JP4533010B2

JP4533010B2 - 放射線撮像装置、放射線撮像方法及び放射線撮像システム

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Publication number: JP4533010B2
Application number: JP2004174520A
Authority: JP
Inventors: 克郎竹中; 忠夫遠藤; 登志男亀島; 朋之八木
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Priority date: 2003-11-20
Filing date: 2004-06-11
Publication date: 2010-08-25
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Description

本発明は、撮像した被写体画像に対して補正処理を行なう放射線撮像装置、放射線撮像方法及び放射線撮像システムに関するものである。

現在、医療診断用に用いられるＸ線撮像装置では、Ｘ線を人体に曝射させ、人体を透過したＸ線を可視光に変換させる蛍光体に照射させ、その蛍光をフィルムに露光させるいわゆるフィルム方式が主流になっている。

しかしながら、高齢化社会を迎えつつある日本はもとより、世界的にも病院内での診断効率の向上や、より精度の高い医療機器が強く望まれている。そういった状況の中、従来のフィルム方式でのＸ線撮像装置においては、患者のＸ線画像を医師が得るまでには、途中にフィルムの現像処理工程があるために長い時間を必要とし、時としてはＸ線撮影中に患者が動いてしまった場合や露出があわない場合などに、再度撮影のやり直しを余儀なくされる。これらは病院内での診療の効率向上を妨げる要因であり、また患者の負担が大きく、今後の新しい医療社会を目指していく上での大きな障害となってくる。

近年、医療業界において”Ｘ線画像情報のディジタル化”の要求が高まりつつある。このディジタル化が達成されれば、医師がリアルタイムに最適なアングルでの患者のＸ線画像情報を得ることができ、得られたＸ線画像情報は光磁気ディスクのような媒体を用いて記録、管理することができる。また、ネットワークや他の通信方式等を利用すれば、患者のＸ線画像情報は世界中どこの病院にへも短時間に送ることが可能となる。そこで、最近では”Ｘ線画像情報のディジタル化”の要求に答えるべく、ＣＣＤ固体撮像素子やアモルファスシリコン光電変換素子をフィルムの代わりに用いたＸ線撮像装置が提案されてきている。

図８は、近年開発されたディジタルＸ線撮像装置の概略断面図であり、以下にその構成について簡単に説明する（例えば特開平８−１１６０４４号公報に記載されている）。
ガラス基板２０上にアモルファスシリコンを用いた光電変換素子２１及びスイッチング用ＴＦＴ２２を形成する。これら素子の保護として、窒化シリコン等の保護層２７で全体を覆い、光電変換素子２１からの電気信号を外部（基板外）に取り出すための読み出し回路２８及びＴＦＴを駆動させるためのシフトレジスタ（不図示）をガラス基板外周部に接続する。これらをまとめて光検出器アレー８とする。光検出器アレー８の上部にＸ線から可視光に波長を変換する蛍光板１４２を接着等の手法により形成し、ディジタルＸ線撮像装置となる。

このようなディジタルＸ線撮像装置の場合、図８に示すように、蛍光板１４２上部からＸ線２９が入射し、蛍光板１４２でＸ線２９から可視光３０に波長変換され、そして、変換された可視光３０を光電変換素子２１で検出する。さらに、検出された光はアナログ電気信号８０へと変わり、ＴＦＴ２２のオン／オフにより、順次読み出し回路部２８へ掃き出される。その後、読み出し回路２８の後段に設けられたＡ／Ｄ変換器４０により、ディジタル信号４２へ変換される。そして、変換されたディジタル信号４２は画像処理部１０へ転送され、そこでオフセット補正、ゲイン補正等の画像処理が行なわれた後、ディスプレイ１６０に表示されて、医師１０６に診断される。

次に、ディジタルＸ線撮像装置を使って実際に撮影する場合について説明する。
図９は、病院にディジタルＸ線撮像装置を設置するところから、実際に患者を撮影するまでの流れを示したフローチャートである。

工場から出荷されたディジタルＸ線撮像装置は、病院に設置後、諸調整を行ない、実際に撮影を行なう前に必ずキャリブレーションを行なう。ここで、キャリブレーションとは、Ｘ線発生装置とディジタルＸ線撮像装置の間に被写体がない状態で、Ｘ線を曝射し撮影することであり、このキャリブレーションデータ（以後、白画像）は、実際に被写体がある状態で撮影した際のゲイン補正データとなる。そのため、撮影された白画像は、記憶装置５３等に保管され、撮影毎に読み出されてゲイン補正時に使用される。

アモルファスシリコン等の光電変換素子を利用したディジタルＸ線撮像装置の場合、光電変換素子毎の感度バラツキや、読み出し回路部内のゲインバラツキ、また、蛍光板やＸ線のシェーディング等を補正を考慮しなければなれず、被写体撮影画像を白画像で除算する必要があり、これを白補正という。従来、この白画像は、ある１つの条件（Ｘ線管電圧／Ｘ線管電流／Ｘ線曝射時間／Ｘ線管球−ディジタルＸ線撮像装置間距離等）で撮影を行ない、その画像を例えば、１週間、１ヶ月、１年間使用しつづけることになり、その間は、図９の通常撮影作業５２を繰り返すこととなる。

キャリブレーション後、被写体（患者）情報や撮影部位情報を入力し、撮影条件を決定し、実際に撮影を行なう。このとき撮影条件は、撮影する部位や、被写体の厚さ等により異なり、例えば管電圧（Ｘ線エネルギー）等は数ｋＶ単位での調整を行なう。そのため、白画像撮影時と被写体撮影時の条件は一致しない。撮影後、補正処理が行なわれるのだが、記憶装置５３から白画像が読み出され、画像処理部で被写体画像に対し白補正が行なわれ、その後、ディスプレイに表示される。

次に、本発明はＸ線の吸収と深く関わるため、簡単にＸ線発生装置の説明を行なう。
図１０は、Ｘ線発生装置におけるＸ線の発生源であるＸ線管の概略断面図である。
このＸ線管は、その管内はほぼ真空に保たれており、陰極と陽極間にある電圧（数十ｋＶ）を掛けることにより、電子が陰極から陽極に向かい加速され、ターゲットに衝突し、Ｘ線が発生する。Ｘ線発生装置でＸ線を発生させる際は、主に管電圧と管電流を調整する。この管電圧とは、陰極と陽極にかける電圧のことであり、この管電圧を大きくすることにより、電子の加速度が大きくなり、電子の持つ『エネルギー』が高くなる。また、管電流とは、フィラメントに流れる電流のことであり、この管電流を大きくするとフィラメントから出る電子の『数』が増し、Ｘ線の強度が強くなる。そのため、管電流を変えてもＸ線の強度（数／量）は大きくなるが、『エネルギー』は大きくはならない。

Ｘ線は、物質を通過する際、様々な相互作用（レイリー散乱、光電効果等）を行なうが、この相互作用の仕方はＸ線の『エネルギー』により変わる。そのため、Ｘ線発生装置の管電圧を変えることにより、発生するＸ線のエネルギーが変わり、さらに物質との相互作用（吸収量／透過量）も変わる。

次に、ディジタルＸ線撮像装置に用いられる蛍光体の説明を行なう。
現在、主に使用されている蛍光体としては、Ｇｄ₂Ｏ₂Ｓ：Ｔｂ³⁺、ＣｓＩ：Ｔｌ等が挙げられる。このＧｄ₂Ｏ₂Ｓ：Ｔｂ³⁺は、ＰＥＴ（ポリエチレンテレフタレート）シート等に蛍光体及びバインダー樹脂を塗工／乾燥して作られる。そのため、一度に大量生産できるために安価であるが、粒子状蛍光体のために光の散乱が多く、解像度特性が良くない。一方、ＣｓＩ：Ｔｌは、柱状蛍光体であるためにＧｄ₂Ｏ₂Ｓ：Ｔｂ³⁺に比べて光の散乱が少なく高解像度であり、また、厚く形成することにより、高輝度特性も得られる。そのため、現在、ディジタルＸ線撮像装置用の蛍光体としては、このＣｓＩ：Ｔｉが広く用いられている。ここで、ＣｓＩは、不活剤としてＴｌとＮａが現在主に使用されているが、ここでは特に限定しないので、以後ＣｓＩと記述する。

以下、このＣｓＩの構成及び製造方法について述べる。
図１１は、ＣｓＩ蛍光板の概略断面図である。基材８１側から入射したＸ線は、基材８１を通って蛍光体８２に吸収されてＸ線から可視光へ波長変換される。そして、波長変換された可視光は、保護層８３を通過して当該保護層８３に密着した光検出アレーで検出される。そのため、各材料には、以下の特性が求められる。
［１］基材８１：Ｘ線吸収が小さいこと。
［２］蛍光体８２：Ｘ線の吸収が大きく、高輝度、高解像であること。
［３］保護層８３：可視光透過率が高いこと。

Ｘ線吸収（透過）は、材料の減弱係数及び厚さで決まり、この減弱係数は材料の原子番号が小さいほど低くなり、Ｘ線を吸収し難くなる（透過し易くなる）。また、Ｘ線の吸収は、管電圧（Ｘ線エネルギー）によっても異なり、一般に低エネルギーほど吸収は大きくなる。

図１２は、基材として主に使用されるガラス（８５）、アルミ（８６）、アモルファスカーボン（８７）の管電圧−Ｘ線透過率の特性図である。アモルファスカーボン８７は原子番号が小さく（ｚ＝６）、特に低エネルギーでのＸ線吸収が小さいため、他の基材に比べて低エネルギーにおける感度が高くなる。

蛍光体では、Ｘ線を吸収し、Ｘ線の吸収量に応じた可視光を発光する。蛍光体も基材と同様に、Ｘ線吸収は材料とその厚さにより決まり、現在は厚さ５００μｍのＣｓＩが最もよく使用されている。図１３は、厚さ１００μｍ〜５００μｍのＣｓＩにおけるＸ線吸収率を示した特性図である。

蛍光体及び基材におけるＸ線の管電圧特性は、材料の種類とその厚みにより決まるために、不純物や異物、また、厚さのバラツキ等があれば、管電圧特性は変わる。特に異物や、部分的な厚みムラがあると、その箇所のみ管電圧特性が変化してしまう。

ＣｓＩは、一般に図１４に示すような真空蒸着法により基材に形成される。チャンバー内の上部に設置された基板ホルダー８８に基材８１をはめ込み、下部に設置されたポート８９にＣｓＩ粉末を入れてポート８９を加熱することによって、ＣｓＩを蒸発させ、基材８１を形成する（抵抗加熱タイプ）。このＣｓＩは柱状結晶であるため、通常では基板８１から垂直に柱が伸びた構造になる。また、蒸着の際、ＣｓＩの粉末が溶解し、突沸が起こり、ＣｓＩ表面にスプラッシュ９０と呼ばれる無数の凹凸が発生する。

特開平８−１１６０４４号公報

ディジタルＸ線撮像装置は、大面積（例えば４５ｃｍ×４５ｃｍ）の光検出アレーに大面積の蛍光板を形成したものである。そのため、光検出アレー及び蛍光板の製造工程におおいて異物の混入を防ぐことは難しい。特に、ＣｓＩを蒸着する際には、基材の洗浄は当然行なうが、微小な異物が付着しているだけでその異物を核としてＣｓＩが異常成長してしまう。図１５は、蛍光体（波長変換体）として用いるＣｓＩの異常成長の様子を示した図である。

図１５（ａ）は、蛍光体として用いるＣｓＩの異常成長の様子を示した概略図である。
図１５（ａ）に示すＣｓＩ８２は、通常柱状結晶であるため、蒸着面から垂直方向に成長するのだが、蒸着面に異物９１があると、この異物９１を核にして斜め方向に成長し、核の大きさに対して何倍もの大きさの凹凸へと変化する。この凹凸部（異常成長部）は、正常部に対してＣｓＩ８２の厚さが変わるため、Ｘ線の吸収も変化する。また、ＣｓＩの厚さにより管電圧特性も変化するため、正常部と異常成長部とでは発光量の比が変わる。

図１５（ｂ）〜（ｄ）は、正常部と異常成長部における発光量を示した特性図である。図１５（ｂ）は異常成長部と正常部を管電圧８０ｋＶで撮影した場合、図１５（ｃ）は異常成長部と正常部を管電圧６０ｋＶで撮影した場合、図１５（ｄ）は図１５（ｃ）における特性と図１５（ｂ）における特性とを除算して比として求めたものである。この除算行為は、白補正を意味しており、実際に白補正は、撮影管電圧の異なる画像で除算を行なう。

図１５（ｂ）に示すように、８０ｋＶで撮影したものは正常部の出力が１００であるのに対し、異常成長部ではその出力が８０と低下している。また、図１５（ｃ）に示すように、６０ｋＶで撮影したものは正常部の出力が１００であるのに対し、異常成長部ではその出力が９０と低下している。このように管電圧が変わると異常成長部の出力の低下の仕方が変わる。これは、ＣｓＩの厚さが異常成長部と正常部とでは違うため、Ｘ線の吸収が変わるからである。

図１５（ａ）に示すような異物による異常成長の場合は、異物によるＸ線の吸収も大きく寄与してくる。異物によるＸ線吸収の分だけＣｓＩに届くＸ線の量が減少してＣｓＩの発光量は低下し、さらに管電圧特性を持つ。これらの原因により、管電圧に対する異常成長部の変化が白補正する際に白補正エラーとして現れ、図１５（ｄ）ではこの様子を示している。図１５（ｄ）において、正常部では１００／１００＝１であるが、異常成長部では９０／８０＝１.１２となり、１２％の白補正エラーとなる。

また、ＣｓＩは真空蒸着法する際、必ずスプラッシュが発生し、現在の技術ではこのスプラッシュを無くす手段は見出せていない。上述したスプラッシュは、ＣｓＩの突沸による欠陥であるが、決まった量、若しくは決まった大きさを持っているわけではなく、厚さや密度などがスプラッシュ部分では不規則な状態になっている。そのため、スプラッシュ部でのＸ線吸収は、他の正常部とは異なる。これにより、異物による異常成長と同様に、白補正を行なうと管電圧特性の変化分だけ白補正エラーが発生してしまう。

さらに、基材８１中に異物の混入があった場合にも、上述の場合と同様に白補正エラーが起こってしまう。従来例の蛍光体８２としてＣｓＩについて説明を行なってきたが、他の蛍光体の材料においても同様に異物による白補正エラーは発生する。

また、蛍光体を用いない直接型放射線撮像装置においても、同様の白補正エラーが発生する。直接型放射線撮像装置の材料には、アモルファスセレン、ヒ素化ガリウム、ヨウ化水銀、ヨウカ鉛等が用いられるが、蛍光体と同様に成膜時に異物の付着等による厚み分布が発生する。発生した厚み分布は、ＣｓＩのスプラッシュと同様にＸ線の吸収量が変わり、白補正エラーが発生する。

本発明は上述の問題点を解決するためになされたものであり、撮像した被写体画像の補正を行なうときに、スプラッシュや異物等によるＸ線吸収量の差に起因する補正エラーを低減させ、高精度の補正処理を実現する放射線撮像装置、放射線撮像方法及び放射線撮像システムを提供することを目的とする。

本発明の放射線撮像装置は、放射線から画像信号を取得するための放射線検出部と、前記放射線検出部から転送された前記画像信号を処理して画像を取得するための画像処理部と、を含む放射線撮像装置であって、前記放射線検出部は、前記放射線から可視光に波長変換を行なう波長変換体と前記可視光を電気信号に変換するための光電変換素子を含む画素が２次元アレー状に配設された光検出器アレーとを有し、又は、前記放射線を直接電気信号に変換する直接型放射線変換素子を含む画素が２次元アレー状に配設された変換基板を有し、前記波長変換体又は前記変換基板は、形成時に発生した厚み分布を有しており、前記画像処理部は、放射線を放射する放射線発生装置と前記厚み分布を有する前記波長変換体又は前記変換基板を有する前記放射線検出部との間に被写体がある状態で取得される被写体画像を、前記放射線発生装置と前記厚み分布を有する前記波長変換体又は前記変換基板を有する前記放射線検出部との間に前記被写体がない状態又は標準物質がある状態で、前記放射線発生装置から放射された放射線の複数の放射線エネルギー毎に取得された複数のゲイン補正用画像のうち、前記被写体画像を取得する際の放射線の放射線エネルギーと最も近い放射線エネルギーで取得されたゲイン補正用画像を少なくとも用いて除算して、前記被写体画像のゲイン補正処理を行なうことを特徴とする。

本発明によれば、撮像した被写体画像の補正を行なうときに、様々な放射線エネルギー（管電圧）の条件で撮影した被写体画像に対しても、高精度な白補正を行なうことができる。これにより、スプラッシュや異物等によるＸ線吸収量の差に起因する補正エラーを低減させ、被写体画像を高精度に補正することができる。

（第１の実施形態）
以下、本発明の第１の実施形態を図面に基づいて説明する。
図１は、第１の実施形態におけるＸ線撮像方法のフローチャートである。

工場から出荷されたディジタルＸ線撮像装置は、病院に設置され、画像出し等の諸調整を行なった後、キャリブレーションを行なう。キャリブレーションは、被写体のない状態で行ない、ディジタルＸ線撮像装置の飽和の１／２程度の出力が得られ、かつ線量に対してリニアリティのある領域（ｍＡｓ値）で行なう。また、量子ノイズ等を軽減させるため、複数枚撮影した平均値を用い、例えば、１０枚撮影した平均画像を１枚の補正用白画像として用いる。

第1の実施形態では、キャリブレーションを管電圧２０ｋＶ毎に行ない、３０ｋＶ、５０ｋＶ、７０ｋＶ、９０ｋＶ、１１０ｋＶ、１３０ｋＶ、１５０ｋＶの７ポイントでそれぞれ補正用の白画像を得る。キャリブレーションで得られた７枚の白画像は、記憶装置５３や白画像保管用メモリに作られた参照用テーブルに管電圧毎に格納される。また、ディジタルＸ線撮像装置の場合、センサ特性の温度変化や経年変化が有るため、１週間、１ヶ月、１年間単位でキャリブレーションし、その都度、補正用の白画像を更新する。

次に、キャリブレーション画像の取得後、被写体の撮影を行なう。
まず、患者の情報や撮影部位、撮影モード等を設定し、撮影条件（管電圧、ｍＡｓ値等）を入力する。続いて、Ｘ線を曝射して被写体の撮影を行なう。そして、撮影後、撮影画像は画像処理部１０へ転送され、オフセット補正、白補正が行なわれる。この白補正を行なう際、記憶装置５３や白補正画像保管用メモリを参照して、撮影条件における管電圧（Ｘ線エネルギー）情報に最も近い条件の白補正画像を選択して当該白補正画像を画像処理部１０に転送し、撮影画像に対して当該白補正画像を用いて白補正を掛ける。

ここで、上述の管電圧情報に最も近い条件の白補正画像を選択する手段としては、記憶装置５３や白補正画像保管用メモリに格納されている白画像の各管電圧値と、被写体撮影における撮影画像の管電圧値との差分を求め、１番差の小さい白画像を選択する等の方法がある。第１の実施形態の場合には、被写体撮影を管電圧８５ｋＶで行なったとすると、管電圧９０ｋＶの白画像が選択されて画像処理部１０へ転送され、８５ｋＶで撮影された被写体画像に対して管電圧９０ｋＶの白画像を用いて白補正（除算）が行なわれる。

第１の実施形態では、蛍光体に高輝度／高解像度特性を持つ厚さ５００μｍのＣｓＩ：Ｔｌを用いており、このＣｓＩ：Ｔｌにはスプラッシュが存在する。上述したようにスプラッシュ部は凹凸を有する。図２は、凸部の厚さが６００μｍ、凹部の厚さが４００μｍであった場合のＣｓＩにおける管電圧−Ｘ線吸収率の特性図である。また、図２に示すように、ＣｓＩの厚さにより、管電圧に対するＸ線吸収特性は変わり、管電圧が低いときには、ＣｓＩの厚さによるＸ線吸収量の差は小さいが、管電圧が大きくなるに従って、吸収量の差が大きくなる。このＸ線吸収量から、従来における白補正画像が１枚の場合（白画像撮影の管電圧６０ｋＶ）及び本実施形態における場合のＸ線吸収率比を比較すると、図３に示すようになる。

従来例の白補正画像が１枚の場合（白画像撮影の管電圧６０ｋＶ）、白補正撮影の管電圧と被写体撮影の管電圧におけるＣｓＩのＸ線吸収率比は、正常部では０.５６、スプラッシュ凹部分では０.５２、スプラッシュ凸部分では０.６０であり、正常部と比べ７〜８％の差があった。これに対して、本実施形態の場合では、白補正撮影の管電圧と被写体撮影の管電圧におけるＣｓＩのＸ線吸収率比は、正常部では１.１４、スプラッシュ凸部分では１.１５、スプラッシュ凸部分では１.１３となり、正常部とスプラッシュ部のＸ線吸収率比が１％に減少する。このように、Ｘ線の吸収量の差を減少させるようにすることにより、補正エラー量も減少する。

本実施形態では、キャリブレーションを管電圧２０ｋＶ毎に行なったので、撮影管電圧との差は、最大で１０ｋＶとなる。キャリブレーションにおける管電圧の間隔をさらに小さくすれば、白補正の精度もさらに高くなる。

本実施形態によれば、撮像した被写体画像の補正を行なうときに、予め入射する放射線の放射線エネルギーを変えて複数の補正用画像を取得しておき、被写体画像取得時における放射線エネルギーに対して最も近い放射線エネルギー条件で取得した補正用画像を用いて被写体画像の補正処理を行なうようにしたので、様々な放射線エネルギー（管電圧）の条件で撮影した被写体画像に対しても、高精度な白補正を行なうことができる。

（第２の実施形態）
以下、本発明の第２の実施形態を図面に基づいて説明する。
図４は、第２の実施形態におけるＸ線撮像方法のフローチャートである。

工場から出荷されたディジタルＸ線撮像装置は、病院に設置され、画像出し等の諸調整を行なった後、キャリブレーションを行なう。キャリブレーションは、被写体のない状態で行ない、ディジタルＸ線撮像装置の飽和の１／２程度の出力が得られ、かつ線量に対してリニアリティのある領域（ｍＡｓ値）で行なう。また、量子ノイズ等を軽減させるため、複数枚撮影した平均値を用い、例えば、１０枚撮影した平均画像を１枚の白画像として用いる。

第２の実施形態では、キャリブレーションを管電圧４０ｋＶ毎に行ない、３０ｋＶ、７０ｋＶ、１１０ｋＶ、１５０ｋＶの４ポイントでそれぞれ白画像を得る。キャリブレーションで得られた４枚の白画像は、記憶装置５３や白画像保管用メモリに作られた参照テーブルに管電圧毎に格納される。また、ディジタルＸ線撮像装置の場合、センサ特性の温度変化や経年変化が有るため、１週間、１ヶ月、１年間単位でキャリブレーションし、その都度、白画像を更新する。

次に、キャリブレーション画像の取得後、被写体の撮影を行なう。
まず、患者の情報や撮影部位、撮影モード等を設定し、撮影条件（管電圧、ｍＡｓ値等）を入力する。続いて、Ｘ線を曝射して被写体の撮影を行なう。そして、撮影後、撮影画像は画像処理部１０へ転送され、オフセット補正、白補正が行なわれる。この白補正を行なう際、撮影条件における管電圧に対して、当該撮影管電圧より大きく且つ最も当該撮影管電圧に近い白画像と、撮影管電圧より小さく且つ最も当該撮影管電圧に近い白画像の２枚を記憶装置５３や白補正画像保管用メモリから選択する。

例えば、撮影管電圧８５ｋＶで撮影を行なった場合は、管電圧１１０Ｖと管電圧７０ｋＶにおける白画像が選択される。続いて、この選択した２枚の白画像を画像処理部１０へ転送し、管電圧が８５ｋＶの補正用画像に変換を行なう。ここで、この変換方法としては、まず２つの白画像の平均値を合わせる（管電圧７０ｋＶ、１１０ｋＶの各白画像を画像面内の平均値で各画素の出力を割る）。その後、管電圧８５ｋＶに合わせるよう重み係数を求める（線形近似）。

具体的には、
８５ｋＶ＝α×７０ｋＶ＋（１−α）×１１０ｋＶ ⇒ α＝０.６２５
であるため、
７０ｋＶ白画像×０.６２５＋１１０ｋＶ白画像×０.３７５＝８５ｋＶ用白画像
を作る。

このような処理を行なえば、管電圧７０ｋＶの白画像と管電圧１１０ｋＶの白画像から、その中間の管電圧８５ｋＶの白画像を作ることができる。本実施形態では、第１の実施形態に比べて画像処理に時間が掛かるが、キャリブレーションの枚数を少なくすることができ、画像補正を短時間に行なうことができる。

本実施形態によれば、撮像した被写体画像の補正を行なうときに、予め入射する放射線の放射線エネルギーを変えて複数の補正用画像を取得しておき、被写体画像取得時における放射線エネルギーに対して、最も近い放射線エネルギー条件で取得した補正用画像と２番目に近い放射線エネルギー条件で取得した補正用画像とから新たに新規補正用画像を算出し、当該新規補正用画像を用いて被写体画像の補正処理を行なうようにしたので、様々な放射線エネルギー（管電圧）の条件で撮影した被写体画像に対しても、高精度な白補正を行なうことができる。

（第３の実施形態）
以下、本発明の第３の実施形態を図面に基づいて説明する。
図１７は、第３の実施形態におけるＸ線撮像方法のフローチャートである。また、図１６は、第３の実施形態におけるキャリブレーション撮影図である。

本発明の第３の実施形態は、第１の実施形態と比べて、キャリブレーション撮影方法が異なるだけである。
工場から出荷されたディジタルＸ線撮像装置は、病院に設置され、画像出し等の諸調整を行なった後、キャリブレーションを行なう。キャリブレーションは、第１の実施形態では被写体のない状態で行なっていたが、第３の実施形態では、水ファントムを用いる。図１６の１２１はＸ線管球、１４０はＸ線検出器、２２２は水ファントムである。

一般にキャリブレーションを行う場合、被写体がない状態で撮影を行うが、被写体撮影はキャリブレーション撮影と比べ、被写体による放射線の吸収があるため、Ｘ線撮影装置に入射する放射線のエネルギー分布が変わる。そのため、本実施形態では、人体の構成（人体の水分含有率＝約５０〜６０％）に近い水ファントムを被写体にし、キャリブレーション撮影を行なう。本発明の実施形態では、被写体が人のため、水ファントムを使用しているが、被写体が他の物質の場合は、被写体に近い標準物質を用いて、補正用画像を取得する。

（Ｘ線撮像装置及びＸ線撮像システムの概略構成）
次に、上述した第１、第２及び第３の実施形態におけるＸ線撮像方法を実現するためのＸ線撮像装置及びＸ線撮像システムについて説明する。

図５は、本発明に係るＸ線撮像システムの概略構成図である。
このＸ線撮像システムは、Ｘ線室１０１と、Ｘ線制御室１０２と、診断室１０３とを有して構成されている。Ｘ線撮像システムの全体的な動作の制御は、Ｘ線制御室１０２内にあるシステム制御部１１０によって行なわれる。また、本発明に係るＸ線撮像装置は、後述するＸ線検出器１４０と、撮像制御部２１４と、画像処理部１０を主として構成されている。

操作者インターフェース１１１としては、ディスプレイ上のタッチパネル、マウス、キーボード、ジョイスティック、フットスイッチなどがある。操作者１０５は、操作者インターフェース１１１から撮像条件（静止画、動画、管電圧、管電流、照射時間など）及び撮像タイミング、画像処理条件、被験者ＩＤ、取込画像の処理方法などの設定を行なうことができるが、ほとんどの情報は、不図示の放射線情報システムから転送されるので、個別に入力する必要はない。操作者１０５の重要な作業は、撮影した画像の確認作業である。つまり、アングルが正しいか、患者が動いていないか、画像処理が適切か等の判断を行なう。

システム制御部１１０は、Ｘ線撮像シーケンスを司る撮像制御部２１４に対して操作者１０５あるいは放射線情報システムの指示に基づいた撮像条件を指示し、データを取り込む。そして、撮像制御部２１４は、その指示に基づき放射線源であるＸ線発生装置１２０、撮像用寝台１３０、Ｘ線検出器１４０を駆動して画像データを取り込み、画像処理部１０に転送後、操作者１０５が指定する画像処理を施してディスプレイ１６０に表示し、同時にオフセット補正、白補正の基本画像処理を行なった生データを外部記憶装置１６１に保存する。

画像処理部１０は、第１、第２及び第３の実施形態における白補正を行なう構成を含むものであり、外部記憶装置１６１内に格納されている管電圧毎の白補正用画像を随時読み出して白補正を行なう。また、画像処理部１０と外部記憶装置１６１との間に白補正画像専用のメモリを設け、より高速に稼動させてもよい。このように、第１、第２及び第３の実施形態で説明した白補正の処理は、図５の画像処理部１０、外部記録装置１６１が担当する。

さらに、システム制御部１１０は、操作者１０５の指示に基づいて再画像処理及び再生表示、ネットワーク上の装置への画像データの転送・保存、ディスプレイ表示やフィルムへの印刷などを行なう。

次に、信号の流れに沿った順番で説明を行なう。
Ｘ線室１０１のＸ線発生装置１２０は、Ｘ線管球１２１と、Ｘ線絞り１２３と、高圧発生電源１２４とを含み構成されている。Ｘ線管球１２１は、撮像制御部２１４に制御された高圧発生電源１２４によって駆動され、Ｘ線ビーム１２５を放射する。Ｘ線絞り１２３は、撮像制御部２１４により駆動され、撮像領域の変更に伴って不必要なＸ線照射を行なわないようにＸ線ビーム１２５を整形する。

Ｘ線管球１２１から放射されたＸ線ビーム１２５は、Ｘ線透過性の撮像用寝台１３０上に横たわっている被検体１２６に照射される。ここで、撮像用寝台１３０は、撮像制御部２１４の指示に基づいて駆動される。被検体１２６に照射されたＸ線ビーム１２５は、被検体１２６及び撮像用寝台１３０を透過した後に、Ｘ線検出部１４０に入射される。

このＸ線検出部１４０は、グリッド１４１と、蛍光板１４２と、光検出器アレー８と、Ｘ線露光量モニタ１４４と、駆動回路１４５とを含み構成されている。グリッド１４１は、被検体１２６を透過することによって生じるＸ線散乱の影響を低減させる。このグリッド１４１は、Ｘ線低吸収部材と高吸収部材とから成り、例えば、ＡｌとＰｂとのストライプ構造をしている。そして、光検出器アレー８とグリッド１４１との格子比の関係によりモワレが生じないように、Ｘ線照射時には撮像制御部２１４の指示に基づいてグリッド１４１を振動させる。

蛍光板１４２は、高エネルギーのＸ線によって蛍光体の母体物質が励起され、再結合する際の再結合エネルギーにより可視領域の蛍光が得られる。その蛍光はＣａＷＯ₄やＣｄＷＯ₄などの母体自身によるものや、ＣｓＩ：ＴｌやＺｎＳ：Ａｇなどの母体内に付活された発光中心物質によるものがある。この蛍光板１４２に隣接して光検出器アレー８が配置されている。この光検出器アレー８は、光子を電気信号に変換する。

Ｘ線露光量モニタ１４４は、Ｘ線透過量を監視するものであり、結晶シリコンの受光素子などを用いて直接Ｘ線を検出しても良いし、蛍光板１４２からの光を検出してもよい。この例では、光検出器アレー８を透過した可視光（Ｘ線量に比例）を光検出器アレー８の基板裏面に成膜されたアモルファスシリコン受光素子で検知し、撮像制御部２１４にその検知した情報を送信する。そして、撮像制御部２１４は、その検知情報に基づいて高圧発生電源１２４を駆動して、Ｘ線を遮断あるいは調節する。駆動回路１４５は、撮像制御部２１４の制御下で、光検出器アレー８を駆動し、各画素から信号を読み出す。

Ｘ線検出部１４０からの画像信号は、Ｘ線室１０１からＸ線制御室１０２内の画像処理部１０へ転送される。この転送の際、Ｘ線室１０１内はＸ線発生に伴うノイズが大きいために画像データが正確に転送されない場合があるため、転送路の耐雑音性を高くする必要がある。誤り訂正機能を持たせた伝送系にすることやその他、例えば、差動ドライバによるシールド付き対より線や光ファイバによる転送路を用いることが望ましい。

画像処理部１０は、撮像制御部２１４の指示に基づき表示データを切り替える。その他、画像データの補正（オフセット補正、白補正）、空間フィルタリング、リカーシブ処理などをリアルタイムで行ない、階調処理、散乱線補正、各種空間周波数処理などを行なうことも可能である。画像処理部１０で処理された画像は、ディスプレイアダプタ１５１を介してディスプレイ１６０に表示される。また、リアルタイム画像処理と同時に、データの補正のみが行なわれた基本画像は、外部記憶装置１６１に保存される。この高速記憶装置１６１としては、大容量、高速かつ高信頼性を満たすデータ保存装置が望ましく、例えば、ＲＡＩＤ等のハードディスクアレー等が望ましい。

また、操作者１０５の指示に基づいて外部記憶装置１６１に蓄えられた画像データは、外部記憶装置１６２に保存される。その際、画像データは所定の規格（例えば、ＩＳ＆Ｃ）を満たすように再構成された後に、当該外部記憶装置に保存される。外部記憶装置は、例えば、光磁気ディスク１６２、ＬＡＮ上のファイルサーバ１７０内のハードディスクなどである。

Ｘ線撮像装置は、ＬＡＮボード１６３を介してＬＡＮに接続することも可能であり、ＨＩＳとのデータの互換性を持つ構造を有している。ＬＡＮには、複数のＸ線撮像装置を接続することは勿論のこと、動画・静止画を表示するモニタ１７４、画像データをファイリングするファイルサーバ１７０、画像をフィルムに出力するイメージプリンタ１７２、複雑な画像処理や診断支援を行なう画像処理用端末１７３などが接続される。Ｘ線撮像装置は、所定のプロトコル（例えば、ＤＩＣＯＭ）に従って、画像データを出力する。その他、ＬＡＮに接続されたモニタを用いて、Ｘ線撮像時に医師によるリアルタイムの遠隔診断が可能である。

図６は、光検出アレー８における等価回路の一例を示した図である。
以下、この光検出アレーとして２次元アモルファスシリコン光電変換素子について説明を加えていくが、検出素子は特に限定する必要はなく、例えばその他の固体撮像素子（電荷結合素子など）あるいは光電子倍増管のような素子であってもＡ／Ｄ変換部の機能、構成については同様である。

光検出アレー８の１素子の構成は、光電変換素子２１と、電荷の蓄積及び読み取りを制御するスイッチングＴＦＴ２２とで構成され、一般にはガラス基板上に配設されたアモルファスシリコン（α−Ｓｉ）で形成される。光電変換素子２１はキャパシタ２１−Ｃと、光ダイオード２１−Ｄとを備え、キャパシタ２１−Ｃは、本例では単に寄生キャパシタでもよいし、光ダイオード２１−Ｄのダイナミックレンジを改良するように追加したキャパシタであってもよい。ダイオード２１−Ｄは、そのアノードＡが共通電極であるバイアス配線Ｌｂに接続され、カソードＫがキャパシタ２１−Ｃに蓄積された電荷を読み出すための制御自在なスイッチングＴＦＴ２２に接続されている。本例では、スイッチングＴＦＴ２２は、ダイオード２１−ＤのカソードＫと電荷読み出し用増幅器２６との間に接続された薄膜トランジスタである。

スイッチングＴＦＴ２２は、信号電荷によりリセット用スイッチング素子２５を操作してキャパシタ２１−Ｃをリセットする。その後、光電変換素子２１に放射線１が照射され、光ダイオード２１−Ｄで照射された放射線量に応じた電荷が生成され、キャパシタ２１−Ｃに蓄積される。その後、再度、スイッチングＴＦＴ２２は、リセット用スイッチング素子２５を操作して、キャパシタ２１−Ｃに蓄積された電荷を容量素子２３に転送する。そして、光ダイオード２１−Ｄにより生成された電荷量を前置増幅器２６で電位信号として読み出し、その後、Ａ／Ｄ変換を行なうことによって入射放射線量を検出する。

図７は、２次元に配列した光電変換装置（図５の光検出アレイ８及び駆動回路１４５に相当）の等価回路図である。以下、図６で示した光電変換素子を具体的に２次元に拡張して構成した場合における光電変換動作について述べる。

光検出アレー８は、２０００×２０００〜４０００×４０００程度の画素から構成され、アレー面積は２００ｍｍ×２００ｍｍ〜５００ｍｍ×５００ｍｍ程度である。図７に示した光検出アレー８は４０９６×４０９６の画素から構成され、そのアレー面積は４３０ｍｍ×４３０ｍｍである。よって、１画素のサイズは約１０５μｍ×１０５μｍである。１ブロック内の４０９６画素を横方向に配線し、４０９６ラインを順に縦に配置することにより各画素を２次元的に配置している。

上記の例では４０９６×４０９６画素の光検出器アレー８を１枚の基板で構成した例を示したが、４０９６×４０９６画素の光検出器アレー８を２０４８×２０４８個の画素を持つ４枚の光検出器で構成することもできる。この２０４８×２０４８画素の検出器を４枚で１つの光検出器アレー８を構成する場合は、分割して製作することにより歩留まりが向上するなどのメリットがある。

前述の通り１画素は、光電変換素子２１とスイッチングＴＦＴ２２とで構成される。図７に示す２１−（１，１）〜２１−（４０９６，４０９６）は前述の光電変換素子２１に対応するものであり、光検出ダイオードのカソード側をＫ、アノード側をＡとして表している。また、２２−（１，１）〜２２−（４０９６，４０９６）は前述のスイッチングＴＦＴ２２に対応するものである。

２次元光検出器アレー８の各列の光電変換素子２１−（ｍ，ｎ）のＫ電極は、対応するスイッチングＴＦＴ２２−（ｍ，ｎ）のソース、ドレイン導電路により、その列に対する共通の列信号線（Ｌｃ１〜４０９６）に接続されている。例えば、列１の光電変換素子２１−（１，１）〜（１，４０９６）は、第１の列信号配線Ｌｃ１に接続されている。また、各行の光電変換素子２１のＡ電極は、共通にバイアス配線Ｌｂを通して前述のモードを操作するバイアス電源３１に接続されている。

各行のＴＦＴ２２のゲート電極は、行選択配線（Ｌｒ１〜４０９６）に接続されている。例えば、行１のＴＦＴ２２−（１，１）〜（４０９６，１）は、行選択配線Ｌｒ１に接続される。行選択配線Ｌｒは、ラインセレクタ部３２を通して撮像制御部３３に接続されている。

ラインセレクタ部３２は、例えばアドレスデコーダ３４と４０９６個のスイッチ素子３５から構成される。この構成により任意のラインＬｒｎを読み出すことが可能である。ラインセレクタ部３２は、最も簡単に構成するならば単に液晶ディスプレイなどに用いられているシフトレジスタによって構成することも可能である。

列信号配線Ｌｃは、撮像制御部３３により制御される信号読み出し部３６に接続されている。この信号読み出し部３６は、リセット基準電源２４と、列信号配線Ｌｒをリセット基準電源２４の基準電位にリセットするためのリセット用スイッチ２５と、信号電位を増幅するための前段増幅器２６と、サンプルホールド回路３８と、アナログマルチプレクサ３９と、Ａ／Ｄ変換器４０とを有して構成されている。それぞれの列信号配線Ｌｃｎの信号は前段増幅器２６により増幅され、サンプルホールド回路３８によりホールドされる。また、その出力はアナログマルチプレクサ３９により順次Ａ／Ｄ変換器４０へ出力され、ディジタル値に変換されて画像処理部１０に転送される。

光電変換装置は、４０９６×４０９６個の画素を４０９６個のラインＬｃｎに分け、１行あたり４０９６画素の出力を同時に転送し、列信号配線Ｌｃを通して前置増幅器２６−１〜４０９６、サンプルホールド部３８−１〜４０９６を通してアナログマルチプレクサ３９によって順次、Ａ／Ｄ変換器４０に出力される。図７では、あたかもＡ／Ｄ変換器４０が１つで構成されているように示されているが、実際には４〜３２の系統で同時にＡ／Ｄ変換を行なう。これは、アナログ信号帯域Ａ／Ｄ変換レートを不必要に大きくすることなく、画像信号の読み取り時間を短くすることが要求されるためである。

蓄積時間とＡ／Ｄ変換時間とは密接な関係にあり、高速にＡ／Ｄ変換を行なうとアナログ回路の帯域が広くなり、所望のＳ／Ｎを達成することが難しくなる。従って、Ａ／Ｄ変換速度を不必要に速くすることなく、画像信号の読み取り時間を短くすることが要求される。そのためには、多くのＡ／Ｄ変換器４０を用いてＡ／Ｄ変換を行なえばよいが、その場合はコストが高くなる。よって、上述の点を考慮して適当な値を選択する必要がある。

放射線の照射時間はおよそ１０ｍｓｅｃ〜５００ｍｓｅｃであるので、全画面の取り込み時間あるいは電荷蓄積時間を１００ｍｓｅｃのオーダーあるいはやや短めにすることが適当である。例えば、全画素を順次駆動して１００ｍｓｅｃで画像を取り込むために、アナログ信号帯域を５０ＭＨｚ程度にし、例えば１０ＭＨｚのサンプリングレートでＡ／Ｄ変換を行なうと、最低でも４系統のＡ／Ｄ変換器４０が必要になる。本撮像装置では、１６系統で同時にＡ／Ｄ変換を行なう。１６系統のＡ／Ｄ変換器４０の出力は、それぞれに対応する不図示の１６系統のメモリ（ＦＩＦＯなど）に入力される。そのメモリを選択して切り替えることにより、連続した１ラインの走査線にあたる画像データとして以後の画像処理部１０、あるいはそのメモリに転送される。この後、画像、グラフとしてディスプレイなどの表示装置に表示を行なう。

本発明の実施形態においては、蛍光板１４２を有するＸ線撮像装置を例示して説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、入射するＸ線を直接電気信号に変換する直接型Ｘ線変換素子を２次元アレー状に配設する変換基板を有するＸ線撮像装置においても適用することが可能である。また、この場合、直接型Ｘ線変換素子としては、アモルファスセレン、ヒ素化ガリウム、ヨウ化水銀、ヨウカ鉛等を主材料とするものが好適である。

本実施形態の放射線撮像装置によれば、撮像した被写体画像の補正を行なうときに、様々な放射線エネルギー（管電圧）の条件で撮影した被写体画像に対しても、高精度な白補正を行なうことができる。

第１の実施形態におけるＸ線撮像方法のフローチャートである。ＣｓＩにおける管電圧−Ｘ線吸収率の特性図である。ＣｓＩの厚さに対するＸ線吸収率を示した図である。第２の実施形態におけるＸ線撮像方法のフローチャートである。本発明に係るＸ線撮像システムの概略構成図である。光検出アレーにおける等価回路の一例を示した図である。２次元に配列した光電変換装置の等価回路図である。従来例を示し、ディジタルＸ線撮像装置の概略断面図である。従来例を示し、ディジタルＸ線撮像方法のフローチャートである。Ｘ線発生装置におけるＸ線の発生源であるＸ線管の概略断面図である。ＣｓＩ蛍光板の概略断面図である。基材として主に使用されるガラス、アルミ、アモルファスカーボンの管電圧−Ｘ線透過率の特性図である。厚さ１００μｍ〜５００μｍのＣｓＩにおけるＸ線吸収率を示した特性図である。ＣｓＩを基材に対して真空蒸着法により形成する様子を示した概略図である。蛍光体（波長変換体）として用いるＣｓＩの異常成長の様子を示した図である。第３の実施形態におけるキャリブレーション撮影図である。第３の実施形態におけるＸ線撮像方法のフローチャートである。

符号の説明

８光検出器アレー
１０画像処理部
２０ガラス基板
２１光電変換素子
２２ＴＦＴ
２３キャパシタ（容量素子）
２５リセット用スイッチ
２６電荷読み出し用増幅器
２７保護層
２８読み出し回路
２９Ｘ線
３０可視光
３１バイアス電源
３２ラインセレクタ部
３３撮像制御部
３４アドレスレコーダ
３６信号読み出し部
３８サンプルホールド回路
３９アナログマルチプレクサ
４０Ａ／Ｄ変換器
４２ディジタル信号
５１設置作業
５２通常撮影作業
５３記憶装置
８０アナログ信号
８１基材
８２ＣｓＩ（波長変換体）
８３保護層
８５ガラス
８６アルミニウム
８７アモルファスカーボン（α−Ｃ）
８８基板ホルダー
８９蒸着ボート
９０スプラッシュ
９１異物
１０１Ｘ線室
１０２Ｘ線制御室
１０３診断室
１０５操作者
１０６医師
１１０システム制御部
１１１操作者インターフェース
１２０Ｘ線発生装置
１２１Ｘ線管球
１２３Ｘ線絞り
１２４高圧発生電源
１２５Ｘ線ビーム
１２６被検体
１３０撮像用寝台
１４０Ｘ線検出器
１４１グリッド
１４２蛍光板
１４４Ｘ線露光量モニタ
１４５駆動回路
１５１ディスプレイアダプタ
１６０ディスプレイ
１６１外部記憶装置
１６２光磁気ディスク
１６３ＬＡＮボード
１７０ファイルサーバ
１７２イメージプリンタ
１７３画像処理用端末
１７４モニタ
２１４撮像制御部
２２２水ファントム

Claims

放射線から画像信号を取得するための放射線検出部と、
前記放射線検出部から転送された前記画像信号を処理して画像を取得するための画像処理部と、
を含む放射線撮像装置であって、
前記放射線検出部は、前記放射線から可視光に波長変換を行なう波長変換体と前記可視光を電気信号に変換するための光電変換素子を含む画素が２次元アレー状に配設された光検出器アレーとを有し、又は、前記放射線を直接電気信号に変換する直接型放射線変換素子を含む画素が２次元アレー状に配設された変換基板を有し、
前記波長変換体又は前記変換基板は、形成時に発生した厚み分布を有しており、
前記画像処理部は、放射線を放射する放射線発生装置と前記厚み分布を有する前記波長変換体又は前記変換基板を有する前記放射線検出部との間に被写体がある状態で取得される被写体画像を、前記放射線発生装置と前記厚み分布を有する前記波長変換体又は前記変換基板を有する前記放射線検出部との間に前記被写体がない状態又は標準物質がある状態で、前記放射線発生装置から放射された放射線の複数の放射線エネルギー毎に取得された複数のゲイン補正用画像のうち、前記被写体画像を取得する際の放射線の放射線エネルギーと最も近い放射線エネルギーで取得されたゲイン補正用画像を少なくとも用いて除算して、前記被写体画像のゲイン補正処理を行なうことを特徴とする放射線撮像装置。
前記画像処理部は、前記被写体画像を取得する際の放射線の放射線エネルギーと最も近い放射線エネルギーで取得された第１のゲイン補正用画像と、２番目に近い放射線エネルギーで取得された第２のゲイン補正用画像とを用いて新規ゲイン補正用画像を算出し、当該新規ゲイン補正用画像を用いて前記被写体画像を除算して前記被写体画像のゲイン補正処理を行なうことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
前記新規ゲイン補正用画像は、前記第１のゲイン補正用画像と前記第２のゲイン補正用画像との平均処理により算出されることを特徴とする請求項２に記載の放射線撮像装置。
前記放射線検出部は、前記画素を駆動して前記画像信号を転送する駆動回路を更に含むことを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
前記波長変換体は、ＣａＷＯ4、ＣｄＷＯ4、ＣｓＩ、及びＺｎＳのうち、少なくともいずれかを母体材料とするものであることを特徴とする請求項４に記載の放射線撮像装置。
前記光電変換素子は、アモルファスシリコンを主たる材料とするものであることを特徴とする請求項４又は５に記載の放射線撮像装置。
前記放射線検出部、及び前記画像処理部を制御するための制御部を更に有し、当該制御部は、前記複数の放射線エネルギー毎に取得された複数のゲイン補正用画像を記憶するための記憶部と、前記放射線発生装置を更に制御し得ることを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
前記標準物質は、水の入ったファントムであることを特徴とする請求項１〜７のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
請求項１〜８のいずれか１項に記載の放射線撮像装置と、
前記放射線撮像装置からの画像を記録する記録手段と、
前記放射線撮像装置からの画像を表示するための表示手段と、
前記放射線撮像装置からの画像を伝送する伝送処理手段と、
前記放射線発生装置と、
を具備することを特徴とする放射線撮像システム。
放射線から画像信号を取得するための放射線検出部と、前記放射線検出部から転送された前記画像信号を処理して画像を取得するための画像処理部と、を含む放射線撮像装置を用いた放射線撮像方法であって、
前記放射線検出部は、前記放射線から可視光に波長変換を行なう波長変換体と前記可視光を電気信号に変換するための光電変換素子を含む画素が２次元アレー状に配設された光検出器アレーとを有し、又は、前記放射線を直接電気信号に変換する直接型放射線変換素子を含む画素が２次元アレー状に配設された変換基板を有し、
前記波長変換体又は前記変換基板は、形成時に発生した厚み分布を有しており、
前記画像処理部が、放射線を放射する放射線発生装置と前記厚み分布を有する前記波長変換体又は前記変換基板を有する前記放射線検出部との間に被写体がある状態で取得される被写体画像を、前記放射線発生装置と前記厚み分布を有する前記波長変換体又は前記変換基板を有する前記放射線検出部との間に前記被写体がない状態又は標準物質がある状態で、前記放射線発生装置から放射された放射線の複数の放射線エネルギー毎に取得された複数のゲイン補正用画像のうち、前記被写体画像を取得する際の放射線の放射線エネルギーと最も近い放射線エネルギーで取得されたゲイン補正用画像を少なくとも用いて除算して、前記被写体画像のゲイン補正処理を行なうことを特徴とする放射線撮像方法。
前記画像処理部が、前記被写体画像を取得する際の放射線の放射線エネルギーと最も近い放射線エネルギーで取得された第１のゲイン補正用画像と、２番目に近い放射線エネルギーで取得された第２のゲイン補正用画像とを用いて新規ゲイン補正用画像を算出し、当該新規ゲイン補正用画像を用いて前記被写体画像を除算して前記被写体画像のゲイン補正処理を行なうことを特徴とする請求項１０に記載の放射線撮像方法。