JP2012120650A - 放射線撮影システム及び放射線位相コントラスト画像生成方法 - Google Patents

Abstract

【課題】オフセット変動を検出するための素子を撮影に支障のないように設け、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、それらの画像データから生成される位相コントラスト画像の画質を高める。
【解決手段】放射線撮影システム１０は、第１の格子３１と、第２の格子３２と、放射線画像検出器３０と、放射線画像検出器の受像部上における撮像範囲の外を覆うＸ線遮蔽体３２ｃと、Ｘ線遮蔽体で覆われることによりＸ線非露光状態とされたオフセット変動検出用素子に対応する画像データの画素の信号値に基づいて各画素のオフセット補正値を求め、該画像データのオフセット補正を行う補正回路３４ｃと、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置いて行われる複数回の撮影で前記放射線画像検出器によって取得され、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位相コントラスト画像データを生成する演算処理部２２とを備える。
【選択図】図４

Description

本発明は、放射線撮影システム及び放射線位相コントラスト画像生成方法に関する。

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（例えば、特許文献１参照）。

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２参照）。

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自己像を形成する距離であり、この自己像は、Ｘ線源と第１の回折格子との間に配置された被写体とＸ線との相互作用（位相変化）により変調を受ける。

Ｘ線タルボ干渉計では、第１の回折格子の自己像と第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。

特開２００５‐３１２８０５号公報 特開２００８‐２００３６０号公報

ＦＰＤは、２次元配列された複数の光電変換素子と、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が含まれており、一般に、このオフセットを除去するオフセット補正が行われる。

特許文献２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２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、ＦＰＤをＸ線露光させずに、各素子の読み出しを行って補正用データが取得される。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。

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は、各素子や読み出し回路の温度に依存する。縞走査法による位相イメージングは、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が連続して行われ、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、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てアーティファクトを生じさ、診断・検査精度の低下を招く虞がある。

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。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のコントラストや解像度が低下してしまう。

特許文献１に記載されたＦＰＤ及びそれを用いた画像生成方法においては、ＦＰＤの所定の素子が常にＸ線露光されないように構成される。そして、この非露光素子に対応する画素の信号値（オフセット）に応じて各画素のオフセット補正値が求められ、それにより、画像データのオフセット補正が行われる。この方法によれば、撮影毎に補正用データを取得する必要をなくすことができる。しかし、非露光素子の位置が固定であり、非露光素子を含む一部の範囲を撮影に用いることができなくなる。よって、非露光素子を含む範囲を避けるように撮像範囲を設定する必要があり、そのために被写体の配置に制約が生じ、撮影に支障をきたす場合がある。

本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、オフセット変動を検出するための素子を撮影に支障のないように設け、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、それらの画像データから生成される位相コントラスト画像の画質を高めることを目的とする。

（１） 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、行列状に配列された複数の光電変換素子を含む受像部を有し、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前記受像部によって検出して画像データを出力する放射線画像検出器と、前記受像部上における撮像範囲に応じて、該撮像範囲の外に位置する少なくとも一つの前記光電変換素子を、オフセット変動検出用素子に設定する設定部と、前記画像データの画素のうち前記オフセット変動検出用素子に対応する画素の信号値に基づいて各画素のオフセットを求め、該画像データのオフセット補正を行う補正部と、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置いて行われる複数回の撮影で前記放射線画像検出器によって取得され、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位相コントラスト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。
（２） 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、前記第２の格子によりマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器とを用い、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置いて行われる複数回の撮影で前記放射線画像検出器によって取得される複数の画像データから位相コントラスト画像データを生成する放射線位相コントラスト画像生成方法であって、前記放射線画像検出器上における撮像範囲に応じて、該撮像範囲の外に位置する少なくとも一つの前記放射線画像検出器に含まれる前記光電変換素子を、オフセット変動検出用素子に設定し、前記各撮影で取得される画像データの画素のうち前記オフセット変動検出用素子に対応する画素の信号値に基づいて各画素のオフセットを求め、該画像データのオフセット補正を行い、オフセット補正された複数の画像データから位相コントラスト画像データを生成する放射線位相コントラスト画像生成方法。

本発明によれば、受像部上における撮像範囲の外に位置する光電変換素子をオフセット変動検出用の画素に設定しており、オフセット変動検出用に専用の素子を設けるのではなく、撮像範囲に応じて各素子をオフセット変動検出用素子とするか否かを切り換える。よって、撮影に支障のないようオフセット変動検出用素子を設けることができる。そして、画像データの画素のうちオフセット変動検出用素子に対応する画素の信号値に基づいて各画素のオフセット補正値を求め、画像データのオフセット補正を行っており、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。それにより、オフセット補正された複数の画像データから生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。

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放射線画像検出器の構成を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の斜視図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の側面図である。 第１及び第２の格子の重ね合わせによるモアレ縞の周期を変更するための機構を示す模式図である。 被写体による放射線の屈折を説明するための模式図である。 縞走査法を説明するための模式図である。 縞走査に伴う放射線画像検出器の素子の信号を示すグラフである。 図１の放射線撮影システムにおける撮影手順を示すフローチャートである。 予め取得される各画素のオフセットの相関関係を示すグラフである。 図１の放射線撮影システムの変形例に関し、予め取得される各画素のオフセットの相関関係を示すグラフである。 図１の放射線撮影システムの他の変形例に関し、そのオフセット補正の方法を説明するための模式図である。 図１の放射線撮影システムの他の変形例に関し、そのオフセット補正の方法を説明するための模式図である。 図１の放射線撮影システムの他の変形例に関し、そのオフセット補正の方法を説明するための模式図である。 図１の放射線撮影システムの他の変形例の構成を示す模式図である。 図１６の放射線撮影システムの撮影部の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、そのオフセット変動検出用素子の設定方法を説明するための模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、放射線画像検出器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２０の放射線撮影システムの変形例の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その演算処理部の構成を示すブロック図である。 図２３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、半導体回路からなるフラットパネル検出器（ＦＰＤ）３０、被写体ＨによるＸ線の位相変化（角度変化）を検出し位相イメージングを行うための第１の吸収型格子３１及び第２の吸収型格子３２が設けられている。

ＦＰＤ３０は、検出面がＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交するように配置されている。詳しくは後述するが、第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、ＦＰＤ３０とＸ線源１１との間に配置されている。

また、撮影部１２には、第２の吸収型格子３２を上下方向（ｘ方向）に並進移動させることにより、第１の吸収型格子３１に対する第２の吸収型格子３２の相対位置関係を変化させる走査機構３３が設けられている。この走査機構３３は、例えば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。

図３は、図１の放射線撮影システムに含まれる放射線画像検出器の構成を示す。

放射線画像検出器としてのＦＰＤ３０は、Ｘ線を電荷に変換して蓄積する複数の素子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、読み出した電荷を画像データに変換して、コンソール１３のＩ／Ｆ２５を介して演算処理部２２に送信する出力回路４３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、出力回路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。

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、変換層を挟む一対の電極（図示せず）にバイアス電圧が印加されることによって、変換層に生じ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。

なお、各素子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）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。

出力回路４３は、積分アンプ回路４３ａ、Ａ／Ｄ変換器４３ｂ、補正回路４３ｃ、画像メモリ（図示せず）、データ送信回路４３ｄにより構成されている。積分アンプ回路４３ａ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４３ｂに入力する。Ａ／Ｄ変換器４３ｂ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４３ｃに入力する。補正回路４３ｃ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４３ｃ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。積分アンプ回路４３ａ及びＡ／Ｄ変換気４３ｂにより一つの読み出し回路４４が構成され、この読み出し回路４４は信号線４６毎に設けられている。

図４及び図５は、図１の放射線撮影システムの撮影部を示す。

第１の吸収型格子３１は、基板３１ａと、この基板３１ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３１ｂとから構成されている。同様に、第２の吸収型格子３２は、基板３２ａと、この基板３２ａに配置された複数のＸ線遮蔽部３２ｂとから構成されている。基板３１ａ，３１ｂは、いずれもＸ線を透過させるガラス等のＸ線透過性部材により形成されている。

Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、いずれもＸ線源１１から照射されるＸ線の光軸Ａに直交する面内の一方向（図示の例では、ｘ方向及びｚ方向に直交するｙ方向）に延伸した線状の部材で構成される。各Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの材料としては、Ｘ線吸収性に優れるものが好ましく、例えば、金、白金等の重金属であることが好ましい。これらのＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、金属メッキ法や蒸着法によって形成することが可能である。

Ｘ線遮蔽部３１ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期ｐ_１で、互いに所定の間隔ｄ_１を空けて配列されている。同様に、Ｘ線遮蔽部３２ｂは、Ｘ線の光軸Ａに直交する面内において、上記一方向と直交する方向（ｘ方向）に一定の周期ｐ_２で、互いに所定の間隔ｄ_２を空けて配列されている。このような第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、入射Ｘ線に位相差を与えるものでなく、強度差を与えるものであるため、振幅型格子とも称される。なお、スリット部（上記間隔ｄ_１，ｄ_２の領域）は空隙でなくてもよく、例えば、高分子や軽金属などのＸ線低吸収材で該空隙を充填してもよい。

第１及び第２の吸収型格子３１，３２は、タルボ干渉効果の有無に係らず、スリット部を通過したＸ線を幾何学的に投影するように構成されている。具体的には、間隔ｄ_１，ｄ_２を、Ｘ線源１１から照射されるＸ線のピーク波長より十分大きな値とすることで、照射Ｘ線に含まれる大部分のＸ線をスリット部で回折させずに、直進性を保ったまま通過するように構成する。例えば、前述の回転陽極１８ａとしてタングステンを用い、管電圧を５０ｋＶとした場合には、Ｘ線のピーク波長は、約０．４Åである。この場合には、間隔ｄ_１，ｄ_２を、１〜１０μｍ程度とすれば、スリット部で大部分のＸ線が回折されずに幾何学的に投影される。

Ｘ線源１１から放射されるＸ線は、平行ビームではなく、Ｘ線焦点１８ｂを発光点としたコーンビームであるため、第１の吸収型格子３１を通過して射影される投影像（以下、この投影像をＧ１像と称する）は、Ｘ線焦点１８ｂからの距離に比例して拡大される。第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、そのスリット部が、第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定されている。すなわち、Ｘ線焦点１８ｂから第１の吸収型格子３１までの距離をＬ_１、第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離をＬ_２とした場合に、格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、次式（１）及び（２）の関係を満たすように決定される。

第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２までの距離Ｌ_２は、タルボ干渉計では、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本Ｘ線撮影システム１０の撮影部１２では、第１の吸収型格子３１が入射Ｘ線を回折させずに投影させる構成であって、第１の吸収型格子３１のＧ１像が、第１の吸収型格子３１の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離Ｌ_２を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。

上記のように撮影部１２は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第１の吸収型格子３１でＸ線を回折したと仮定した場合のタルボ干渉距離Ｚは、第１の吸収型格子３１の格子ピッチｐ_１、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２、Ｘ線波長（ピーク波長）λ、及び正の整数ｍを用いて、次式（３）で表される。

式（３）は、Ｘ線源１１から照射されるＸ線がコーンビームである場合のタルボ干渉距離を表す式であり、「Atsushi Momose, et al., Japanese Journal of Applied Physics, Vol.47, No.10, 2008年10月, 8077頁」により知られている。

本Ｘ線撮影システム１０では、撮影部１２の薄型化を目的とし、上記距離Ｌ_２を、ｍ＝１の場合の最小のタルボ干渉距離Ｚより短い値に設定する。すなわち、上記距離Ｌ_２は、次式（４）を満たす範囲の値に設定される。

なお、Ｘ線源１１から照射されるＸ線が実質的に平行ビームとみなせる場合のタルボ干渉距離Ｚは次式（５）となり、上記距離Ｌ_２を、次式（６）を満たす範囲の値に設定する。

Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂは、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、Ｘ線を完全に遮蔽（吸収）することが好ましいが、上記したＸ線吸収性に優れる材料（金、白金等）を用いたとしても、吸収されずに透過するＸ線が少なからず存在する。このため、Ｘ線の遮蔽性を高めるためには、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂのそれぞれの厚みｈ_１，ｈ_２を、可能な限り厚くすることが好ましい。例えば、Ｘ線管１８の管電圧が５０ｋＶの場合に、照射Ｘ線の９０％以上を遮蔽することが好ましく、この場合には、厚みｈ_１，ｈ_２は、金（Ａｕ）換算で３０μｍ以上であることが好ましい。

一方、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの厚みｈ_１，ｈ_２を厚くし過ぎると、斜めに入射するＸ線がスリット部を通過しにくくなり、いわゆるケラレが生じて、Ｘ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂの延伸方向（条帯方向）に直交する方向（ｘ方向）の有効撮像範囲が狭くなるといった問題がある。このため、視野撮像範囲の観点から、厚みｈ_１，ｈ_２の上限を規定する。ＦＰＤ３０の検出面におけるｘ方向の有効撮像範囲の長さＶを確保するには、Ｘ線焦点１８ｂからＦＰＤ３０の検出面までの距離をＬとすると、厚みｈ_１，ｈ_２は、図５に示す幾何学的関係から、次式（７）及び（８）を満たすように設定する必要がある。

例えば、ｄ_１＝２．５μｍ、ｄ_２＝３．０μｍであり、通常の病院での撮影を想定して、Ｌ＝２ｍとした場合には、ｘ方向の有効撮像範囲の長さ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。

また、第２の吸収型格子３２において、Ｘ線遮蔽部３２ｂが周期的に配列されている格子領域の外側は、枠状のＸ線遮蔽体３２ｃによって囲われている。本例において、このＸ線遮蔽体３２ｃは、Ｘ線遮蔽部３２ｂ同様、金、白金等の重金属を用いて金属メッキ法や蒸着法によって基板３２ａに一体に形成されている。なお、Ｘ線遮蔽体３２ｃは、基板３２ａとは別に形成されたＸ線遮蔽部材を基板３２ａに取り付けることによって設けることもできる。また、Ｘ線遮蔽体３２ｃは、第１の吸収型格子３１に設けられていてもよいし、第１及び第２の吸収型格子３１，３２にそれぞれ設けられていてもよい。

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の格子領域を通過したＸ線によって形成されるＧ１像と第２の吸収型格子３２の格子領域との重ね合わせにより、強度変調された像が形成され、この強度変調された像がＦＰＤ３０によって撮像される。第２の吸収型格子３２の位置におけるＧ１像のパターン周期ｐ_１’と、第２の吸収型格子３２の実質的な格子ピッチｐ_２’（製造後の実質的なピッチ）とは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じる。このうち、配置誤差とは、第１及び第２の吸収型格子３１，３２が、相対的に傾斜や回転、両者の間隔が変化することによりｘ方向への実質的なピッチが変化することを意味している。

Ｇ１像のパターン周期ｐ_１’と格子ピッチｐ_２’との微小な差異により、画像コントラストはモアレ縞となる。このモアレ縞の周期Ｔは、次式（９）で表される。

このモアレ縞をＦＰＤ３０で検出するには、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）。

式（１０）は、配列ピッチＰがモアレ周期Ｔの整数倍でないことを意味しており、ｎ≧２の場合であっても原理的にモアレ縞を検出することが可能である。式（１１）は、配列ピッチＰをモアレ周期Ｔより小さくすることを意味している。

ＦＰＤ３０の素子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ｐ_１’と格子ピッチｐ_２’との少なくともいずれか一方を変更することによりモアレ周期Ｔを変更することが好ましい。

図６に、モアレ周期Ｔを変更する方法を示す。

モアレ周期Ｔの変更は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のいずれか一方を、光軸Ａを中心として相対的に回転させることにより行うことができる。例えば、第１の吸収型格子３１に対して、第２の吸収型格子３２を、光軸Ａを中心として相対的に回転させる相対回転機構５０を設ける。この相対回転機構５０により、第２の吸収型格子３２を角度θだけ回転させると、ｘ方向に関する実質的な格子ピッチは、「ｐ_２’」→「ｐ_２’／ｃｏｓθ」と変化し、この結果、モアレ周期Ｔが変化する（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、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。モアレ周期Ｔを変更するための第１及び第２の吸収型格子３１，３２の上記変更機構（相対回転機構５０、相対傾斜機構５１、及び相対移動機構５２）は、圧電素子等のアクチュエータにより構成することが可能である。

Ｘ線源１１と第１の吸収型格子３１との間に被写体Ｈを配置した場合には、ＦＰＤ３０により検出されるモアレ縞は、被写体Ｈにより変調を受ける。この変調量は、被写体Ｈによる屈折効果によって偏向したＸ線の角度に比例する。したがって、ＦＰＤ３０で検出されたモアレ縞を解析することによって、被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。そして、このモアレ縞は、第１の吸収型格子３１の格子領域）を通過したＸ線によって形成されるＧ１像と第２の吸収型格子３２の格子領域との重ね合わせにより形成され、即ち、位相コントラスト画像の生成において、ＦＰＤ３０の受像部４１上での第１の吸収型格子３１の格子領域と第２の吸収型格子３２の格子領域との重畳範囲が有効な撮像範囲となる。従って、被写体Ｈの関心領域（例えば関節等）に応じて、相応の大きさの格子領域を有する第１及び第２の吸収型格子３１、３２が用いられ、また、ＦＰＤ３０に対する被写体Ｈの関心領域の相対位置に応じて、ＦＰＤ３０に対する第１及び第２の吸収型格子３１、３２の相対位置もまた調整される。

本例においては、Ｘ線照射範囲４１ａが第１の吸収型格子３１の格子領域と第２の吸収型格子３２の格子領域との重畳範囲（有効撮像範囲）４１ｂを内包するように、コリメータユニット１９（図１参照）が調整され、有効撮像範囲４１ｂの全体が撮像範囲とされている。ただし、上述の通り、第２の吸収型格子３２の格子領域の外側は枠状のＸ線遮蔽体３２ｃによって囲われており、撮像範囲の外に位置し、Ｘ線遮蔽体３２Ｃによって覆われるＦＰＤ３０の各素子４０は、Ｘ線露光されることはない。

次に、モアレ縞の解析方法について説明する。

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

符号５５は、被写体Ｈが存在しない場合に直進するＸ線の経路を示しており、この経路５５を進むＸ線は、第１及び第２の吸収型格子３１，３２を通過してＦＰＤ３０に入射する。符号５６は、被写体Ｈが存在する場合に、被写体Ｈにより屈折されて偏向したＸ線の経路を示している。この経路５６を進むＸ線は、第１の吸収型格子３１を通過した後、第２の吸収型格子３２より遮蔽される。

被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）は、被写体Ｈの屈折率分布をｎ（ｘ，ｚ）、ｚをＸ線の進む方向として、次式（１２）で表される。

第１の吸収型格子３１から第２の吸収型格子３２の位置に投射されたＧ１像は、被写体ＨでのＸ線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけｘ方向に変位することになる。この変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式（１３）で表される。

ここで、屈折角φは、Ｘ線波長λと被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）を用いて、式（１４）で表される。

このように、被写体ＨでのＸ線の屈折によるＧ１像の変位量Δｘは、被写体Ｈの位相シフト分布Φ（ｘ）に関連している。そして、この変位量Δｘは、ＦＰＤ３０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。

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。

縞走査法では、第１及び第２の吸収型格子３１，３２の一方を他方に対して相対的にｘ方向にステップ的に並進移動させながら撮影を行う（すなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う）。本Ｘ線撮影システム１０では、前述の走査機構３３により第２の吸収型格子３２を移動させているが、第１の吸収型格子３１を移動させてもよい。第２の吸収型格子３２の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離（ｘ方向への移動量）が、第２の吸収型格子３２の格子周期の１周期（格子ピッチｐ_２）に達すると（すなわち、位相変化が２πに達すると）、モアレ縞は元の位置に戻る。このようなモアレ縞の変化を、格子ピッチｐ_２を整数分の１ずつ第２の吸収型格子３２を移動させながら、ＦＰＤ３０で縞画像を撮影し、撮影した複数の縞画像から各素子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。

図８は、格子ピッチｐ_２をＭ（２以上の整数）個に分割した走査ピッチ（ｐ_２／Ｍ）ずつ第２の吸収型格子３２を移動させる様子を模式的に示す。

走査機構３３は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のＭ個の各走査位置に、第２の吸収型格子３２を順に並進移動させる。なお、同図では、第２の吸収型格子３２の初期位置を、被写体Ｈが存在しない場合における第２の吸収型格子３２の位置でのＧ１像の暗部が、Ｘ線遮蔽部３２ｂにほぼ一致する位置（ｋ＝０）としているが、この初期位置は、ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１のうちいずれの位置としてもよい。

まず、ｋ＝０の位置では、主として、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線が第２の吸収型格子３２を通過する。次に、ｋ＝１，２，・・・と順に第２の吸収型格子３２を移動させていくと、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が増加する。特に、ｋ＝Ｍ／２では、主として、被写体Ｈにより屈折されたＸ線のみが第２の吸収型格子３２を通過する。ｋ＝Ｍ／２を超えると、逆に、第２の吸収型格子３２を通過するＸ線は、被写体Ｈにより屈折されたＸ線の成分が減少する一方で、被写体Ｈにより屈折されなかったＸ線の成分が増加する。

ｋ＝０，１，２，・・・，Ｍ−１の各位置で、ＦＰＤ３０により撮影を行うと、各素子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Ｉ_ｋ（ｘ）と標記すると、Ｉ_ｋ（ｘ）は、次式（１６）で表される。

ここで、ｘは、素子４０のｘ方向に関する座標であり、Ａ_０は入射Ｘ線の強度であり、Ａ_ｎは素子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。

次いで、次式（１７）の関係式を用いると、上記屈折角φ（ｘ）は、次式（１８）のように表される。

ここで、ａｒｇ［ ］は、偏角の抽出を意味しており、各素子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。

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。

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ｐ_２の周期で周期的に変化する。図９中の破線は、被写体Ｈが存在しない場合の信号値の変化を示しており、図９中の実線は、被写体Ｈが存在する場合の信号値の変化を示している。この両者の波形の位相差が各素子４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。

そして、屈折角φ（ｘ）は、上記式（１４）で示したように微分位相値に対応する値であるため、屈折角φ（ｘ）をｘ軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）が得られる。なお、上記の説明では、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。

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。

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。

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、Ｘ線の照射が開始される。

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、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、被写体Ｈにより変調を受けたモアレ縞がＦＰＤ３０によって検出される（ステップＳ１）。

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され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によって、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）。

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）。

次に、画像データに対するオフセット補正を説明する。

各撮影で得られる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４４（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が含まれる。このオフセットは、素子４０や読み出し回路４４の温度に依存して変動する。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や読み出し回路４４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、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が行なわれる。

図１１は、各画素のオフセットの相関関係を示す。

上述の通り、ＦＰＤ３０の受像部４１上における撮像範囲（第１の吸収型格子３１の格子領域と第２の吸収型格子３２の格子領域との重畳範囲）４１ｂの外には、第２の吸収型格子３２のＸ線遮蔽体３２ｃで覆われることによってＸ線非露光状態とされた素子（オフセット変動検出用素子）４０が設けられている。このオフセット変動検出用素子４０に対応する画像データの画素の信号値は、オフセットを反映している。

本Ｘ線撮影システム１０においては、ＦＰＤ３０によって得られる画像データの各画素のオフセットの相関関係が予め取得されている。各画素のオフセットは、素子４０や読み出し回路４４の温度に依存し、典型的には相互の差を保って変動する。そこで、各画素のオフセットの相関関係は、任意の温度状態にあるときのＦＰＤ３０をＸ線露光させずに駆動して得られる画像データの各画素の信号値のセット（オフセットテーブル）によって定義される。また、素子４０の暗電流に起因するオフセットは、ＦＰＤ３０の光電変換素子４０の電荷蓄積時間に依存して変動する。そこで、本Ｘ線撮影システム１０においては、離散的な複数の電荷蓄積時間の各々において、上記のオフセットテーブルが取得される。各電荷蓄積時間について取得されたオフセットテーブルは、出力回路４３に設けられたメモリ（図示せず）に記憶される。

補正回路４３ｃは、各撮影で得られた画像データの画素のうちオフセット変動検出用素子４０に対応する画素を抽出する。オフセット変動検出用素子４０は、上述の通り、第２の吸収型格子３２のＸ線遮蔽体３２ｃで覆われることによってＸ線露光されておらず、これに対応する画素の信号値は他の画素の信号値に比べて微弱となる。そこで、信号値に対して適宜な閾値を設けることによって、オフセット変動検出用素子４０に対応する画素が抽出される。

そして、補正回路４３ｃは、抽出された画素のうちいずれか１つの画素を選択し、メモリに記憶された上記のオフセットテーブルを参照して、選択された画素の信号値、及びコンソール１３（図２参照）にて設定されるＸ線照射時間に対応して設定されるＦＰＤ３０の光電変換素子４０の電荷蓄積時間に応じて、他の画素のオフセット補正値を求める。具体的には、選択された画素の信号値と、オフセットテーブルに保持された該画素の信号値との差を求め、オフセットテーブルに保持された各画素の信号値から上記の差を減算することにより、各画素のオフセット補正値を求める。なお、設定電荷蓄積時間に対応するオフセットテーブルがない場合には、前後の電荷蓄積時間のオフセットテーブルで補完して各画素のオフセット補正値を求めるようにしてもよい。また、複数の画素を選択して、選択された複数の画素の各々の信号値を用いて画素毎に複数のオフセット補正値を求め、各画素の複数のオフセット補正値の平均値をその画素のオフセット補正値としてもよい。

そして、補正回路４３ｃは、求められた各画素のオフセット補正値を、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り、その画像データに対してオフセット補正を行う。

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。

以上、説明したように、本Ｘ線撮影システム１０によれば、オフセット変動検出用に専用の素子を設けるのではなく、第２の吸収型格子３２の格子領域の外側に設けられたＸ線遮蔽体３２ｃによって、撮像範囲の外に位置する一部の素子４０を覆ってＸ線非露光状態とすることにより、これら一部の素子４０をオフセット変動検出用素子に設定している。そして、第１及び第２の吸収型格子３１，３２には、被写体Ｈの関心領域に応じて相応の大きさの格子領域を有するものが用いられ、ＦＰＤ３０に対する被写体Ｈの関心領域の相対位置に応じて第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＦＰＤ３０に対する相対位置もまた調整される。よって、各素子４０は、撮像範囲に応じてオフセット変動検出用素子及びＸ線像検出用素子のいずれかに切り換えられる。それにより、撮影に支障のないようオフセット変動検出用素子を適宜設けることができる。そして、画像データの画素のうちオフセット変動検出用素子４０に対応する画素の信号値に基づいて各画素のオフセット補正値を求め、画像データのオフセット補正を行っており、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。それにより、オフセット補正された複数の画像データから生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。

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は、第１の格子の投影像に対して縞走査を行って屈折角φを演算するものであって、そのため、第１及び第２の格子がいずれも吸収型格子であるものとして説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。上述のとおり、タルボ干渉像に対して縞走査を行って屈折角φを演算する場合にも、本発明は有用である。よって、第１の格子は、吸収型格子に限らず位相型格子であってもよい。また、第１の格子のＸ線像と第２の格子との重ね合わせによって形成されるモアレ縞の解析方法は、前述した縞走査法に限られず、例えば「J. Opt. Soc. Am. Vol.72,No.1 (1982) p.156」により知られているフーリエ変換／フーリエ逆変換を用いた方法など、モアレ縞を利用した種々の方法も適用可能である。

また、本Ｘ線撮影システム１０は、位相シフト分布Φを画像としたものを位相コントラスト画像として記憶ないし表示するものとして説明したが、上記のとおり、位相シフト分布Φは、屈折角φより求まる位相シフト分布Φの微分量を積分したものであって、屈折角φ及び位相シフト分布Φの微分量もまた被写体によるＸ線の位相変化に関連している。よって、屈折角φを画像としたもの、また、位相シフトΦの微分量を画像としたものも位相コントラスト画像に含まれる。

また、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像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。

図１２は、図１の放射線撮影システムの変形例に関し、各画素のオフセットの相関関係を示す。

前述したＸ線撮影システム１０においては、各画素のオフセットが典型的には相互の差を保って変動することから、任意の温度状態にあるときのＦＰＤ３０をＸ線露光させずに駆動して取得される一つのオフセットテーブルによって各画素のオフセットの相関関係が定義されているが、ＦＰＤ３０の特性によっては、各画素のオフセットの相互の差が保たれない場合がある。そこで、本例においては、離散的な複数の温度の各々においてＦＰＤ３０をＸ線露光させずに駆動し、複数のオフセットテーブルが予め取得され、これらのオフセットテーブルによって各画素のオフセットの相関関係が定義されている。

補正回路４３ｃは、各撮影で得られた画像データの画素のうち、オフセット変動検出用素子４０に対応する画素を抽出する。そして、複数のオフセットテーブルから、抽出された画素の信号値に一致する該画素の信号値を保持したオフセットテーブルを選択し、選択されたオフセットテーブルから各画素のオフセット補正値を求める。なお、抽出された画素の信号値に一致する該画素の信号値を保持したオフセットテーブルがない場合には、前後のオフセットテーブルで補完して各画素のオフセット補正値を求めることが可能である。これによれば、より正確に各画素のオフセット補正値を求めることができ、オフセット補正された複数の画像データから生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。

図１３は、図１の放射線撮影システムの他の変形例に関し、そのオフセット補正の方法を模式的に示す。

ＦＰＤ３０の読み出し回路４４は、信号線４６毎に、つまりは複数の素子４０の配列の列（ｘ方向の並び）毎に設けられている。読み出し回路４４の温度ドリフトは、画像データの各画素のオフセットの要因となり、読み出し回路４４毎にその特性が異なる。第２の吸収型格子３２に設けられるＸ線遮蔽体３２ｃによって受像部４１のｙ方向に延びる縁部が覆われており、少なくとも一つの行（ｙ方向の並び）の素子群４０Ａの各素子４０がオフセット変動検出用素子に設定されている。それにより、各列には、少なくとも一つのオフセット変動検出用素子４０が含まれる。

本例において、補正回路４３ｃは、画像データの画素の配列の列毎に、各列に含まれるオフセット変動検出用素子４０に対応する画素の信号値に基づいて、その列の各画素のオフセット補正値を求める。これによれば、読み出し回路４４毎の特性を考慮して、より正確に各画素のオフセット補正値を求めることができ、オフセット補正された複数の画像データから生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。

図１４は、図１の放射線撮影システムの他の変形例に関し、そのオフセット補正の方法を模式的に示す。

ＦＰＤ３０の各素子４０の電荷の読み出しのタイミングは走査回路４２によって制御され、行毎に順次行われる。そのため、全ての素子４０の電荷の読み出しを終えるまでに所定の時間を要し、その間の温度変化によって、各読み出し回路４４の温度ドリフトに起因するオフセットの変動が生じ得る。第２の吸収型格子３２に設けられるＸ線遮蔽体３２ｃによって受像部４１のｘ方向に延びる縁部が覆われており、少なくとも一つの列（ｘ方向の並び）の素子群４０Ｂの各素子４０がオフセット変動検出用素子に設定されている。それにより、各行には、少なくとも一つのオフセット変動検出用素子４０が含まれる。

本例において、補正回路４３ｃは、画像データの画素の配列の行毎に、各行に含まれるオフセット変動検出用素子４０に対応する画素の信号値に基づいて、その行の各画素のオフセット補正値を求める。これによれば、全ての素子４０の電荷の読み出しに要する時間内での各読み出し回路４４の温度変化、それに伴うオフセットの変動を考慮して、より正確に各画素のオフセット補正値を求めることができ、オフセット補正された複数の画像データから生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。

図１５は、図１の放射線撮影システムの他の変形例に関し、そのオフセット補正の方法を模式的に示す。

本例においては、少なくとも一つの行の素子群４０Ａ、及び少なくとも一つの列の素子群４０Ｂがオフセット変動検出用素子４０に設定されている。それにより、各列に、少なくとも一つのオフセット変動検出用素子４０が含まれ、また、各行に、少なくとも一つのオフセット変動検出用素子４０が含まれる。

補正回路４３ｃは、まず、画像データの画素の配列の列毎に、各列に含まれるオフセット変動検出用素子４０に対応する画素の信号値に基づいて、その列の各画素のオフセット補正値（第１のオフセット補正値）を求める。更に、画像データの画素の配列の行毎に、各行に含まれるオフセット変動検出用素子４０に対応する画素の信号値に基づいて、その行の各画素のオフセット補正値（第２のオフセット補正値）を求める。よって、各画素につき第１及び第２のオフセット補正値が求められる。補正回路４３ｃは、各画素について求められた第１及び第２のオフセット補正値を平均し、或いは適宜な重み付けを行って、その画素のオフセット補正値を求める。これによれば、読み出し回路４４毎の特性と、全ての素子４０の電荷の読み出しに要する時間内での各読み出し回路４４の温度変化に伴うオフセットの変動とを考慮して、より正確に各画素のオフセット補正値を求めることができ、オフセット補正された複数の画像データから生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。

図１６は、図１の放射線撮影システムの他の変形例の構成を示し、図１７は、図１６の放射線撮影システムの撮影部の構成を示す。

前述した各Ｘ線撮影システムによれば、これまで描出が難しかったＸ線弱吸収物体の高コントラストな画像（位相コントラスト画像）が得られるが、更に、位相コントラスト画像と対応して吸収画像が参照できることは読影の助けになる。例えば、吸収画像と位相コントラスト画像を重み付けや階調、周波数処理などの適当な処理によって重ね合わせることにより吸収画像で表現できなかった部分を位相コントラスト画像の情報で補うことは有効である。

本例においては、第１及び第２の吸収型格子３１，３２をＸ線照射野に配置し、前述した縞走査によって被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成する位相撮影モードと、第１及び第２の吸収型格子３１，３２をＸ線照射野から退避させ、被写体ＨによるＸ線の強度変化に基づいた画像（吸収画像）を生成する通常撮影モードとを有しており、第１の及び第２の吸収型格子３１，３２をＸ線照射野から退避させる移動機構３４を更に備えている。位相撮影モードと通常撮影モードとの切り換え、つまりは、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線照射野への挿入及び照射野からの退避は、例えばコンソール１３における入力操作に応じて制御装置２２が移動機構３４を駆動することによってなされる。移動機構３４としては、例えばボールネジやリニアモータなどの直動機構を用いることができる。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。

位相撮影モードにおいては、第１の吸収型格子３１の格子領域と第２の吸収型格子３２の格子領域との重畳範囲が有効撮像範囲となり、コリメータユニット１９によって規定されるＸ線照射範囲が有効撮像範囲を内包する場合において、撮像範囲は上記の有効撮像範囲となる。一方、通常撮影モードにおいては、第１及び第２の吸収型格子３１，３２がＸ線照射野から退避されるため、受像部４１の全体が有効撮像範囲となる。そして、第２の吸収型格子３２と共にＸ線遮蔽体３２ｃもまたＸ線照射野から退避されるため、撮像範囲は、コリメータユニット１９によって規定されるＸ線照射範囲４１ａに拡大される。即ち、位相撮影モードにおいてＸ線遮蔽体３２ｃに覆われることによりオフセット変動検出用素子４０に設定された素子が、通常撮影モードにおいてはＸ線像を検出するための有効素子に切り換えられる。よって、ＦＰＤ３０の受像部４１の全体を有効に活用することができる。

図１８は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、そのオフセット変動検出用素子の設定方法を示す。

前述したＸ線撮影システム１０では、第１の吸収型格子３１の格子領域と第２の吸収型格子３２の格子領域との重畳範囲がコリメータユニット１９（図１参照）によって規定されるＸ線照射範囲に内包されており、上記の有効撮像範囲の全体が撮像範囲となっている。そして、第２の吸収型格子３２に設けられたＸ線遮蔽体３２ｃ（図４及び図５参照）で覆われることによって、撮像範囲の外にＸ線非露光範囲が設けられ、この非露光範囲に位置する素子４０がオフセット変動検出用素子に設定されている。本Ｘ線撮影システム６０では、Ｘ線照射範囲４１ａが上記の有効撮像範囲（第１の吸収型格子３１の格子領域と第２の吸収型格子３２の格子領域との重畳範囲）４１ｂに内包されている。この場合に、Ｘ線照射範囲が撮像範囲となり、Ｘ線遮蔽体３２ｃの有無によらず、撮像範囲の外はＸ線非露光範囲となり、この非露光範囲に位置する素子４０がオフセット変動検出用素子に設定される。これによれば、第２の吸収型格子３２に設けられたＸ線遮蔽体３２ｃを省くことができる。

図１９は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、放射線画像検出器の構成を示す。

前述したＸ線撮影システム１０においては、第２の吸収型格子３２に設けられたＸ線遮蔽体３２ｃで覆われることによって、撮像範囲の外にＸ線非露光範囲が設けられ、この非露光範囲に位置する素子４０がオフセット変動検出用素子に設定されているが、本Ｘ線撮影システムにおいては、オフセット変動検出用素子の設定が各素子に印加されるバイアス電圧を制御することによってなされる。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。

本Ｘ線撮影システムに用いられるＦＰＤ７０は、Ｘ線を可視光に変換するシンチレータ層、及びシンチレータ層にて生じた可視光を電荷に変換して蓄積する複数の素子７０の２次元配列が、この順にアクティブマトリクス基板上に積層されてなる受像部７１と、受像部７１の各素子７２からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路７３、及び各素子７２に蓄積された電荷を読み出し、読み出した電荷を画像データに変換して出力する出力回路７４とを備えている。

各素子７２は、可視光を電荷に変換する変換層（図示せず）と、変換層を挟み、バイアス電圧が印加される一対の電極（図示せず）と、下部の電極に接続され、変換層に生じた電荷を蓄積するキャパシタ（図示せず）で構成されている。一対の電極間にバイアス電圧が印加されることによって、変換層に生じた電荷が下部の電極に収集され、キャパシタに蓄積される。各素子７２には、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ:Thin Film Transistor）スイッチが接続され、ＴＦＴスイッチのゲート電極が走査線７５、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線７６に接続される。ＴＦＴスイッチが走査回路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７６に読み出される。

バイアス電圧が印加される各素子７２の上部の電極は素子毎に独立している。図示の例では、バイアス電源７７と各素子７２とは、行毎にバイアス配線７８によって接続されており、バイアス電源７７には、バイアス配線７８毎にバイアス電圧の印加のＯＮ／ＯＦＦを切り替える制御部７９が設けられている。よって、各素子７２において電荷の蓄積を行うか否かを、行毎に制御可能である。なお、バイアス電源７７と各素子７２とを列毎にバイアス配線７８によって接続することもでき、その場合には、各素子７２において電荷の蓄積を行うか否かを、列毎に制御可能となり、また、バイアス電源７７と各素子７２とを素子毎にバイアス配線７８によって接続することもでき、その場合には、各素子７２において電荷の蓄積を行うか否かを、素子毎に制御可能となる。

そして、コンソール１３（図２参照）において、被写体Ｈの関心領域、及びＦＰＤ７０に対する被写体Ｈの関心領域の相対位置に応じて、受像部７１における撮像範囲が指定される。制御器７９は、指定された撮像範囲に位置する各素子７２を含む行の各バイアス配線７８にバイアス電圧を印加し、その他の行へのバイアス配線７８へのバイアス電圧の印加を遮断する。それにより、Ｘ線露光の有無によらず、撮像範囲の外に位置する行の素子７２の群においては電荷の蓄積がなされず、これらの素子は、オフセット変動検出用素子に設定される。

このように、本Ｘ線撮影システムによれば、各素子７２へのバイアス電圧の印加を制御することによってオフセット変動検出用素子を設定しており、前述したＸ線撮影システム１０において第２の吸収型格子３２に設けられたＸ線遮蔽体３２ｃ（図４及び図５参照）を省くことができる。

図２０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２０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、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２１は、図２０の放射線撮影システムの変形例を示す。

図２１示すマンモグラフィ装置９０は、第１の吸収型格子３１がＸ線源１１と圧迫板８４との間に配設されている点が前述したマンモグラフィ装置８０と異なる。第１の吸収型格子３１は、アーム部材８１に接続された格子収納部９１に収納されている。撮影部９２は、ＦＰＤ３０、第２の吸収型格子３２、走査機構３３により構成されている。

このように、被検体（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。

そして、本マンモグラフィ装置９０では、第１の吸収型格子３１による遮蔽により、線量がほぼ半減したＸ線が被検体Ｂに照射されることになるため、被検体Ｂの被曝量を、前述したマンモグラフィ装置８０の場合の約半分に低減することができる。なお、本マンモグラフィ装置９０のように、第１の吸収型格子３１と第２の吸収型格子３２との間に被検体を配置することは、前述したＸ線撮影システム１０にも適用することが可能である。

図２２は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。

Ｘ線撮影システム１００は、Ｘ線源１０１のコリメータユニット１０２に、マルチスリット１０３を配設した点が、前述したＸ線撮影システム１０と異なる。その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。

前述したＸ線撮影システム１０では、Ｘ線源１１からＦＰＤ３０までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離（１ｍ〜２ｍ）とした場合に、Ｘ線焦点１８ｂの焦点サイズ（一般的に０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度）によるＧ１像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、Ｘ線焦点１８ｂの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、Ｘ線強度が低下してしまう。本Ｘ線撮影システム１００においては、この課題を解決するために、Ｘ線焦点１８ｂの直後にマルチスリット１０３を配置する。

マルチスリット１０３は、撮影部１２に設けられた第１及び第２の吸収型格子３１，３２と同様な構成の吸収型格子（第３の吸収型格子）であり、一方向（ｙ方向）に延伸した複数のＸ線遮蔽部が、第１及び第２の吸収型格子３１，３２のＸ線遮蔽部３１ｂ，３２ｂと同一方向（ｘ方向）に周期的に配列されている。このマルチスリット１０３は、Ｘ線焦点１８ｂから放射される放射線を部分的に遮蔽することにより、ｘ方向に関する実効的な焦点サイズを縮小して、ｘ方向に多数の点光源（分散光源）を形成することを目的としている。

このマルチスリット１０３の格子ピッチｐ_３は、マルチスリット１０３から第１の吸収型格子３１までの距離をＬ_３として、次式（１９）を満たすように設定する必要がある。

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。

また、実質的にマルチスリット１０３の位置がＸ線焦点位置となるため、第２の吸収型格子３２の格子ピッチｐ_２及び間隔ｄ_２は、次式（２０）及び（２１）の関係を満たすように決定される。

このように、本Ｘ線撮影システムでは、マルチスリット１０３により形成される複数の点光源に基づくＧ１像が重ね合わせられることにより、Ｘ線強度を低下させずに、位相コントラスト画像の画質を向上させることができる。以上説明したマルチスリット１０３は、前述したいずれのＸ線撮影システムにおいても適用可能である。

図２３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。

前述した各Ｘ線撮影システムによれば、これまで描出が難しかったＸ線弱吸収物体の高コントラストな画像（位相コントラスト画像）が得られるが、更に、位相コントラスト画像と対応して吸収画像が参照できることは読影の助けになる。例えば、吸収画像と位相コントラスト画像を重み付けや階調、周波数処理などの適当な処理によって重ね合わせることにより吸収画像で表現できなかった部分を位相コントラスト画像の情報で補うことは有効である。しかし、位相コントラスト画像とは別に吸収画像を撮影することは、位相コントラスト画像の撮影と吸収画像の撮影の間の撮影肢位のズレによって良好な重ね合わせを困難にするのに加え、撮影回数が増えることにより被検者の負担となる。また、近年、位相コントラスト画像や吸収画像の他に、小角散乱画像が注目されている。小角散乱画像は、被検体組織内部の微細構造に起因する組織性状を表現可能であり、例えば、ガンや循環器疾患といった分野での新しい画像診断のための表現方法として期待されている。

そこで、本Ｘ線撮影システムは、位相コントラスト画像のために取得した画像データ群から、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。

吸収画像生成部１９２は、画素ごとに得られる信号値Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）を、図２４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Ｉ_ｋ（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Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の平均値を求めるようにしてもよい。また、吸収画像の生成には、平均値に限られず、平均値に対応する量であれば、信号値Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）をｋについて加算した加算値等を用いることが可能である。

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。

小角散乱画像生成部１９３は、画素ごとに得られる信号値Ｉ_ｋ（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Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）の最大値と最小値との差を求めることによって行なっても良いが、Ｍが小さい場合には誤差が大きくなるため、信号値Ｉ_ｋ（ｘ，ｙ）を正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の振幅値を求めるようにしても良い。また、小角散乱画像の生成には、振幅値に限られず、平均値を中心としたばらつきに対応する量として、分散値や標準偏差等を用いることが可能である。

なお、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像データ群から、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。

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。

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。

以上、説明したように、本明細書には、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、行列状に配列された複数の光電変換素子を含む受像部を有し、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前記受像部によって検出して画像データを出力する放射線画像検出器と、前記受像部上における撮像範囲に応じて、該撮像範囲の外に位置する少なくとも一つの前記光電変換素子を、オフセット変動検出用素子に設定する設定部と、前記画像データの画素のうち前記オフセット変動検出用素子に対応する画素の信号値に基づいて各画素のオフセット補正値を求め、該画像データのオフセット補正を行う補正部と、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置いて行われる複数回の撮影で前記放射線画像検出器によって取得され、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位相コントラスト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。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記撮像範囲が、前記受像部上において前記第１の格子の格子領域と前記第２の格子の格子領域とが重畳する範囲である。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記設定部が、前記第１の格子及び前記第２の格子の少なくとも一方の格子において、その格子領域の外に設けられる放射線遮蔽体を含む。

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、前記各光電変換素子に生じる電荷をその素子に蓄積するためのバイアス電圧を素子毎に又は素子群毎に独立して印加可能であり、前記設定部は、前記撮像範囲の外に位置する前記光電変換素子へのバイアス電圧の印加を停止する制御部を含む。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記受像部の放射線露光範囲が、前記受像部上において前記第１の格子の格子領域と前記第２の格子の格子領域とが重畳する範囲に内包されており、前記撮像範囲は、前記放射線露光範囲である。

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、前記複数の光電変換素子の配列の列毎に設けられ、対応する列の前記各光電変換素子に生じる電荷を読み出して電気信号に変換する複数の読み出し回路を含み、前記設定部は、前記複数の光電変換素子の配列の少なくとも一つの行の前記光電変換素子の群の各々を前記オフセット変動検出用素子に設定する。

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、前記画像データの画素の配列の行毎に、各行に含まれる前記オフセット変動検出用素子に対応する画素の信号値に基づいて、その行の前記各画素のオフセット補正値を求める。

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、前記各光電変換素子に生じる電荷の読み出しを、前記複数の光電変換素子の配列の行毎に行うように制御する走査部を含み、前記設定部は、前記複数の光電変換素子の配列の少なくとも一つの列の前記光電変換素子の群の各々を前記オフセット変動検出用素子に設定する。

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、前記画像データの画素配列の列毎に、各列に含まれる前記オフセット変動検出用素子に対応する画素の信号値に基づいて、その列の前記各画素のオフセット補正値を求める。

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、予め取得された前記各画素のオフセットの相関関係を示すオフセット情報を記憶しており、該オフセット情報を参照して、前記オフセット変動検出用画素の信号値に応じた各画素のオフセット補正値を求める。

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、少なくとも一つの、前記放射線画像検出器を放射線露光させずに得られる各画素の信号値で構成されたオフセットテーブルによって定義されている。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記相関関係を定義する前記オフセットテーブルに、複数の電荷蓄積時間の各々において取得される複数のオフセットテーブルを含み、前記補正部は、各撮影における電荷蓄積時間に応じた各画素のオフセット補正値を求める。

また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記相関関係を定義する前記オフセットテーブルに、複数の前記放射線画像検出器の温度の各々において取得される複数のオフセットテーブルを含み、前記補正部は、各撮影における前記放射線画像検出器の温度に応じた各画素のオフセット補正値を求める。

また、本明細書には、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、前記第２の格子によりマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器とを用い、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置いて行われる複数回の撮影で前記放射線画像検出器によって取得される複数の画像データから位相コントラスト画像データを生成する位相コントラスト画像生成方法であって、前記放射線画像検出器上における撮像範囲に応じて、該撮像範囲の外に位置する少なくとも一つの前記放射線画像検出器に含まれる前記光電変換素子を、オフセット変動検出用素子に設定し、前記各撮影で取得される画像データの画素のうち前記オフセット変動検出用素子に対応する画素の信号値に基づいて各画素のオフセット補正値を求め、該画像データのオフセット補正を行い、オフセット補正された複数の画像データから位相コントラスト画像データを生成する位相コントラスト画像生成方法が開示されている。

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
３２ｃ Ｘ線遮蔽体
４０ 素子
４３ｃ 補正回路

Claims (14)

1. 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、
   行列状に配列された複数の光電変換素子を含む受像部を有し、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前記受像部によって検出して画像データを出力する放射線画像検出器と、
   前記受像部上における撮像範囲に応じて、該撮像範囲の外に位置する少なくとも一つの前記光電変換素子を、オフセット変動検出用素子に設定する設定部と、
   前記画像データの画素のうち前記オフセット変動検出用素子に対応する画素の信号値に基づいて各画素のオフセット補正値を求め、該画像データのオフセット補正を行う補正部と、
   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置いて行われる複数回の撮影で前記放射線画像検出器によって取得され、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位相コントラスト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。
2. 請求項１に記載の放射線撮影システムであって、
   前記撮像範囲は、前記受像部上において前記第１の格子の格子領域と前記第２の格子の格子領域とが重畳する範囲であ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、
   前記設定部は、前記第１の格子及び前記第２の格子の少なくとも一方の格子において、その格子領域の外に設けられる放射線遮蔽体を含む放射線撮影システム。
4. 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、前記各光電変換素子に生じる電荷をその素子に蓄積するためのバイアス電圧を素子毎に又は素子群毎に独立して印加可能であり、
   前記設定部は、前記撮像範囲の外に位置する前記光電変換素子へのバイアス電圧の印加を停止する制御部を含む放射線撮影システム。
5. 請求項１に記載の放射線撮影システムであって、
   前記受像部上における放射線照射範囲が、前記受像部上において前記第１の格子の格子領域と前記第２の格子の格子領域とが重畳する範囲に内包されており、
   前記撮像範囲は、前記放射線照射範囲である放射線撮影システム。
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、
   前記放射線画像検出器は、前記複数の光電変換素子の配列の列毎に設けられ、対応する列の前記各光電変換素子に生じる電荷を読み出して電気信号に変換する複数の読み出し回路を含み、
   前記設定部は、前記複数の光電変換素子の配列の少なくとも一つの行の前記光電変換素子の群の各々を前記オフセット変動検出用素子に設定する放射線撮影システム。
7. 請求項６に記載の放射撮影システムであって、
   前記補正部は、前記画像データの画素の配列の行毎に、各行に含まれる前記オフセット変動検出用素子に対応する画素の信号値に基づいて、その行の前記各画素のオフセット補正値を求める放射線撮影システム。
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、
   前記放射線画像検出器は、前記各光電変換素子に生じる電荷の読み出しを、前記複数の光電変換素子の配列の行毎に行うように制御する走査部を含み、
   前記設定部は、前記複数の光電変換素子の配列の少なくとも一つの列の前記光電変換素子の群の各々を前記オフセット変動検出用素子に設定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、
   前記補正部は、前記画像データの画素配列の列毎に、各列に含まれる前記オフセット変動検出用素子に対応する画素の信号値に基づいて、その列の前記各画素のオフセット補正値を求める放射線撮影システム。
10. 請求項１から９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、予め取得された前記各画素のオフセットの相関関係を示すオフセット情報を記憶しており、該オフセット情報を参照して、前記オフセット変動検出用画素の信号値に応じた各画素のオフセット補正値を求める放射線撮影システム。
11. 請求項１０に記載の放射線撮影システムであって、
    前記相関関係は、少なくとも一つの、前記放射線画像検出器を放射線露光させずに得られる各画素の信号値で構成されたオフセットテーブルによって定義されている放射線撮影システム。
12. 請求項１１に記載の放射線撮影システムであって、
    前記相関関係を定義する前記オフセットテーブルに、複数の電荷蓄積時間の各々において取得される複数のオフセットテーブルを含み、
    前記補正部は、各撮影における電荷蓄積時間に応じた各画素のオフセット補正値を求める放射線撮影システム。
13. 請求項１１又は１２に記載の放射線撮影システムであって、
    前記相関関係を定義する前記オフセットテーブルに、複数の前記放射線画像検出器の温度の各々において取得される複数のオフセットテーブルを含み、
    前記補正部は、各撮影における前記放射線画像検出器の温度に応じた各画素のオフセット補正値を求める放射線撮影システム。
14. 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、前記第２の格子によりマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器とを用い、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置いて行われる複数回の撮影で前記放射線画像検出器によって取得される複数の画像データから位相コントラスト画像データを生成する放射線位相コントラスト画像生成方法であって、
    前記放射線画像検出器上における撮像範囲に応じて、該撮像範囲の外に位置する少なくとも一つの前記放射線画像検出器に含まれる前記光電変換素子を、オフセット変動検出用素子に設定し、
    前記各撮影で取得される画像データの画素のうち前記オフセット変動検出用素子に対応する画素の信号値に基づいて各画素のオフセット補正値を求め、該画像データのオフセット補正を行い、
    オフセット補正された複数の画像データから位相コントラスト画像データを生成する放射線位相コントラスト画像生成方法。

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