"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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。前記放射線画像検出器がCMOSComplementaryMetalOxideSemiconductor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。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。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。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。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。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。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。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。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。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/F25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p1で、互いに所定の間隔d1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d1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L2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L2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L2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h1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h1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h1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h1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、d1=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h1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p1としては、検出したい位相角度分解能θradとし、X線遮蔽部31bから被写体までの距離LHmm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LH=10mmとすると、X線遮蔽部31bのピッチp1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、CMOSComplementaryMetalOxideSemiconductor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d1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Gd2O2STb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Gd2SiO5:Ce,Bi4Ge3O12,Gd2O2S:Pr,Lu2SiO5:Ce,Lu04Gd16SiO5: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Φx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Φxは、被写体Hの屈折率分布をnx,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p1’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φx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φxは、X線波長λと被写体Hの位相シフト分布Φx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Φx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Φx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Φx、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φxは、式5で示したように位相シフト分布Φxの微分値に対応する値であるため、屈折角φxをx軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φx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Φx,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Φx,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Si3N4、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、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p1’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p1’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1/2p1’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31X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p1’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p1’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p1’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Φx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Φx、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p1’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p1’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φxは、式5で示したように位相シフト分布Φxの微分値に対応する値であるため、屈折角φxをx軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φx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Φx,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Φx,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、ax,yはバックグラウンドを表し、bx,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、f0x、f0yはモアレの基本周期を表す。また式11において、cx,yは次式12で表される。従って、cx,y又はcx,yの成分を取り出すことによって屈折角φx,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、Ffx,fy、Afx,fy、Cfx,fyは、それぞれf、ax,y、cx,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、Afx,fyに由来するピークと、これを挟んでCfx,fy及びCfx,fy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。Afx,fyに由来するピークは原点に、また、Cfx,fy及びCfx,fyに由来するピークは±f0x,±f0y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φx、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φx,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SelfAlignment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TCOTransparentConductingOxide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p3は、マルチスリット103からX線遮蔽部31bまでの距離をL3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p1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p1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h1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、CMOSComplementaryMetalOxideSemiconductor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、CCDChargeCoupledDeviceセンサやTFTThinFilmTransistor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CGSContinuousGrainSilicon、連続粒界結晶シリコンやZnOに代表される多結晶系やIGZOInGaZnO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。21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。31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。41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。54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。64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。75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。87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。98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。108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。118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。121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。131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CMOSComplementaryMetalOxideSemiconductor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。166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。1716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。1816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。191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。2019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。2119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。"