データの各画素のオフセット量との相関関係を示すオフセット情報を記憶した記憶部と、前記記憶部に記憶されたオフセット情報に基づき、各撮影における前記検出温度に応じて、その撮影で取得される画像データの各画素のオフセット量を求め、求めた各画素のオフセット量を用いて該画像データに対してオフセット補正を行う補正部と、前記補正部によってオフセット補正された複数の画像データから前記再構成画像データを生成する演算処理部と、を備える放射線撮影システム。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、前記放射線画像検出器の温度を検出する温度検出部と、前記温度検出部により検出される検出温度と前記放射線画像検出器が生成する画像データの各画素のオフセット量との相関関係を示すオフセット情報を用意しておき、各撮影において放射線画像検出器の温度を検出し、オフセット情報に基づいて、検出温度に応じたオフセット成分を求め、このオフセット成分を用いて画像データに対してオフセット補正を行う。それにより、撮影毎に補正用データを取得することなく、複数回の撮影によって取得される画像データの各々に対して、撮影間の温度変化に伴うオフセット変動を考慮した適切なオフセット補正が可能となり、オフセット補正された複数の画像データから再構成される画像の画質を高めることができる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】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２】図１の放射線撮影システムの制御ブロック図である。
【図３】図１の放射線撮影システムの放射線画像検出器の構成を示す模式図である。
【図４】図１の放射線撮影システムの撮影部の斜視図である。
【図５】図１の放射線撮影システムの撮影部の側面図である。
【図６】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。
【図７】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８】縞走査法を説明するための模式図である。
【図９】縞走査に伴う放射線画像検出器の素子の信号を示すグラフである。
【図１０】図１の放射線撮影システムにおける位相コントラスト画像の生成処理を示すフローチャートである。
【図１１】放射線画像検出器の内部構造を示す模式図である。
【図１２】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、オフセット情報の構成を示す模式図である。
【図１３】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】図１３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。
【図１５】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】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、その演算処理部の構成を示すブロック図である。
【図１７】図１６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素子の信号を示すグラフである。
【図１８】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。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
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。
【００１７】
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。
【００１８】
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。
【００１９】
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。
【００２０】
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。
【００２１】
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。
【００２２】
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。
【００２３】
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。
【００２４】
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。
【００２５】
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。
【００２６】
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。
【００２７】
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。
【００２８】
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。
【００２９】
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素子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、各素子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と各素子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と各素子４０とは、列毎に信号線４６によって接続されている。
【００３０】
各素子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。各素子４０には、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ:Thin Film Transistor）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。
【００３１】
なお、各素子４０は、テルビウム賦活酸化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ2Ｓ: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。
【００３２】
読み出し回路４３は、積分アンプ回路、Ａ／Ｄ変換器、補正回路、及び画像メモリにより構成されている。積分アンプ回路は、各素子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。
【００３３】
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。
【００３４】
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。
【００３５】
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。
【００３６】
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ｐ１で、互いに所定の間隔ｄ１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ｐ２で、互いに所定の間隔ｄ２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ｄ１，ｄ２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。
【００３７】
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ｄ１，ｄ２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ｄ１，ｄ２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。
【００３８】
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ｐ２及び間隔ｄ２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Ｌ１、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Ｌ２とした場合に、格子ピッチｐ２及び間隔ｄ２は、次式（１）及び（２）の関係を満たすように決定される。
【００３９】
【数１】
2012115577.tif 000003
【００４０】
【数２】
2012115577.tif 000004
【００４１】
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Ｌ２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Ｌ２を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。
【００４２】
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ｐ１、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ２、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。
【００４３】
【数３】
2012115577.tif 000005
【００４４】
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。
【００４５】
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Ｌ２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Ｌ２は、次式（４）を満たす範囲の値に設定される。
【００４６】
【数４】
2012115577.tif 000006
【００４７】
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Ｌ２を、次式（６）を満たす範囲の値に設定する。
【００４８】
【数５】
2012115577.tif 000007
【００４９】
【数６】
2012115577.tif 000008
【００５０】
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ｈ１，ｈ２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ｈ１，ｈ２は、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。
【００５１】
一方、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ１，ｈ２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ｈ１，ｈ２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ｈ１，ｈ２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。
【００５２】
【数７】
2012115577.tif 000009
【００５３】
【数８】
2012115577.tif 000010
【００５４】
例えば、ｄ１＝２．５μｍ、ｄ２＝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ｈ１は１００μｍ以下、厚みｈ２は１２０μｍ以下とすればよい。
【００５５】
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ｐ１’と、第２の吸収型格子３２の実質的な格子ピッチｐ２’（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。
【００５６】
Ｇ１像のパターン周期ｐ１’と格子ピッチｐ２’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。
【００５７】
【数９】
2012115577.tif 000011
【００５８】
このモアレ縞をＦＰＤ３０で検出するには、素子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）。
【００５９】
【数１０】
2012115577.tif 000012
【００６０】
【数１１】
2012115577.tif 000013
【００６１】
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。
【００６２】
ＦＰＤ３０の素子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ｐ１’と格子ピッチｐ２’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。
【００６３】
図６に、モアレ周期Ｔを変更する方法を示す。
【００６４】
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、「ｐ２’」→「ｐ２’／ｃｏｓθ」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ａ）。
【００６５】
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、「ｐ２’」→「ｐ２’×ｃｏｓα」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｂ）。
【００６６】
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Ｌ２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、「ｐ１’」→「ｐ１’×（Ｌ１＋Ｌ２＋δ）／（Ｌ１＋Ｌ２）」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（ＦＩＧ．６Ｃ）。
【００６７】
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Ｌ２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Ｌ２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。
【００６８】
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。
【００６９】
次に、モアレ縞の解析方法について説明する。
【００７０】
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。
【００７１】
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。
【００７２】
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。
【００７３】
【数１２】
2012115577.tif 000014
【００７４】
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。
【００７５】
【数１３】
2012115577.tif 000015
【００７６】
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。
【００７７】
【数１４】
2012115577.tif 000016
【００７８】
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から出力される画像データの各画素の信号、つまりは各素子４０の信号の位相ズレ量ψ（被写体Ｈがある場合とない場合とでの各素子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。
【００７９】
【数１５】
2012115577.tif 000017
【００８０】
したがって、各素子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。
【００８１】
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ｐ２）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ｐ２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素子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、各素子４０の信号の位相ズレ量ψを得る。
【００８２】
図８は、格子ピッチｐ２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ２／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。
【００８３】
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。
【００８４】
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。
【００８５】
ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、ＦＰＤ３０により撮影を行うと、各素子４０について、Ｍ個の信号値が得られる。以下に、このＭ個の信号値から各素子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における各素子４０の信号値をＩｋ（ｘ）と標記すると、Ｉｋ（ｘ）は、次式（１６）で表される。
【００８６】
【数１６】
2012115577.tif 000018
【００８７】
ここで、ｘは、素子４０のｘ方向に関する座標であり、Ａ０は入射Ｘ線の強度であり、Ａｎは素子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を素子４０の座標ｘの関数として表したものである。
【００８８】
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。
【００８９】
【数１７】
2012115577.tif 000019
【００９０】
【数１８】
2012115577.tif 000020
【００９１】
ここで、ａｒｇ［  ］は、偏角の抽出を意味しており、各素子４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。したがって、各素子４０で得られたＭ個の信号値から、式（１８）に基づいて各素子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。
【００９２】
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素子の信号を示す。
【００９３】
各素子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ｐ２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素子４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。
【００９４】
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、素子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。
【００９５】
図１０は、図１の放射線撮影システムにおける位相コントラスト画像の生成処理を示す。
【００９６】
第２の吸収型格子３２をＫ＝０，１・・・，Ｍ−１の各位置（図８参照）に置きながらＭ回の撮影が行われる。
【００９７】
各撮影において、制御装置２０は、Ｘ線の照射開始を指示する制御信号をＸ線源制御部１７に送出する。この制御信号を受信したＸ線制御部１７は、Ｘ線管１８への電力の供給を開始するように高電圧発生器１６を制御する。それにより、被写体ＨへのＸ線の照射が開始される。
【００９８】
制御装置２０は、Ｘ線源制御部１７に対してＸ線の照射開始を指示する制御信号を送出してからの経過時間を計測し、経過時間が予め設定された照射時間に達したところで、Ｘ線の照射停止を指示する制御信号をＸ線源制御部１７に送出する。Ｘ線制御部１７は、制御装置２０から送出された上記の制御信号を受信し、Ｘ線管１８への電力の供給を停止するように高電圧発生器１６を制御する。それにより、被写体ＨへのＸ線の照射が停止される。以上により、被写体ＨのＸ線撮影が行われる（ステップＳ１）。
【００９９】
Ｘ線の照射が停止された後、ＦＰＤ３０の各素子４０に蓄積された電荷が読み出し回路３４によって順次読み出され、読み出し回路４３の積分アンプ回路４３ａ及びＡＤ変換器４３ｂを経てデジタルの画像データに変換される。そして、補正回路４３ｃにおいて、この画像データに対し後述するオフセット補正が行われ（ステップＳ２）、オフセット補正された画像データがＦＰＤ３０から出力される（ステップＳ３）。
【０１００】
以上のプロセスで、第２の吸収型格子３２をＫ＝０，１・・・，Ｍ−１の各位置（図８参照）に置きながらＭ回の撮影が行われる。演算処理部２２は、Ｍ回の撮影によって取得され、それぞれオフセット補正された画像データを用い、前述した手順に従って位相シフト分布Φを演算し、これを位相コントラスト画像として記憶部２３に記憶させる（ステップＳ４）。
【０１０１】
次に、画像データに対するオフセット補正を説明する。
【０１０２】
画像データの各画素の信号値には、ＦＰＤ３０の対応する素子４０の暗電流や、読み出し回路４３の積分アンプ回路４３ａやＡ／Ｄ変換器４３ｂの温度ドリフトに起因するオフセット量が含まれる。このオフセット量は、素子４０や積分アンプ回路４３ａやＡ／Ｄ変換器４３ｂの温度に依存して変動し、典型的にはそれらの温度上昇に伴って増加する。前述した縞走査法では、複数回の撮影を連続して行っており、素子４０や積分アンプ回路４３ａやＡ／Ｄ変換器４３ｂの温度が上昇し易く、撮影間でオフセット変動が生じ得る。そこで、本Ｘ線撮影システム１０においては、ＦＰＤ３０の温度を検出し、各画像データに対して撮影間のオフセット変動を考慮したオフセット補正を行う。
【０１０３】
図１１は、放射線画像検出器の内部構成を示す。
【０１０４】
ＦＰＤ３０は、Ｘ線入射側から順に、素子４０が２次元配列されてなる受像部４１、走査回路４２の回路基板６０、読み出し回路４３の回路基板６１が重なって配置されている。読み出し回路４３の回路基板６１と受像部４１とは、フレキシブル回路基板６２によって接続されており、読み出し回路４３の積分アンプ回路４３ａは、このフレキシブル回路基板６２上に実装されている。Ａ／Ｄ変換器４３ｂ、補正回路４３ｃ、及び画像メモリ４３ｄといった読み出し回路４３の他の構成要素は、回路基板６１上に実装されている。
【０１０５】
そして、ＦＰＤ３０には、このＦＰＤ３０の温度を検出するための温度センサ４９が設けられる。図示の例では、受像部４１のＸ線入射側とは反対側の面（裏面）の中央部に設けられ、ＦＰＤ３０の温度として受像部４１の温度が検出される。なお、図示の例では、温度センサ４９は、受像部４１の裏面の中央部に設けられているが、複数の温度センサを用いて受像部４１の裏面の複数箇所の温度を検出するようにしてもよく、その場合には、それらの温度センサによって検出される温度の平均値を受像部４１の温度とすることができる。
【０１０６】
本Ｘ線撮影システム１０においては、温度センサ４９によって検出される受像部４１の温度と、ＦＰＤ３０により生成される画像データの各画素のオフセット量との相関関係が予め取得される。
【０１０７】
上記の温度‐オフセット量の相関関係は、画像データの全ての画素の各々について、離散的な複数の温度と各温度におけるオフセット量とで定義されている。各温度におけるオフセット量の取得は、例えば、各素子４０における電荷の蓄積、蓄積された電荷の読み出し、及び各素子４０の残留電荷のリセットのサイクルでＦＰＤ３０をＸ線露光させずに繰り返し駆動する。繰り返しの駆動によって、受像部４１や読み出し回路４３が発熱し、それらの温度は上昇する。Ｘ線露光されずに駆動されたＦＰＤ３０によって取得される画像データの各画素の信号値は、対応する素子４０の暗電流や積分アンプ回路４３ａ及びＡ／Ｄ変換器４３ｂの温度ドリフトに起因するオフセット量を反映している。その画像データを取得した際の受像部４１の温度と関連付けることで、各温度におけるオフセット量が取得される。
【０１０８】
また、素子４０の暗電流に起因するオフセット量は、電荷蓄積時間（露光時間）に依存して変動する。そこで、離散的な複数の露光時間の各々において、上記の温度‐オフセット量の相関関係が取得される。
【０１０９】
各露光時間における温度‐オフセット量の相関関係は、オフセット情報として、読み出し回路４３に設けられたメモリ（図示せず）に記憶される。読み出し回路４３の補正回路は、メモリに記憶されたオフセット情報を参照して、撮影の際に温度センサ４９によって検出された受像部４１の温度、そして、コンソール１３にて設定されるＸ線照射時間（露光時間）に応じた各画素のオフセット量を求める。なお、検出温度に対応するオフセット量がオフセット情報に無い場合には、オフセット情報に含まれる前後の温度又は最も近い温度に対応するオフセット量を用いて補完し、また、設定露光時間に対応する温度‐オフセットの相関関係がオフセット情報にない場合には、オフセット情報に含まれる前後の露光時間の温度‐オフセットの関係又は最も近い露光時間の温度‐オフセットの相関関係を用いて補完し、検出温度及び設定露光時間に応じたオフセット量を求める。そして、補正回路は、求めた各画素のオフセット量を、その撮影によって取得される画像データの各画素の信号値から減算することによって、その画像データに対してオフセット補正を行う。
【０１１０】
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。
【０１１１】
以上、説明したように、本Ｘ線撮影システム１０によれば、ＦＰＤ３０の受像部４１の温度とＦＰＤ３０によって生成される画像データの各画素のオフセット量との関係を示すオフセット情報を用意しておき、各撮影においてＦＰＤ３０の受像部４１の温度を検出し、オフセット情報に基づいて、検出された温度に応じた各画素のオフセット量を求め、求めた各画素のオフセット量を用いて画像データに対してオフセット補正を行う。それにより、撮影毎に補正用データを取得することなく、複数回の撮影によって取得される画像データの各々に対して、撮影間の温度変化に伴うオフセット変動を考慮した適切なオフセット補正が可能となる。そして、オフセット補正された複数の画像データから再構成される位相コントラスト画像の画質を高めることができる。
【０１１２】
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Ｌ２を任意の値とすることができ、該距離Ｌ２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。
【０１１３】
なお、上述したＸ線撮影システム１０は、ＦＰＤ３０の温度として受像部４１の温度を用い、受像部４１の温度と画像データの各画素のオフセット量との関係でオフセット情報を構成するものとして説明したが、ＦＰＤ３０の温度としては受像部４１の温度に限られるものではない。例えば、読み出し回路４３の積分アンプ回路４３ａやＡ／Ｄ変換器４３ｂ、若しくはその他の読み出し回路４３の部分、又は走査回路４２等のＦＰＤ３０の他の部分の温度を用いてオフセット情報を構成することもできる。ただし、オフセット量の発生源となる受像部４１や積分アンプ回路４３ａやＡ／Ｄ変換器４３ｂの温度を用いることが好ましい。
【０１１４】
また、温度‐オフセット量の相関関係を、画像データの全ての画素の各々について、離散的な複数の温度と各温度におけるオフセット量とで定義するものとして説明したが、一部の画素について、離散的な複数の温度と各温度におけるオフセット量とによって定義し、残りの画素については、上記の一部の画素のいずれかの画素とのオフセット量の比によって定義することもできる。また、離散的な複数の温度の各々におけるオフセット量を例えば多項式曲線で近似するなどして、温度を変数とする関数によって定義することもできる。それによれば、オフセット情報のデータ量を圧縮することができる。
【０１１５】
また、読み出し回路４３の補正回路４３ｃにおいて撮影毎にオフセット補正を行うものとして説明したが、各撮影時の温度を記録しておき、演算処理部２２において、複数回の撮影によって取得された複数の画像データに対して一括してオフセット補正を行うようにしてもよい。
【０１１６】
また、上述した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。
【０１１７】
また、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。
【０１１８】
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データ群から位相微分像（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、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データ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出来る。
【０１１９】
図１２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、オフセット情報の構成を示す。
【０１２０】
前述したＸ線撮影システム１０においては、受像部４１に温度センサ４９が設けられ、受像部４１の温度と画像データの各画素のオフセット量との相関関係によってオフセット情報が構成されているが、本Ｘ線撮影システムにおいては、更に読み出し回路４３の積分アンプ回路４３ａにも温度センサが設けられており、受像部４１及び積分アンプ回路４３ａの温度と画像データの各画素のオフセット量との相関関係によってオフセット情報が構成されている。
【０１２１】
上記の温度‐オフセット量の相関関係は、画像データの全ての画素の各々について、受像部４１の離散的な複数の温度Ｔ１０、Ｔ１１、Ｔ１２、・・・、Ｔ１ｍ、及び積分アンプ回路４３ａの離散的な複数の温度Ｔ２０、Ｔ２１、Ｔ２２、・・・、Ｔ２ｎの組み合わせ（Ｔ１ｍ、Ｔ２ｎ）と、各温度の組み合わせにおけるオフセット量Ｉｏｆｆｍ，ｎとで定義されている。
【０１２２】
読み出し回路４３の補正回路は、メモリに記憶された上記のオフセット情報を参照して、撮影の際に温度センサ４９によって検出された受像部４１の検出温度及び積分アンプ回路４３ａの検出温度に応じた各画素のオフセット量を求める。なお、受像部４１の検出温度及び積分アンプ回路４３ａの検出温度の組み合わせ（Ｔ１、Ｔ２）に対応するオフセット量がオフセット情報に無い場合には、各々の検出温度について、オフセット情報に含まれる温度に対応するオフセット量を用いて補完し、受像部４１の検出温度及び積分アンプ回路４３ａの検出温度の組み合わせに応じたオフセット量を求める。そして、補正回路は、求めた各画素のオフセット量を、その撮影によって取得される画像データの各画素の信号値から減算することによって、その画像データに対してオフセット補正を行う。
【０１２３】
受像部４１及び積分アンプ回路４３ａのＦＰＤ３０の２箇所の温度と画像データの各画素のオフセット量との関係によってオフセット情報を構成することにより、より精度よく、各画素のオフセット量を求めることができる。なお、受像部４１及び積分アンプ回路４３ａのＦＰＤ３０の２箇所の温度と画像データの各画素のオフセット量との関係によってオフセット情報を構成しているが、例えばＡ／Ｄ変換器４３ｂにも温度センサを設け、受像部４１及び積分アンプ回路４３ａ並びにＡ／Ｄ変換器４３ｂのＦＰＤ３０の３箇所の温度と画像データの各画素のオフセット量との関係によってオフセット情報を構成するようにしてもよい。
【０１２４】
図１３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。
【０１２５】
図１３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。
【０１２６】
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。
【０１２７】
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。
【０１２８】
図１４は、図１３の放射線撮影システムの変形例を示す。
【０１２９】
図１４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。
【０１３０】
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。
【０１３１】
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。
【０１３２】
図１５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。
【０１３３】
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。
【０１３４】
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。
【０１３５】
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。
【０１３６】
このマルチスリット１０３の格子ピッチｐ３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Ｌ３として、次式（１９）を満たすように設定する必要がある。
【０１３７】
【数１９】
2012115577.tif 000021
【０１３８】
上記式（１９）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。
【０１３９】
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ｐ２及び間隔ｄ２は、次式（２０）及び（２１）の関係を満たすように決定される。
【０１４０】
【数２０】
2012115577.tif 000022
【０１４１】
【数２１】
2012115577.tif 000023
【０１４２】
このように、本Ｘ線撮影システムでは、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。
【０１４３】
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に関し、その演算処理部の構成を示す。
【０１４４】
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。
【０１４５】
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画像データ群から、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。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個の各走査位置で撮影を行って得られる画像データ群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。
【０１４６】
吸収画像生成部１９２は、画素ごとに得られる信号値Ｉｋ（ｘ，ｙ）を、図１７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、信号値Ｉｋ（ｘ，ｙ）をｋについて単純に平均化することにより行なっても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、信号値Ｉｋ（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、信号値Ｉｋ（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。
【０１４７】
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データ群から、吸収画像を作成するようにしてもよい。この吸収画像は、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、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出来る。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データ群から吸収画像を作成し、前述の補正係数を各画素にかけることで、検出系の透過率ムラを補正した被写体の吸収画像を得ることが出来る。
【０１４８】
小角散乱画像生成部１９３は、画素ごとに得られる信号値Ｉｋ（ｘ，ｙ）の変化における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、信号値Ｉｋ（ｘ，ｙ）の最大値と最小値との差を求めることによって行なっても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、信号値Ｉｋ（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。
【０１４９】
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データ群から、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出来る。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データ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出来る。
【０１５０】
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画像データ群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。
【０１５１】
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。
【０１５２】
従来、放射線源と放射線画像検出器とを被験者を中心として対向させて配置し、これらの組を、被験者を中心として周回させて、様々な角度から放射線を照射して放射線画像を撮像し、その各角度の放射線画像を用いて断層画像を再構成して任意断面を表示する放射線ＣＴ画像撮影システムが臨床で広く利用されている。
【０１５３】
図１８に示す放射線ＣＴ画像撮影システム２００は、Ｘ線源１１及びＦＰＤ３０と、Ｘ線源１１及びＦＰＤ３０を被写体Ｈを挟んで対向するように支持するＣアーム２１２と、被写体Ｈを中心とする周回軌道に沿ってＣアーム２１２を回転させる駆動機構２１５とを備え、Ｃアーム２１２を回転させて複数の角度から被写体を撮影する。そして、放射線ＣＴ画像撮影システム２００は、各角度の放射線画像を用いて被写体の断層像或いは３次元画像を再構成する演算処理部２２２を備えている。
【０１５４】
演算処理部２２２は、被写体Ｈを周回して撮影した一連の画像データから、ＦＢＰ(Filtered Back Projection)法や逐次近似法等の画像再構成手法によって、被写体断面内の各位置に存在する物質の線吸収係数に対応した物理量を算出し、画像データを再構成する。この際、異なる角度で撮影した一連の２次元画像に、画像間で異なるムラがあると再構成演算後にアーチファクトとなる。たとえば、周回撮影した画像間でＦＰＤ２１１のオフセットが変動することによっても画像間で異なるムラが発生する。
【０１５５】
本ＣＴ画像撮影システム２００においても、ＦＰＤ３０の温度とＦＰＤ３０によって生成される画像データの各画素のオフセット量との関係を示すオフセット情報を用意しておき、各撮影においてＦＰＤ３０の温度を検出して、オフセット情報に基づいて、検出された温度に応じた各画素のオフセット量を求め、求めた各画素のオフセット量を用いて画像データに対してオフセット補正を行う。それにより、撮影毎に補正用データを取得することなく、複数回の撮影によって取得される画像データの各々に対して、撮影間の温度変化に伴うオフセット変動を考慮した適切なオフセット補正が可能となる。そして、オフセット補正された複数の画像データから再構成される断層像或いは３次元画像の画質を高めることができる。
【０１５６】
前述の各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。
【０１５７】
以上、説明したように、本明細書には、放射線像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器を用い、複数回の放射線撮影を行って取得される複数の画像データに基づいて一つの再構成画像データを生成する放射線撮影システムであって、前記放射線画像検出器の温度を検出する温度検出部と、前記温度検出部により検出される検出温度と前記放射線画像検出器が生成する画像データの各画素のオフセット量との相関関係を示すオフセット情報を記憶した記憶部と、前記記憶部に記憶されたオフセット情報に基づき、各撮影における前記検出温度に応じて、その撮影で取得される画像データの各画素のオフセット量を求め、求めた各画素のオフセット量を用いて該画像データに対してオフセット補正を行う補正部と、前記補正部によってオフセット補正された複数の画像データから前記再構成画像データを生成する演算処理部と、を備える放射線撮影システムが開示されている。
【０１５８】
また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記相関関係が、前記放射線画像検出器が生成する画像データの全ての画素について、離散的な複数の温度と各温度において予め測定されたオフセット量とによって定義されている。
【０１５９】
また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記相関関係が、前記放射線画像検出器が生成する画像データの一部の画素について、離散的な複数の温度と各温度において予め測定されたオフセット量によって定義され、残りの画素について、前記一部の画素のうちいずれかの画素に対するオフセット量との比によって定義されている。
【０１６０】
また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記相関関係が、前記放射線画像検出器が生成する画像データの全ての画素について、温度を変数とする関数によって定義されている。
【０１６１】
また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記放射線画像検出器が、入射する放射線の線量に応じた電荷を発生させる素子が配列された受像部と、前記受像部の各素子に発生した電荷を読み出してアナログの電気信号に変換するアンプ回路と、前記アンプ回路から出力される電気信号をデジタル変換するＡ／Ｄ変換器と、を含み、前記温度検出部は、前記受像部、前記アンプ回路、及び前記Ａ／Ｄ変換器のうち少なくとも一つの温度を検出する。
【０１６２】
また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記補正部が、更に各撮影における前記放射線画像検出器の露光時間に応じて、その撮影で取得される画像データの各画素のオフセット量を求める。
【０１６３】
また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記オフセット情報が、離散的な複数の露光時間の各々における前記相関関係を含む。
【０１６４】
また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、第１の格子と、前記第１の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期に実質的に一致する周期を有する第２の格子と、を更に備え、前記放射線画像検出器は、前記第２の格子を前記放射線像に対して互いに位相の異なる相対位置に配置して行われる複数回の撮影の各々において、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し、前記演算処理部は、前記複数回の撮影によって取得され、前記補正部によってオフセット補正された複数の画像データから、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位相コントラスト画像データを生成する。
【０１６５】
また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記放射線画像検出器が、被写体に対して互いに異なる方向から行われる複数回の撮影の各々において、被写体を透過した放射線によって形成される放射線像を検出し、前記演算処理部は、前記複数回の撮影によって取得され、前記補正部によってオフセット補正された複数の画像データから、被写体の断層画像データを生成する放射線撮影システム。
【符号の説明】
【０１６６】
１０   Ｘ線撮影システム
１１   Ｘ線源
１２   撮影部
１３   コンソール
３０   ＦＰＤ
３１   第１の吸収型格子
３２   第２の吸収型格子
３３   走査機構
４０   素子
４１   受像部
４３   読み出し回路
４３ａ 積分アンプ回路
４３ｂ Ａ／Ｄ変換器
【図１】
2012115577.tif 000024
【図２】
2012115577.tif 000025
【図３】
2012115577.tif 000026
【図４】
2012115577.tif 000027
【図５】
2012115577.tif 000028
【図６】
2012115577.tif 000029
【図７】
2012115577.tif 000030
【図８】
2012115577.tif 000031
【図９】
2012115577.tif 000032
【図１０】
2012115577.tif 000033
【図１１】
2012115577.tif 000034
【図１２】
2012115577.tif 000035
【図１３】
2012115577.tif 000036
【図１４】
2012115577.tif 000037
【図１５】
2012115577.tif 000038
【図１６】
2012115577.tif 000039
【図１７】
2012115577.tif 000040
【図１８】
2012115577.tif 000041