JP2014238265A - 放射線画像検出器及びその製造方法、並びに放射線画像検出器を用いた放射線撮影システム - Google Patents

Abstract

【課題】被写体の放射線位相イメージングにおける位相情報の精度を高める放射線画像検出器を提供する。
【解決手段】通過する放射線によって周期的強度分布を含む放射線像を形成する放射線遮蔽部３１ｂと、放射線を検出して電荷を蓄積する複数の画素４０が行列状に配列されてなる受像部４１と、受像部４１を支持する支持体３１ａとを、備え、受像部４１によって放射線像を検出し、該放射線像に含まれる周期的強度分布に基づく周期パターンを含む画像データを生成する放射線画像検出器３０であって、放射線遮蔽部３１ｂは、支持体３１ａに形成されている放射線画像検出器３０。
【選択図】図５

Description

本発明は、放射線画像検出器及びその製造方法、並びに放射線画像検出器を用いた放射線撮影システムに関する。

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

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

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

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

Ｘ線タルボ干渉計は、被写体の背後に第１の回折格子（位相型格子あるいは吸収型格子）を配置し、第１の回折格子の格子ピッチとＸ線波長で決まる特定距離（タルボ干渉距離）だけ下流に第２の回折格子（吸収型格子）を配置し、その背後にＸ線画像検出器を配置することにより構成される。上記タルボ干渉距離とは、第１の回折格子を通過したＸ線が、タルボ干渉効果によって、周期パターンである自己像（以下、Ｇ１像という）を形成する距離であり、このＧ１像は、Ｘ線源と第１の回折格子との間に配置された被写体とＸ線との相互作用（位相変化）により変調を受ける。

Ｘ線タルボ干渉計では、Ｇ１像と第２の回折格子との重ね合わせにより生じるモアレ縞を検出し、被写体によるモアレ縞の変調を解析することによって被写体の位相情報を取得する。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、得られる複数の画像データ間で対応する画素毎の信号値の変化から、被写体で屈折したＸ線の角度分布（位相シフトの微分像）を取得し、この角度分布に基づいて被写体の位相コントラスト画像を得ることができる。

しかし、上記の縞走査法によると、複数回の撮影を行う必要があり、撮影中の被写体の移動、それによる画質の低下が懸念される。そこで、フーリエ変換及び逆フーリエ変換を用いることによって１回の撮影で被写体の位相情報を取得する方法が提案されている（例えば、特許文献２参照）。これは、モアレ縞をフーリエ変換して得られる空間周波数スペクトルからモアレ縞の基本周波数成分を含む周波数領域を分離し、分離された周波数領域に対して逆フーリエ変換を行うことによって位相シフトの微分像を取得するものである。それによれば、複数回の撮影の間の格子の移動と、高精度が要求されるその移動機構が不要であるため、撮影ワークフローの向上と装置の簡易化が可能になる。また、各撮影間の被写体の移動に起因する画質低下を解消することができる。ただし、モアレ縞の基本周波数成分を分離する際にモアレ縞の基本周波数帯または基本周波数成分以上の高周波成分をフィルタ等でカットする。そのため、逆フーリエ変換により再構成された位相シフトの微分像はカットされた周波数成分がないことから解像度は縞走査法よりも劣る。

また、第２の回折格子を用いることなく、Ｇ１像の周期パターンのピッチよりも小さい画素ピッチの検出器を用いてＧ１像の周期パターンを検出し、この周期パターンの変調を解析することによって、被写体の位相情報を取得するようにしたＸ線撮影システムも提案されている（特許文献３参照）。

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

特許文献１から特許文献３に記載されたＸ線撮影システムでは、第１の回折格子と検出器が別々に設けられている。このため、例えば、特許文献３に記載のＸ線撮影システムを被写体の撮影に実際に用いるためには、まず、Ｇ１像を生成する第１の回折格子と、Ｇ１像の周期パターンを検出する検出器の相対的な位置合わせを高精度に行わなくてはならない。しかし、Ｇ１の周期パターンは数μｍ程度と非常に狭く、高精度な位置調整は煩雑である。

また、実際に被写体の撮影ができるようになったとしても、その後撮影を重ねるうちに、Ｘ線撮影システムに伝わる振動や、第１の回折格子と検出器との熱膨張率の違いによって、一度合わせた第１の回折格子と検出器の位置関係が変わってしまうことがある。このため、定期的に、第１の回折格子と検出器の位置合わせを再度行わなければならない。

さらに、Ｘ線位相イメージングにおいては、被写体がないときと被写体があるときに生じるＧ１像の周期パターンの変調という微細な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。このため、被写体がないときの撮影と、被写体があるときの撮影の間に、第１の回折格子と検出器の相対的な位置関係のずれてしまうと、適切な周期パターンの変調を得ることができず、位相情報の精度に大きく影響を与えてしまう。

本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、第１の回折格子と検出器の位置ずれを低減し、被写体の位相情報を取得する放射線位相イメージングにおいて、位相情報の精度を高めることを目的とする。

通過する放射線によって周期的強度分布を含む放射線像を形成する放射線遮蔽部と、前記放射線を検出して電荷を蓄積する複数の画素が行列状に配列されてなる受像部と、前記受像部を支持する支持体とを、備え、前記受像部によって放射線像を検出し、該放射線像に含まれる前記周期的強度分布に基づく周期パターンを含む画像データを生成する放射線画像検出器であって、
前記放射線遮蔽部は、前記支持体に形成されている放射線画像検出器。

本発明によれば、放射線画像検出器自体に、格子として機能する放射線遮蔽部を一体的に組み込むようにしたため、これを何度も位置合わせする必要がなくなる。さらに、放射線遮蔽部と、放射線画像検出器の受像部の位置ずれも低減されるため、被写体の位相情報を取得する放射線位相イメージングにおいて、位相情報の精度を高めることができる。また、放射線画像検出器の構成が簡易となる。

本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの制御ブロック図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の斜視図である。 図１の放射線撮影システムの撮影部の側面図である。 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。 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１の放射線撮影システムにおける周期的強度分布の解析方法の一例を示す模式図である。 図５の放射線画像検出器の製造方法の一例を示す模式図である。 図５の放射線画像検出器の製造方法の一例を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの放射線画像検出器の他の例の構成を示す模式図である。 図１０の放射線画像検出器を用いたモアレの解析方法の一例を示す模式図である。 図１０の放射線画像検出器を用いたモアレの解析方法の他の例を示す模式図である。 図１０の放射線画像検出器の製造方法を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの放射線画像検出器のさらに他の例を示す模式図である。 図１４の放射線画像検出器の製造方法の一例を示す模式図である。 図１４の放射線画像検出器の製造方法の一例を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例の構成を示す模式図である。 図１の放射線撮影システムの放射線画像検出器のさらに他の例を示す模式図である。

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

Ｘ線撮影システム１０は、被写体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は、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吸収型格子部３１が一体的に設けられたＸ線画像検出器３０を含んで構成される。

図３及び図４は、Ｘ線画像検出器３０の構成を模式的に示す。

Ｘ線画像検出器３０は、その検出面が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。

吸収型格子部３１は、Ｘ線を検出して電荷を蓄積する複数の画素４０がｘｙ方向に２次元配列されてなる受像部４１とＸ線源１１との間に配置されている。

吸収型格子部３１は、基板部３１ａと、この基板部３１ａの複数の線状の溝に充填された複数の線状の部材で構成されるＸ線遮蔽部３１ｂとから構成されている。

基板部３１ａは、Ｘ線を透過させるシリコン基板等のＸ線透過性材料（放射線低吸収材料）により形成されている。基板部３１ａは、後述する配線部４７や、受像部４１を支持する支持体として機能する。

Ｘ線遮蔽部３１ｂは、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。Ｘ線遮蔽部３１ｂの材料としては、Ｘ線吸収性に優れるもの（放射線高吸収材料）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。そして、Ｘ線遮蔽部３１ｂは、上記の材料を用い、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の製造方法については後述する。

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）に所定のピッチｐ_１で、互いに所定の間隔ｄ_１を空けて配列されている。Ｘ線遮蔽部３１ｂ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。

Ｘ線遮蔽部３１ｂ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、Ｘ線遮蔽部３１ｂ（吸収型格子部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。

Ｘ線遮蔽部３１ｂから受像部４１までの距離Ｌ_２は、タルボ干渉計では、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においては、Ｘ線遮蔽部３１ｂが入射Ｘ線を回折させずに投影させる構成であって、Ｘ線遮蔽部３１ｂのＧ１像が、Ｘ線遮蔽部３１ｂの後方のすべての位置で相似的に得られるため、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。従って、距離Ｌ_２を、タルボ干渉距離よりも小さく設定し、Ｘ線画像検出器３０を薄型化にすることができる。

Ｘ線遮蔽部３１ｂ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の厚みｈ_１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の厚みｈ_１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の延伸方向（条帯方向）に直交する方向（ｘ方向）の有効視野が狭くなるといった問題がある。このため、視野確保の観点から、厚みｈ_１の上限を規定する。Ｘ線画像検出器３０の受像部４１の検出面におけるｘ方向の有効視野の長さＶを確保するには、Ｘ線焦点１８ｂからＸ線画像検出器３０の検出面までの距離をＬとすると、厚みｈ_１は、図４に示す幾何学的関係から、次式（１）を満たすように設定する必要がある。

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

また、Ｘ線遮蔽部３１ｂの開口率は０．２〜０．６（＝２０〜６０％）特に０．３〜０．５（＝３０〜５０％）が望ましい。また、Ｘ線遮蔽部３１ｂのピッチｐ_１としては、検出したい位相角度分解能θ[ｒａｄ]とし、Ｘ線遮蔽部３１ｂから被写体までの距離Ｌ_H（ｍｍ）とすると、次式（２）を満たすように設定される。

例えば、検出する位相角度分解能θを０．１μｒａｄとし、画素４０と被写体までの距離をＬ_Ｈ＝１０ｍｍとすると、Ｘ線遮蔽部３１ｂのピッチｐ_１は３．２８μｍ以下とすればよい。

以上の構成において、Ｘ線遮蔽部３１ｂのＧ１像が受像部４１によって撮像される。次に、Ｘ線画像検出器３０の構成について説明する。

図５は、Ｘ線画像検出器３０の構成を模式的に示す。ＦＩＧ．５Ａは、Ｘ線画像検出器３０の正面図の模式図であり、ＦＩＧ．５Ｂは、ＦＩＧ．５Ａのｖ−ｖ線断面図の模式図である。

Ｘ線画像検出器３０は、上述の吸収型格子部３１と、Ｘ線を検出して電荷を蓄積する複数の画素４０がｘｙ方向に２次元配列されてなる受像部４１と、各画素４０に蓄積された電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路４２と、各画素４０から順次読み出された信号を画像データに変換して記憶する信号処理回路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、受像部４１と走査回路４２及び信号処理回路を接続する配線部４７と、Ｘ線の露光により蛍光を発するシンチレータ４９とを含んで構成されている（ＦＩＧ．５Ａ）。

Ｘ線画像検出器３０は、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）センサなどの固体撮像素子をベースに構成することができる。受像部４１は、シリコン基板などの半導体基板４８と、この半導体基板４８に形成されるフォトダイオード等の複数の画素４０と、各画素４０に蓄積された電荷を読み出す複数の読み出し回路（図示せず）によって形成される。受像部４１は、配線部４７とシンチレータ４９の間に形成されている（ＦＩＧ．５Ｂ）。

配線部４７は、単結晶シリコン等からなる半導体基板上に形成され、複数の走査線４５と、複数の信号線４６を有する。配線部４７は、吸収型格子部３１と受像部４１の間に形成されている。また、配線部４７の受像部４１とは反対側の面に吸収型格子部３１が形成されている（ＦＩＧ．５Ｂ）。

走査線４５は２次元状に配列された画素４０の画素行の間の領域の上方に形成されている。すなわち、Ｘ線が入射する方向において、画素４０と重ならないように設けられ、隣り合う画素４０の間に形成されている。また、Ｘ線遮蔽部３１ｂの厚さ方向（＋ｚ方向）において、Ｘ線遮蔽部３１ｂは一部の走査線４５と画素４０の行方向全体にわたって重なっている。全ての走査線４５に対してＸ線遮蔽部３１ｂが重なっているわけではないが、周期的に走査線４５に対してＸ線遮蔽部３１ｂが重なっている。図示の例では、Ｘ線遮蔽部３１ｂが配列する方向（＋ｘ方向）において、Ｘ線遮蔽部３１ｂの間に少なくとも２つ以上の画素４０が含まれるように、Ｘ線遮蔽部３１ｂの間隔ｄ_１が設定されている。

なお、Ｘ線遮蔽部３１ｂが配列する方向において、各Ｘ線遮蔽部３１ｂの幅よりも走査線４５の幅が小さいことが好ましい。

信号線４６は２次元状に配列された画素４０の画素列の間の領域の上方に設けられている。すなわち、Ｘ線が入射する方向において、画素４０と重ならないように設けられ、隣り合う画素４０の間に形成されている。

シンチレータ４９は、Ｘ線を受光して画素４０の分光感度に適合する波長の蛍光を発する。シンチレータ４９を形成する材料としては、例えば、テルビウム賦活酸化ガドリニウム（Ｇｄ_２Ｏ₂Ｓ:Ｔｂ）などの粒状シンチレータや、タリウム賦活ヨウ化セシウム（ＣｓＩ：Ｔｌ）などの柱状シンチレータが用いられる。シンチレータ４９は、受像部４１の配線部４７とは反対側の面に形成されている（ＦＩＧ．５Ｂ）。なお、画素間隔を数μｍ以下にする場合には、シンチレータとしてＧｄ_２ＳｉＯ_５：Ｃｅ，Ｂｉ_４Ｇｅ_３Ｏ_１２，Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ：Ｐｒ，Ｌｕ_２ＳｉＯ_５：Ｃｅ，Ｌｕ_0.4Ｇｄ_1.6ＳｉＯ_５：Ｃｅなどの単結晶シンチレータを用いるとよい。十数μｍ〜２μｍ程度の結晶サイズを持つ粒状シンチレータや柱状シンチレータの様に結晶界面での光の反射、散乱等がないためである。単結晶シンチレータは大面積を有する１枚のシンチレータとして構成できないこともあるが、タイル状に複数枚の単結晶シンチレータを配置して面積を大きくしても良い。また、整数枚並べた単結晶シンチレータの発光面積と、画素４０のうち画像用画素として用いられる画素の総画素面積がほぼ一致するようにしても良い。なお、シンチレータ間の隙間を有効画素とは異なる位置になるようにすることが好適である。例えば、配線部４７や画素４０のうち暗補正用画素等として用いられる暗補正画素エリアやＩＣからの配線をパッケージ外部に取り出すためのエリア等が好適である。また、単結晶シンチレータと受像部４１の大きさを略同等にして1対1に配置しても良く、更に単結晶シンチレータと受像部４１の組み合わせを複数個配列させても良い。

Ｘ線画像検出器３０において、Ｘ線は、吸収型格子部３１側から入射し、配線部４７及び受像部４１を透過する。これらを透過したＸ線は、シンチレータ４９に入射する。シンチレータ４９に入射したＸ線は、シンチレータ４９によって蛍光として発生する。発生した蛍光が、画素４０に電荷として蓄積される。蓄積された電荷は、走査回路４２により設定されたタイミングに基づいて、読み出され、信号処理回路４３によって画像データに変換される（ＦＩＧ．５Ｂ）。

次に、Ｇ１像の解析方法について説明する。

図６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、吸収型格子部３１の基板部３１ａを通過して受像部４１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、吸収型格子部３１のＸ線遮蔽部３１ｂにより遮蔽される。

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（３）で表される。

Ｘ線遮蔽部３１ｂを通過して受像部４１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。すなわち、Ｇ１像のｘ方向に関するパターン周期ｐ_１’もまた、Ｇ１像の変移に応じてｘ方向に変移することになる。

Ｇ１像の変位量Δｘは、Ｘ線の屈折角φ（ｘ）が微小であることに基づいて、近似的に次式（４）で表される。

ここで、屈折角φ（ｘ）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（５）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、Ｇ１像の変位量Δｘは、受像部４１の各画素４０から出力される信号の位相ズレ量ψ（被写体Ｈがある場合とない場合とにおける信号の位相ズレ量）に、次式（６）のように関連している。

したがって、各画素４０から出力される信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（４）及び式（６）から屈折角φが求まり、式（５）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。以下、上記の位相ズレ量ψの算出方法について説明する。

図７は、受像部４１の各画素４０から出力される信号を模式的に示す。

ｘ方向に隣り合う複数の画素４０を単位とし、単位毎に、１単位を構成する複数の画素４０の画素値Ｉを補間する。図示の例では、複数の画素４０の画素値を正弦曲線により補間したものであり、正弦曲線による補間は３点あれば足りるため、互いに隣り合う３つの画素４０を単位としている。

被写体Ｈが存在しない場合の信号曲線（ＦＩＧ．７Ａ）と、被写体Ｈが存在する場合の信号曲線（ＦＩＧ．７Ｂ）との両者の波形の位相差が、その単位を構成する各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。

屈折角φ（ｘ）は、式（５）で示したように位相シフト分布Φ（ｘ）の微分値に対応する値であるため、屈折角φ（ｘ）をｘ軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）が得られる。なお、上記の説明では、画素４０のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標について同様の演算を行うことにより、ｘ方向及びｙ方向における２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）が得られる。

以上の処理を経て、演算処理部２２は、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を画像化した位相コントラスト画像を記憶部２３に記憶させる。上述した位相コントラスト画像の生成処理は、入力装置２１から操作者により撮影指示がなされた後、制御装置２０の制御に基づいて各部が連係動作して自動的に行われ、最終的に被写体Ｈの位相コントラスト画像がモニタ２４に表示される。

図８及び図９は、Ｘ線撮影システム１０のＸ線画像検出器３０の製造方法の一例を示す模式図である。

まず、すでに画素４０が２次元状に配列された受像部４１と配線部４７が形成された固体撮像装置を用意する。次いで、Ｘ線低吸収材料により形成される支持基板５１を、配線部４７の上に形成する。そして、配線部４７の上方であって、レジスト膜５２を支持基板５１の上に形成する。

なお、半導体基板４８に形成された画素４０は、この時点では、外部に露出していない。

また、レジスト膜５２としては、ネガ型とポジ型のいずれも用いることができるが、本例では、ポジ型のレジスト膜を用いた場合について説明する。

次いで、マスク５３を介してレジスト膜５２を、矢印の方向から、使用するレジストに適した波長の電磁波で露光する（ＦＩＧ．８Ａ）。これにより、マスク５３によって遮光された部分以外の部分を硬化させて耐エッチング性を付与する。各マスク５３で構成されるマスクパターンは、Ｘ線遮蔽部３１ｂが形成される部分に対応する。そして、矢印の方向から見たときに、Ｘ線遮蔽部３１ｂと重なる走査線４５は、対応するマスク５３の幅よりもＸ線遮蔽部３１ｂの配列方向において狭い。

次いで、マスクパターンを除去した後、現像を行い、レジスト膜５２のうちマスク５３によって遮光された部分を除去した後、洗浄する（ＦＩＧ．８Ｂ）。

次いで、画素４０が形成されている半導体基板４８を研磨して、画素４０を外部に露出する（ＦＩＧ．８Ｃ）。

次いで、支持基板５１のうち、マスクパターンに対応する部分をエッチングにより除去する。これにより、支持基板５１にはＸ線遮蔽部３１ｂが充填される複数の溝が形成されるとともに、吸収型格子部３１の基板部３１ａが形成される（ＦＩＧ．９Ａ）。

次いで、レジスト膜５２を除去した後、金属メッキ処理等により、支持基板５１に形成された複数の溝を充填する。これにより、吸収型格子部３１のＸ線遮蔽部３１ｂが形成される（ＦＩＧ．９Ｂ）。

そして、受像部４１とシンチレータ４９を光学的に接合する。すなわち、シンチレータ４９を、受像部４１に直接蒸着してもよいし、受像部４１に接着層を介してシンチレータ４９を貼り合わせてもよい（ＦＩＧ．９Ｃ）。

以上、Ｘ線画像検出器３０の製造方法によれば、受像部４１を支持する支持基板５１に溝を形成し、これらの溝を充填してＸ線遮蔽部３１ｂを設けるようにしている。このため、受像部４１と吸収型格子部３１を別々に作成し、後から画像４０とＸ線遮蔽部３１ｂを位置合わせするよりも精度よく、Ｘ線画像検出器３０を製造することができる。

また、支持基板５１を形成した後に、画素４０が形成された半導体基板４８を研磨するようにしたため、半導体基板４８を研磨するための耐久性をあげることができる。支持基板５１は、Ｘ線低吸収材料であることが望ましい。例えば、樹脂やＳｉなどである。更に支持基板５１の熱膨張率が受像部４１を形成している部材と近い物質であることが望ましい。例えば、受像部４１が単結晶Ｓｉを用いて構成される場合は、単結晶Ｓｉや窒化珪素Ｓｉ_３Ｎ_４、ａ−Ｓｉ、ｐ−Ｓｉ等である。また、受像部４１が化合物半導体のＳｉＣを用いて構成される場合には、ＡｌＮ等である。更に、受像部４１が、ガラス基板上に形成されたＴＦＴである場合には、ＳｉＣやＡｌＮ等である。

以上、説明したように、Ｘ線撮影システム１０のＸ線画像検出器３０によれば、Ｘ線画像検出器３０に格子として機能するＸ線遮蔽部３１ｂを一体的に組み込むようにしたため、これを何度も位置合わせする必要がなくなる。さらに、Ｘ線遮蔽部３１ｂと、Ｘ線画像検出器３０の受像部４１の位置ずれも低減されるため、被写体の位相情報を取得する放射線位相イメージングにおいて、位相情報の精度を高めることができる。また、Ｘ線画像検出器３０の構成が簡易となる。

また、Ｘ線遮蔽部３１ｂで殆どのＸ線を回折させずに、受像部４１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、Ｘ線遮蔽部３１ｂから受像部４１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、Ｘ線画像検出器３０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、Ｘ線遮蔽部３１ｂ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、Ｇ１像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。

また、シンチレータ４９を画素４０に近づけるように配置したため、画素４０付近でシンチレータ４９の発光が行われ、感度が向上する。

また、走査線４５をＸ線遮蔽部３１ｂと重なるように配置したため、走査線４５によるＸ線の吸収を低減することができる。

なお、Ｘ線画像検出器３０では、Ｘ線遮蔽部３１ｂと走査線４５の一部がＸ線遮蔽部３１ｂの厚さ方向で重なるようにしているが、これに限られない。例えば、複数のＸ線遮蔽部３１ｂがｙ軸方向で配列され、Ｘ線遮蔽部３１ｂと信号線４６の一部がＸ線遮蔽部３１ｂの厚さ方向で重なるようにしてもよい。

Ｘ線遮蔽部３１ｂと信号線４６が重なるようにすれば、ノイズの低減が図られる点で好ましい。

また、Ｘ線遮蔽部３１ｂの配列方向におけるＸ線遮蔽部３１ｂの幅よりも、配線部４７の走査線４５（または信号線４６）の幅を狭くしたため、Ｘ線遮蔽部３１ｂ以外によるＸ線のケラレを防ぐことができる。

なお、Ｘ線画像検出器３０の製造方法としては、上記の方法以外の方法や順番を採用してもよい。

なお、上述したＸ線画像検出器３０は、Ｘ線遮蔽部３１ｂが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、タルボ干渉像の周期パターンであっても、Ｘ線画像検出器３０の画素４０の配列ピッチとの関係で画像にＧ１像を解析することができ、その場合にも本発明は有用である。よって、格子は、吸収型格子に限らず位相型格子であってもよい。

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

また、被写体がない状態で撮影（プレ撮影）して取得される画像に対して、上述の位相コントラスト画像の生成処理を行い、位相コントラスト画像を取得するようにしてもよい。この位相コントラスト画像は、例えば、Ｘ線遮蔽部３１ｂの不均一性等によって生じる位相ムラ（初期位相のズレ）を反映している。このプレ撮影における位相コントラスト画像を、被写体がある状態で撮影（メイン撮影）して取得される位相コントラスト画像から減算することで、撮影部１２の位相ムラを補正した位相コントラスト画像を得ることが出来る。

図１０は、Ｘ線画像検出器３０の他の例を示す。

Ｘ線画像検出器５０は、Ｘ線画像検出器３０と異なり、Ｘ線遮蔽部３１ｂの厚さ方向において、吸収型格子部３１のＸ線遮蔽部３１ｂと全ての走査線４５が重なっている。すなわち、各Ｘ線遮蔽部３１ｂと各走査線４５は１対１で対応して重なっている。

このため、Ｇ１像を直接解析することができないため、Ｇ１像のｘ方向に関するパターン周期ｐ_１’と、画素４０のｘ方向に関する配列ピッチＰとの微小な差異により発生する、モアレを解析することによって、位相コントラスト画像を取得する。

ここで、画素４０の配列ピッチＰは、周期ｐ_１’のＧ１像の周期パターンを検出（解像）するに必要なピッチである１／２ｐ_１’よりも小さい。

画像に生じるモアレのｘ方向に関するモアレの周期Ｔは、次式（７）で表される。

Ｘ線源１１と吸収型格子部３１（Ｘ線遮蔽部３１ｂ）との間に被写体Ｈを配置すると、Ｘ線画像検出器５０により検出される画像に生じるモアレは、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、このモアレを解析することによって、被写体Ｈの位相コントラスト画像を生成することができる。

ここで、Ｇ１像の周期ｐ_１’とモアレの周期Ｔに着目する。Ｘ線遮蔽部３１ｂから受像部４１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。そして、Ｇ１像のｘ方向に関するパターン周期ｐ_１’と画素４０のｘ方向に関する配列ピッチＰとの微小な差異により画像に生じるモアレもまた、Ｇ１像の変移に応じてｘ方向に変移する。

そして、Ｇ１像の変位量Δｘが周期ｐ_１’に達すると、モアレが元の状態にもどることから、モアレの変位量ΔＸは、Ｇ１像の変位量Δｘを用いて、次式（８）で表される。

この変位量ΔＸは、Ｘ線画像検出器５０の各画素４０から出力される信号の位相ズレ量ψ（被写体Ｈがある場合とない場合とにおける信号の位相ズレ量）に、次式（９）のように関連している。

したがって、各画素４０から出力される信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式（４）、式（８）及び式（９）から屈折角φが求まり、上述の式（５）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。

以下、上記の位相ズレ量ψの算出方法について説明する。

図１１は、Ｘ線画像検出器５０の各画素４０から出力される信号を模式的に示す。

ｘ方向に隣り合う複数の画素４０を単位とし、単位毎に、１単位を構成する複数の画素４０の画素値Ｉを補間する。図示の例では、複数の画素４０の画素値を正弦曲線により補間したものであり、正弦曲線による補間は３点あれば足りるため、互いに隣り合う３つの画素４０を単位としている。

Ｇ１像の周期パターンのｘ方向に関する周期ｐ_１’と画素４０のｘ方向に関する配列ピッチＰとが画像にモアレを生じさせる関係にあることから、信号曲線は、モアレの周期Ｔで周期的に変化する。Ｇ１像がｘ方向に変移すると、それに伴って、モアレもまたｘ方向に変移し、モアレに対応する信号曲線の位相が変化する。Ｇ１像の変位量Δｘが、その周期パターンの周期ｐ_１’に達すると、モアレの変位量ΔＸは、そのモアレの周期Ｔとなり、モアレ及び信号曲線は元の状態に戻る。

被写体Ｈが存在しない場合の信号曲線（ＦＩＧ．７Ａ）と、被写体Ｈが存在する場合の信号曲線（ＦＩＧ．７Ｂ）との両者の波形の位相差が、その単位を構成する各画素４０の信号の位相ズレ量ψに対応する。

屈折角φ（ｘ）は、式（５）で示したように位相シフト分布Φ（ｘ）の微分値に対応する値であるため、屈折角φ（ｘ）をｘ軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φ（ｘ）が得られる。なお、上記の説明では、画素４０のｙ方向に関するｙ座標を考慮していないが、各ｙ座標について同様の演算を行うことにより、ｘ方向及びｙ方向における２次元的な位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）が得られる。

以上の処理を経て、演算処理部２２は、位相シフト分布Φ（ｘ，ｙ）を画像化した位相コントラスト画像を記憶部２３に記憶させる。上述した位相コントラスト画像の生成処理は、入力装置２１から操作者により撮影指示がなされた後、制御装置２０の制御に基づいて各部が連係動作して自動的に行われ、最終的に被写体Ｈの位相コントラスト画像がモニタ２４に表示される。

図１２は、Ｘ線画像検出器５０を用いた、モアレの解析方法の他の例を示す。

本例においては、フーリエ変換及び逆フーリエ変換を用いて、モアレを解析する。Ｘ線遮蔽部３１ｂの周期パターンの周期とＸ線画像検出器３０の画素４０の配列ピッチとの干渉によって形成されるモアレは次式（１０）で表すことができ、式（１０）は次式（１１）に書き換えることができる。

式（１０）において、ａ（ｘ，ｙ）はバックグラウンドを表し、ｂ（ｘ，ｙ）はモアレの基本周期に対応した空間周波数成分の振幅を表し、（ｆ_０ｘ、ｆ_０ｙ）はモアレの基本周期を表す。また式（１１）において、ｃ（ｘ，ｙ）は次式（１２）で表される。

従って、ｃ（ｘ，ｙ）又はｃ^＊（ｘ，ｙ）の成分を取り出すことによって屈折角φ（ｘ，ｙ）の情報を得ることができる。ここで、式（１１）はフーリエ変換によって次式（１３）となる。

式（１３）において、Ｆ（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）、Ａ（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）、Ｃ（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）は、それぞれｆ(ｘ，ｙ)、ａ（ｘ，ｙ）、ｃ（ｘ，ｙ）に対する２次元のフーリエ変換である。

Ｘ線遮蔽部３１ｂのような１次元格子を使用した場合に、モアレの空間周波数スペクトルには、少なくとも、Ａ（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）に由来するピークと、これを挟んでＣ（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）及びＣ^＊（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）に由来するモアレの基本周期に対応した空間周波数成分のピークとの３つのピークが生じる。Ａ（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）に由来するピークは原点に、また、Ｃ（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）及びＣ^＊（ｆ_ｘ，ｆ_ｙ）に由来するピークは（±ｆ_０ｘ，±ｆ_０ｙ）（複合同順）の位置に生じる。

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

図１３は、図１０のＸ線画像検出器５０の製造方法を示す。

図１３に示すように、Ｘ線画像検出器５０の製造方法は、マスクパターンを別途用意していない点で、図８及び図９に示す製造方法と異なる。

まず、すでに画素４０が２次元状に配列された受像部４１と配線部４７が形成された固体撮像装置を用意する。このとき、配線部４７の走査線４５は、画素４０の画素行の間の領域の上方に設けられている。

次いで、Ｘ線低吸収材料により形成される支持基板５１を、配線部４７の上に形成する。そして、配線部４７の上に、レジスト膜５２を形成する。

なお、半導体基板４８に形成された画素４０は、この時点では、外部に露出していない。

また、レジスト膜５２としては、ネガ型とポジ型のいずれも用いることができる。本例では、ポジ型のレジスト膜を用いた場合について説明する。

そして、半導体基板４８側から、レジスト膜５２を、矢印の方向から（配線部４７側から）、Ｘ線等で露光する。このとき、配線部４７の走査線４５が画素４０を避けて設けられているため、各走査線４５がマスクパターンを構成するマスクとして機能する。このような自己整合型（Self Alignment）の方法によりＸ線遮蔽部３１ｂを形成すべき場所を決定することが出来る。

なお、マスクを形成するために各走査線４５はＸ線の透過率が低いことが好ましい。このため、走査線４５は厚さ方向に厚めに製造しておくことが好ましい。一方、マスクとして機能させない信号線４６は、走査線４５よりも薄く形成することが好ましい。また、走査線４５は厚く製造されているため配線抵抗が低くすることができ、画素４０からの読出配線などの、配線抵抗が低いことが望まれる配線に用いることが好適である。

以下、レジスト膜５２の現像工程から以降は、Ｘ線画像検出器３０の製造方法と同じであるため記載を省略する。

以上、Ｘ線画像検出器５０の製造方法によれば、配線部４７の走査線４５をマスクパターンとして代用したため、マスクパターンを改めて用いることなく、基板部３１ａに溝を形成することができる。

図１４は、Ｘ線画像検出器３０のさらに他の例を示す。

Ｘ線画像検出器６０は、有機ＣＭＯＳセンサをベースに構成されている点がＸ線画像検出器３０と異なり、有機光電変換材料を用いた光電変換素子で画素４０を２次元状に配列した受像部６１を含んで構成される。

複数の画素４０は、上部電極膜６４、下部電極膜６３及び、これらの間に配置された光電変換膜６２を有している。この光電変換膜６２は有機光電変換材料により構成されている。

光電変換膜６２は、例えば特開２００９−３２８５４号公報に記載された有機光電変換材料を用いている。光電変換膜６２は、シンチレータ４９から発せられた光を吸収し、吸収した光に応じた電荷を発生する。このように有機光電変換材料を含む光電変換膜６２であれば、可視域にシャープな吸収スペクトルを持ち、シンチレータ４９による発光以外の電磁波が光電変換膜６２に吸収されることがほとんどなく、ノイズを効果的に抑制することができる。

光電変換膜６２の有機光電変換材料は、シンチレータ４９で発光した光を最も効率良く吸収するために、その吸収ピーク波長が、シンチレータ４９の発光ピーク波長と近いほど好ましい。有機光電変換材料の吸収ピーク波長とシンチレータ４９の発光ピーク波長とが一致することが理想的であるが、双方の差が小さければシンチレータ４９から発された光を十分に吸収することが可能である。具体的には、有機光電変換材料の吸収ピーク波長と、シンチレータ４９の放射線に対する発光ピーク波長との差が、１０ｎｍ以内であることが好ましく、５ｎｍ以内であることがより好ましい。

このような条件を満たすことが可能な有機光電変換材料としては、例えば、アリーリデン系有機化合物、キナクリドン系有機化合物、及びフタロシアニン系有機化合物が挙げられる。例えばキナクリドンの可視域における吸収ピーク波長は５６０ｎｍであるため、有機光電変換材料としてキナクリドンを用い、シンチレータ４９の材料としてＣｓＩ：Ｔｌを用いれば、上記ピーク波長の差を５ｎｍ以内にすることが可能となり、光電変換膜６２で発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。

なお、画素４０は、上部電極膜６４、下部電極膜６３と、これらの間に配置された光電変換膜６２を含む有機層により構成するようにしてもよい。この有機層は、より具体的には、電磁波を吸収する部位、光電変換部位、電子輸送部位、正孔輸送部位、電子ブロッキング部位、正孔ブロッキング部位、結晶化防止部位、電極、及び層間接触改良部位等の積み重ねもしくは混合により形成することができる。

光電変換膜６２の厚みは、シンチレータ４９からの光を吸収する点では膜厚は大きいほど好ましいが、電荷分離に寄与しない割合を考慮すると、３０ｎｍ以上３００ｎｍ以下が好ましく、より好ましくは、５０ｎｍ以上２５０ｎｍ以下、特に好ましくは８０ｎｍ以上２００ｎｍ以下である。

上部電極膜６４は、シンチレータ４９により生じた光を光電変換膜６２に入射させる必要があるため、少なくともシンチレータ４９の発光波長に対して透明な導電性材料で構成することが好ましい。具体的には、可視光に対する透過率が高く、抵抗値が小さい透明導電性酸化物（TCO;Transparent Conducting Oxide）を用いることが好ましい。

なお、上部電極膜６４としてＡｕなどの金属薄膜を用いることもできるが、透過率を９０％以上得ようとすると抵抗値が増大し易いため、ＴＣＯの方が好ましい。例えば、ＩＴＯ、ＩＺＯ、ＡＺＯ、ＦＴＯ、ＳｎＯ２、ＴｉＯ２、ＺｎＯ２等を好ましく用いることができ、プロセス簡易性、低抵抗性、透明性の観点からはＩＴＯが最も好ましい。

尚、上部電極膜６４は、全ての画素４０で共通の一枚構成としてもよいし、画素４０毎に分割してあっても良い。

また、上部電極膜６４の厚みは、例えば、３０ｎｍ以上３００ｎｍ以下とすることができる。

下部電極膜６３は、画素４０毎に分割された薄膜である。下部電極膜６３は、透明又は不透明の導電性材料で構成することができ、アルミニウム、銀等を好適に用いることができる。下部電極膜６３の厚みは、例えば、３０ｎｍ以上３００ｎｍ以下とすることができる。

上述した有機光電変換材料を用いた光電変換素子の構成は、例えば、特開２００９−３２８５４号公報の記載が参考となる。

以上のように、Ｘ線画像検出器６０によれば、画素４０に有機光電変換材料を用いた光電変換膜６２を設けるようにしたため、位相コントラスト画像のノイズを低減することができる。

図１５及び図１６は、図１４のＸ線画像検出器６０の製造方法を示す。

まず、シリコン基板等の支持基板５１に各画素４０用の読み出し回路（図示せず）を形成した後、複数の走査線４５や複数の信号線４６を有する配線部４７を支持基板５１上に形成する。また、この配線部４７の支持基板５１とは反対側の面に下部電極膜６３を形成する（ＦＩＧ．１５Ａ）。下部電極膜６３は読み出し回路と接続されている。

次いで、Ｘ線画像検出器３０の製造方法と同様に、下部電極膜６３が設けられていない側にＸ線遮蔽部３１ｂを有する吸収型格子部３１を形成する（ＦＩＧ．１５Ｂ）。このとき、Ｘ線低吸収材料により形成される支持体をシリコン基板上に形成しても良いが、シリコン基板自体を支持体としてエッチング等により溝を形成した上で金属メッキ処理等によりＸ線遮蔽部３１ｂを形成する。

次いで、下部電極膜６３上に光電変換膜６２を形成する（ＦＩＧ．１５Ｃ）。

次いで、光電変換膜６２上に上部電極膜６４を形成し、上部電極膜６４上に保護膜６５を形成する（ＦＩＧ．１６Ａ）。

そして、受像部６１と別途製造したシンチレータ４９を光学的に接合する。シンチレータ４９は、保護膜６５上に直接蒸着してもよいし、保護膜６５とは別に接着層を設けて、保護膜６５にシンチレータ４９を貼り合わせてもよい（ＦＩＧ．１６Ｂ）。

図１７は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。

図１７に示すマンモグラフィシステム１７０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。マンモグラフィシステム１７０は、基台（図示せず）に対して旋回可能に連結されたアーム部材８１の一端に配設されたＸ線源収納部８２と、アーム部材８１の他端に配設された撮影台８３と、撮影台８３に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板８４とを備える。

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

なお、Ｘ線源１１及び撮影部１２は、前述したＸ線撮影システム１０のものと同様の構成であるため、各構成要素には、Ｘ線撮影システム１０と同一の符号を付している。その他の構成及び作用については、前述したＸ線撮影システム１０と同様であるため説明は省略する。

図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。

Ｘ線撮影システム１８０は、Ｘ線源１０１のコリメータユニット１０２に、マルチスリット１０３を配設した点が、上記第１実施形態のＸ線撮影システム１０と異なる。その他の構成については、前述したＸ線撮影システム１０と同一であるので説明は省略する。

前述したＸ線撮影システム１０では、Ｘ線源１１からＸ線画像検出器３０までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離（１ｍ〜２ｍ）とした場合に、Ｘ線焦点１８ｂの焦点サイズ（一般的に０．１ｍｍ〜１ｍｍ程度）によるＧ１像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、Ｘ線焦点１８ｂの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、Ｘ線強度が低下してしまう。本Ｘ線撮影システム１００においては、この課題を解決するために、Ｘ線焦点１８ｂの直後にマルチスリット１０３を配置する。

マルチスリット１０３は、Ｘ線遮蔽部３１ｂと同様に吸収型格子であり、一方向（ｙ方向）に延伸した複数のＸ線遮蔽部が、吸収型格子部３１のＸ線遮蔽部３１ｂ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Ｘ線遮蔽部３１ｂまでの距離をＬ_３として、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、次式（１４）を満たすように設定する必要がある。

式（１４）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Ｘ線遮蔽部３１ｂによる投影像（Ｇ１像）が、受像部４１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。

このように、本Ｘ線撮影システム１８０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１９は、図１の放射線撮影システムの放射線画像検出器のさらに他の例を示す模式図である。

上述のＸ線画像検出器３０のＸ線遮蔽部３１ｂでは、Ｘ線遮蔽部３１ｂの周期配列方向が直線状（すなわち、格子面が平面状）となるように構成されている。これに代えて、図１３に示すように、Ｘ線画像検出器７０は、Ｘ線遮蔽部３１ｂの格子面を曲面状に凹面化した吸収型格子部１１０を用いている。これに合わせて、Ｘ線画像検出器７０では、Ｇ１像の検出面が円筒面状となっている。つまり、Ｘ線画像検出器７０によるＧ１像の検出面は、Ｘ線焦点１８ｂを通りｙ方向に延びる直線を中心軸とする円筒面状とする。

吸収型格子部１１０は、Ｘ線透過性で形成され、かつ湾曲した基板部１１０ａの表面に、複数のＸ線遮蔽部１１０ｂが所定のピッチｐ_１で周期的に配列されている。各Ｘ線遮蔽部１１０ｂは、Ｘ線吸収性に優れる材料で形成され、かつｙ方向に直線状に延伸しており、吸収型格子部１１０の格子面は、Ｘ線焦点１８ｂを通りＸ線遮蔽部１１０ｂの延伸方向に延びる直線を中心軸とする円筒面に沿った形状となっている。

なお、この吸収型格子部１１０における、複数のＸ線遮蔽部１１０ｂは、Ｘ線画像検出器７０を光軸Ａに垂直な面となるように展開すると、Ｘ線遮蔽部１１０ｂが所定のピッチで略平行となるものであり、複数のＸ線遮蔽部１１０ｂが所定のピッチｐ_１で平行に配列されていることに含まれるものとする。

Ｘ線画像検出器７０の画素ピッチは、このＸ線画像検出器７０に形成されるＧ１像のパターン周期の周期との関係において、画像にモアレを生じさせるピッチとされている。

Ｘ線遮蔽部１１０ｂの格子面を円筒面状とすることにより、Ｘ線焦点１８ｂから照射されるＸ線は、被写体Ｈが存在しない場合、すべて格子面に垂直に入射することになるため、Ｘ線遮蔽部１１０ｂの厚みｈ_１の上限の制約が緩和され、上記式（１）を考慮する必要がなくなる。

よって、上述した各Ｘ線撮影システムでは従来例と比較して以下の特徴がある。

まず、Ｘ線画像検出器に設けられた高精細な画素４０の配列自体が、第２の回折格子を兼ねた受像部４１であるため、第１の回折格子のＧ１像とのモアレを直接検出できる。このため、従来例の第２の回折格子が不要となる。そのため、第２の回折格子でのＸ線の減衰が無くなるため、Ｘ線を有効利用でき患者のＸ線被曝を大幅に低減できる。

また、第１の回折格子をＸ線画像検出器自体に一体的に組み込んでいるため、従来例のように、第１の回折格子とＸ線画像検出器の相対的な位置ずれなどが無く、高精度な位置調整を繰り返す必要が無い。

さらに、第１の回折格子同等以下のピッチを有する数μｍ程度の高精細なＸ線画像検出器を用いる場合には、フーリエ変換および逆フーリエ変換を用いて1回の撮影で被写体の位相情報を取得する方法であっても、モアレの基本周波数成分が人体構造などの被写体構造よりも高周波であるため、基本周波数成分を含む周波数領域を分離して逆フーリエ変換により位相シフトの微分像を再構成しても被写体構造の解像度劣化は問題ないレベルに抑えることができる。よって、1回の撮影であっても縞走査法以上の解像度を得ることができ、かつ縞走査法のような複数回の撮影間の被写体のブレや格子移動精度による画質劣化もない高精度な位相コントラスト画像を得ることができる。

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

なお、Ｘ線を検出する方法としてシンチレータ４９の発光を光電変換する間接変換型の放射線検出器を例に挙げて説明したがこれに限られない。例えば、ａ−Ｓｅ等の半導体層でＸ線光子を電荷に変換する直接変換型の放射線検出器を用いることが可能である。直接変換型はシンチレータの発光の散乱等によるボケがなく、間接変換型より解像度の高い画像を得ることが可能である。

さらに、放射線画像検出器として、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）センサを例に挙げて説明したがこれに限られる物ではない。例えば、モアレが検出できる程度の高精細であれば、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）センサやＴＦＴ（Thin Film Transistor）センサを採用することも可能である。現状、ａ−Ｓｉで形成されたＴＦＴセンサでは、ＣＭＯＳセンサやＣＣＤセンサを用いた放射線画像検出器よりも画素のサイズは大きくなりやすいものの、素子構造の変更やａ−Ｓｉよりも移動度の高いｐ−ＳｉやＣＧＳ（Continuous Grain Silicon、連続粒界結晶シリコン）」やＺｎＯに代表される多結晶系やＩＧＺＯ（Ｉｎ-Ｇａ-Ｚｎ-Ｏ）に代表されるアモルファス酸化物材料を用いたＴＦＴセンサなどを使用することで現状よりも高精細化することが可能である。ＴＦＴセンサを用いる場合には、ＴＦＴセンサの支持体となるガラス等の基板を、前述したようなエッチング加工により溝を形成し、溝を充填してＸ線遮蔽部３１ｂを形成すればよい。

以上、説明したように、本明細書には、下記（１）〜（２１）の事項が開示されている。

（１）通過する放射線によって周期的強度分布を含む放射線像を形成する放射線遮蔽部と、前記放射線を検出して電荷を蓄積する複数の画素が行列状に配列されてなる受像部と、前記受像部を支持する支持体とを、備え、前記受像部によって放射線像を検出し、該放射線像に含まれる前記周期的強度分布に基づく周期パターンを含む画像データを生成する放射線画像検出器であって、前記放射線遮蔽部は、前記支持体に形成されている放射線画像検出器。
（２）（１）に記載の放射線画像検出器であって、
前記放射線遮蔽部は、通過する前記放射線を投影によって前記放射線像を形成する放射線画像検出器。
（３）（１）又は（２）に記載の放射線画像検出器であって、
前記放射線遮蔽部は、所定のピッチで平行に配列された複数の線状部材で構成され、入射する前記放射線に強度差を与える吸収型格子である放射線画像検出器。
（４）（１）から（３）のいずれか一つに記載の放射線画像検出器であって、
前記受像部より前記放射線像を読み出すために行列状に設けられた複数の走査線及び信号線を含む配線部を有し、
該配線部の前記受像部とは反対側の面に、前記放射線遮蔽部が形成された前記支持体が設けられている放射線画像検出器。
（５）（４）に記載の放射線画像検出器であって、
前記受像部の前記配線部とは反対側の面に、放射線の露光によって前記画素の分光感度に適合する波長の光を発する蛍光体が形成された放射線画像検出器。
（６）（４）又は（５）に記載の放射線画像検出器であって、
前記支持体は、放射線低吸収材料によって形成され、
前記複数の放射線遮蔽部は、前記支持体に所定のピッチで平行に配列された複数の線状の溝に充填された放射線高吸収材料によって形成される放射線画像検出器。
（７）（５）又は（６）に記載の放射線画像検出器であって、
前記配線部を構成する前記複数の走査線及び信号線は、前記受像部を構成する前記複数の画素と重ならないように、隣り合った画素の間に形成された放射線画像検出器。
（８）（７）に記載の放射線画像検出器であって、
前記複数の放射線遮蔽部の各々は、前記複数の走査線又は前記複数の信号線のいずれか一方の少なくとも一部と周期的に重なる放射線画像検出器。
（９）（８）に記載の放射線画像検出器であって、
前記複数の放射線遮蔽部の各々は、前記複数の信号線の少なくとも一部と周期的に重なる放射線画像検出器。
（１０）（８）又は（９）に記載の放射線画像検出器であって、
前記放射線遮蔽部が重なる走査線又は信号線は、該放射線遮蔽部の幅より狭い放射線画像検出器。
（１１）（８）から（１０）のいずれか一つに記載の放射線画像検出器であって、
前記放射線遮蔽部が重なる走査線又は信号線のいずれか一方は、他方よりも厚く形成された放射線画像検出器。
（１２）（１）から（１１）のいずれか一つに記載の放射線画像検出器であって、
前記複数の画素は、前記周期的強度分布を解像可能なピッチに配列されており、前記周期パターンは前記周期的強度分布に対応する放射線画像検出器。
（１３）（１）から（１１）のいずれか一つに記載の放射線画像検出器であって、
前記複数の画素は、前記周期的強度分布の周期との関係でモアレを形成するピッチに配列されており、前記周期パターンは該モアレに対応し、前記周期的強度分布の周期の１／２倍よりも小さい放射線画像検出器。
（１４）前記放射線画像検出器がＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）センサである（１）から（１３）のいずれか一つに記載の放射線画像検出器。
（１５）前記ＣＭＯＳセンサが有機光電変換膜を有する有機ＣＭＯＳセンサである（１４）に記載の放射線画像検出器。
（１６）（６）に記載の放射線画像検出器の製造方法であって、
前記配線部の前記受像部側とは反対側の面に、放射線低吸収材料からなり、前記支持体となる支持基板を形成し、
前記放射線遮蔽部の所定のピッチに対応する複数の線状の溝を前記支持基板に形成し、
前記線状の溝に放射線高吸収材料を充填することによって、前記放射線遮蔽部を形成する放射線画像検出器の製造方法。
（１７）（１６）に記載の放射線画像検出器の製造方法であって、
前記支持基板上にレジスト膜を形成し、
前記レジスト膜上であって、前記放射線遮蔽部に対応する部分にマスクパターンを形成し、
前記マスクパターンが形成された前記レジスト膜を露光することで、前記レジスト膜の前記マスクパターンにより遮光された部分以外の部分を硬化させて耐エッチング性を付与し、
前記マスクパターンを除去した後、前記支持基板の前記マスクパターンに対応する部分をエッチングにより除去し、これにより前記支持基板に前記複数の線状の溝を形成する放射線画像検出器の製造方法。
（１８）（１６）に記載の放射線画像検出器の製造方法であって、
前記支持基板上にレジスト膜を形成し、
前記放射線遮蔽部が重なる走査線又は信号線をマスクパターンとして、前記配線部側から前記レジスト膜を露光することで、前記レジスト膜の前記マスクパターンにより遮光された部分以外の部分を硬化させて耐エッチング性を付与し、
前記支持基板の前記マスクパターンに対応する部分をエッチングにより除去し、これにより前記支持基板に前記複数の線状の溝を形成する放射線画像検出器の製造方法。
（１９）（１）から（１５）のいずれか一つに記載の放射線画像検出器と、
前記放射線遮蔽部に入射する放射線の照射野に配置される被写体に起因して、前記放射線画像検出器によって取得される前記放射線像に生じる変調に基づいて、前記被写体の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、
を備える放射線撮影システム。
（２０）（１９）に記載の放射線撮影システムであって、
前記演算処理部は、前記複数の画素のうち、互いに隣り合う３つ以上の画素を一組として、各組を構成する複数の前記画素の画素値を補間してなる強度変調信号の位相を演算し、前記被写体があるときと前記被写体がないときとの該強度変調信号の位相ズレ量に基づいて、前記被写体の位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システム。
（２１）（１９）に記載の放射線撮影システムであって、
前記演算処理部は、前記放射線画像検出器によって取得される画像に対してフーリエ変換を行って該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、前記空間周波数スペクトルのうちの前記モアレの基本周波数成分を含む空間周波数領域を前記空間周波数スペクトルから分離し、分離された前記空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って部分位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システム。

１０ Ｘ線撮影システム
１１ Ｘ線源
１２ 撮影部
１３ コンソール
３０ Ｘ線画像検出器
３１ 吸収型格子
３１ａ 基板部
３１ｂ Ｘ線遮蔽部
４０ 画素

Claims (21)

1. 通過する放射線によって周期的強度分布を含む放射線像を形成する放射線遮蔽部と、前記放射線を検出して電荷を蓄積する複数の画素が行列状に配列されてなる受像部と、前記受像部を支持する支持体とを、備え、前記受像部によって放射線像を検出し、該放射線像に含まれる前記周期的強度分布に基づく周期パターンを含む画像データを生成する放射線画像検出器であって、
   前記放射線遮蔽部は、前記支持体に形成されている放射線画像検出器。
2. 請求項１に記載の放射線画像検出器であって、
   前記放射線遮蔽部は、通過する前記放射線を投影によって前記放射線像を形成する放射線画像検出器。
3. 請求項１又は請求項２に記載の放射線画像検出器であって、
   前記放射線遮蔽部は、所定のピッチで平行に配列された複数の線状部材で構成され、入射する前記放射線に強度差を与える吸収型格子である放射線画像検出器。
4. 請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の放射線画像検出器であって、
   前記受像部より前記放射線像を読み出すために行列状に設けられた複数の走査線及び信号線を含む配線部を有し、
   該配線部の前記受像部とは反対側の面に、前記放射線遮蔽部が形成された前記支持体が設けられている放射線画像検出器。
5. 請求項４に記載の放射線画像検出器であって、
   前記受像部の前記配線部とは反対側の面に、放射線の露光によって前記画素の分光感度に適合する波長の光を発する蛍光体が形成された放射線画像検出器。
6. 請求項４又は請求項５に記載の放射線画像検出器であって、
   前記支持体は、放射線低吸収材料によって形成され、
   前記複数の放射線遮蔽部は、前記支持体に所定のピッチで平行に配列された複数の線状の溝に充填された放射線高吸収材料によって形成される放射線画像検出器。
7. 請求項５又は請求項６に記載の放射線画像検出器であって、
   前記配線部を構成する前記複数の走査線及び信号線は、前記受像部を構成する前記複数の画素と重ならないように、隣り合った画素の間に形成された放射線画像検出器。
8. 請求項７に記載の放射線画像検出器であって、
   前記複数の放射線遮蔽部の各々は、前記複数の走査線又は前記複数の信号線のいずれか一方の少なくとも一部と周期的に重なる放射線画像検出器。
9. 請求項８に記載の放射線画像検出器であって、
   前記複数の放射線遮蔽部の各々は、前記複数の信号線の少なくとも一部と周期的に重なる放射線画像検出器。
10. 請求項８又は請求項９に記載の放射線画像検出器であって、
    前記放射線遮蔽部が重なる走査線又は信号線は、該放射線遮蔽部の幅より狭い放射線画像検出器。
11. 請求項８から請求項１０のいずれか一項に記載の放射線画像検出器であって、
    前記放射線遮蔽部が重なる走査線又は信号線のいずれか一方は、他方よりも厚く形成された放射線画像検出器。
12. 請求項１から請求項１１のいずれか一項に記載の放射線画像検出器であって、
    前記複数の画素は、前記周期的強度分布を解像可能なピッチに配列されており、前記周期パターンは前記周期的強度分布に対応する放射線画像検出器。
13. 請求項１から請求項１１のいずれか一項に記載の放射線画像検出器であって、
    前記複数の画素は、前記周期的強度分布の周期との関係でモアレを形成するピッチに配列されており、前記周期パターンは該モアレに対応し、前記周期的強度分布の周期の１／２倍よりも小さい放射線画像検出器。
14. 前記放射線画像検出器がＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）センサである請求項１から請求項１３のいずれか一項に記載の放射線画像検出器。
15. 前記ＣＭＯＳセンサが有機光電変換膜を有する有機ＣＭＯＳセンサである請求項１４に記載の放射線画像検出器。
16. 請求項６に記載の放射線画像検出器の製造方法であって、
    前記配線部の前記受像部側とは反対側の面に、放射線低吸収材料からなり、前記支持体となる支持基板を形成し、
    前記放射線遮蔽部の所定のピッチに対応する複数の線状の溝を前記支持基板に形成し、
    前記線状の溝に放射線高吸収材料を充填することによって、前記放射線遮蔽部を形成する放射線画像検出器の製造方法。
17. 請求項１６に記載の放射線画像検出器の製造方法であって、
    前記支持基板上にレジスト膜を形成し、
    前記レジスト膜上であって、前記放射線遮蔽部に対応する部分にマスクパターンを形成し、
    前記マスクパターンが形成された前記レジスト膜を露光することで、前記レジスト膜の前記マスクパターンにより遮光された部分以外の部分を硬化させて耐エッチング性を付与し、
    前記マスクパターンを除去した後、前記支持基板の前記マスクパターンに対応する部分をエッチングにより除去し、これにより前記支持基板に前記複数の線状の溝を形成する放射線画像検出器の製造方法。
18. 請求項１６に記載の放射線画像検出器の製造方法であって、
    前記支持基板上にレジスト膜を形成し、
    前記放射線遮蔽部が重なる走査線又は信号線をマスクパターンとして、前記配線部側から前記レジスト膜を露光することで、前記レジスト膜の前記マスクパターンにより遮光された部分以外の部分を硬化させて耐エッチング性を付与し、
    前記支持基板の前記マスクパターンに対応する部分をエッチングにより除去し、これにより前記支持基板に前記複数の線状の溝を形成する放射線画像検出器の製造方法。
19. 請求項１から請求項１５のいずれか一項に記載の放射線画像検出器と、
    前記放射線遮蔽部に入射する放射線の照射野に配置される被写体に起因して、前記放射線画像検出器によって取得される前記放射線像に生じる変調に基づいて、前記被写体の位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、
    を備える放射線撮影システム。
20. 請求項１９に記載の放射線撮影システムであって、
    前記演算処理部は、前記複数の画素のうち、互いに隣り合う３つ以上の画素を一組として、各組を構成する複数の前記画素の画素値を補間してなる強度変調信号の位相を演算し、前記被写体があるときと前記被写体がないときとの該強度変調信号の位相ズレ量に基づいて、前記被写体の位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システム。
21. 請求項１９に記載の放射線撮影システムであって、
    前記演算処理部は、前記放射線画像検出器によって取得される画像に対してフーリエ変換を行って該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、前記空間周波数スペクトルのうちの前記モアレの基本周波数成分を含む空間周波数領域を前記空間周波数スペクトルから分離し、分離された前記空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って部分位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システム。

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