WO2012026222A1 - 放射線画像撮影用グリッド及びその製造方法、並びに放射線画像撮影システム - Google Patents

放射線画像撮影用グリッド及びその製造方法、並びに放射線画像撮影システム Download PDF

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WO2012026222A1
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grid
ray
bridge
absorber
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PCT/JP2011/065573
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金子　泰久
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富士フイルム株式会社
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • G21K2207/00—Particular details of imaging devices or methods using ionizing electromagnetic radiation such as X-rays or gamma rays
    • G21K2207/005—Methods and devices obtaining contrast from non-absorbing interaction of the radiation with matter, e.g. phase contrast

Definitions

  • the present invention relates to a radiographic imaging grid used for radiographic imaging, a manufacturing method thereof, and a radiographic imaging system.
  • phase contrast image a high-contrast image
  • An X-ray imaging system using the Talbot interference effect is known as a kind of X-ray phase imaging (see, for example, Patent Document 1 and Non-Patent Document 1).
  • This X-ray imaging system includes a first grid disposed behind the subject, and a second grid disposed downstream in the X-ray irradiation direction by a Talbot interference distance determined by the lattice pitch of the first grid and the X-ray wavelength. And an X-ray image detector disposed behind the grid.
  • the X-rays that have passed through the first grid form a self-image (stripe image) at the position of the second grid due to the Talbot interference effect.
  • This self-image is modulated by the X-ray phase change by the subject.
  • This X-ray imaging system acquires a phase contrast image of a subject from a change (phase shift) caused by the subject in a stripe image whose intensity is modulated by superimposing the self-image of the first grid and the second grid. .
  • This is called a fringe scanning method.
  • an image is taken by an X-ray image detector at each scanning position while moving (scanning) the second grid relative to the first grid, and pixels of each pixel obtained by the X-ray image detector are obtained.
  • a phase differential image (corresponding to the angular distribution of X-rays refracted by the subject) is acquired from the amount of phase shift of the intensity change with respect to the scanning position of the data.
  • the first and second grids have a stripe shape (stripe shape) in which X-ray absorbing portions extended in a direction orthogonal to the X-ray irradiation direction are arranged at a predetermined pitch in a direction orthogonal to the X-ray irradiation direction and the extension direction. It has the following structure.
  • the width and arrangement pitch of the X-ray absorber are determined by the distance from the X-ray focal point to the first grid and the distance between the first grid and the second grid, and are several ⁇ m to several tens of ⁇ m.
  • the line absorbing portion of the second grid requires high X-ray absorption, a structure with a high aspect ratio in which the thickness in the X-ray traveling direction is about several tens to several hundreds ⁇ m is required.
  • a groove having a high aspect ratio is formed in an X-ray transmissive substrate such as a silicon substrate or a resist film, and the conductive thin film provided on the lower surface of the X-ray transmissive substrate is used as an electrode in the groove by electrolytic plating.
  • a manufacturing method of an X-ray absorbing portion in which an X-ray absorbing material such as gold is filled is known (see, for example, Patent Documents 1 and 2).
  • an apparatus that captures a phase contrast image using a cross grid X-ray mask includes a detector mask that shields an edge of each pixel of an X-ray image detector, and a sample mask that forms an X-ray beam so that the edge shielded by the detector mask is irradiated with X-rays. And.
  • Each of the detector mask and the sample mask is formed in a cross lattice shape by a material having X-ray absorption.
  • the phase of the X-ray beam formed by the sample mask slightly changes when it passes through the subject and is detected by the X-ray image detector deviating from the detector mask, so that the phase contrast is based on the detection result. An image can be generated.
  • Non-Patent Document 3 in order to stabilize the lattice structure in a grid in which lattice lines corresponding to X-ray absorption portions and lattice gaps corresponding to X-ray transmission portions are alternately arranged periodically, adjacent lattices are disclosed. It is disclosed that the beams connecting the lines are irregularly arranged along the extending direction of the grid lines. Further, in Patent Document 4, the beams of Non-Patent Document 3 are irregularly arranged so that the lattice lines are curved by the capillary force in the lattice gap, and in order to prevent the lattice lines from being curved, It is disclosed that the distance between the beams in the extending direction of the first and second beams satisfies a predetermined geometric condition.
  • Non-Patent Document 3 and Patent Document 4 do not clarify the relationship between the arrangement interval of beams in the extending direction of the lattice lines and the pixel size of the X-ray image detector. Depending on the relationship between the arrangement interval of the beams and the pixel size, the X-ray transmittance of the grid in each pixel varies, so that the image quality of the phase contrast image may deteriorate.
  • the partition walls of the groove 91 are formed. It is conceivable to provide a transmissive portion bridge portion 95 as a beam for connecting and reinforcing the X-ray transmissive portions 94. However, when the transmission portion bridge portion 95 is provided, the groove 91 is divided in the middle, so that the flow of the plating solution in the groove 91 is delayed during electrolytic plating, and the plating tends to grow unevenly.
  • the grid is formed in a cross lattice shape having the same pitch as the pixel size of the X-ray image detector.
  • the arrangement pitch of the X-ray absorbers is several ⁇ m. Since it is necessary to be ⁇ several tens of ⁇ m, the same pitch as the pixel size (about 150 ⁇ m square) cannot be obtained.
  • An object of the present invention is to reduce the variation in the radiation transmittance of the grid and to prevent the occurrence of sticking during the manufacture of the grid.
  • the grid for radiographic imaging of the present invention includes a radiation absorbing portion, a radiation transmitting portion, and an absorbing portion bridge portion.
  • a plurality of radiation absorbing portions are extended in the first direction and arranged in a second direction orthogonal to the first direction.
  • the radiation transmitting part is extended in the first direction, and a plurality of radiation transmitting parts are arranged in the second direction alternately with the radiation absorbing part.
  • the bridge part for absorption part has a radiation absorption property, and is provided through the radiation transmission part so as to connect the radiation absorption parts adjacent to each other in the second direction, and the arrangement interval in the first direction is a radiation image detector. Or less than the pixel size.
  • the bridge portion for absorbing portion may be provided for each predetermined number of radiation transmitting portions.
  • the absorber bridge portion may not be adjacent to the second direction, or may be provided along a straight line inclined with respect to the second direction. Moreover, the bridge
  • the absorber bridge portions may have irregular arrangement intervals in the first direction or may be distributed within a predetermined range.
  • bridging part for absorption parts may be represented by the value which added the numerical value represented by the prime number to a certain reference value in the arrangement
  • interval in the 1st direction is 5 times or more of the width
  • the ratio of the area occupied in one pixel of the radiation image detector is 20% or less.
  • the absorber bridge portion may be provided integrally with the radiation absorber. Moreover, you may provide in the position of the upper and lower whole area between an adjacent radiation absorption part, an upper part, an intermediate part, or a bottom part. Moreover, the bridge
  • a transmission part bridge part that has radiation transparency and connects the radiation transmission parts adjacent in the second direction may be provided.
  • the radiographic imaging system of the present invention includes a first grid, an intensity modulation unit, a radiographic image detector, and an arithmetic processing unit.
  • the first grid extends in the first direction and is alternately arranged along the second direction orthogonal to the first direction, and the radiation absorbing parts adjacent to each other in the second direction. And a plurality of absorber bridge portions whose arrangement intervals in the first direction are equal to or smaller than the pixel size of the radiation image detector.
  • the intensity modulation unit applies intensity modulation to the fringe image generated when the radiation from the radiation source passes through the first grid.
  • the radiation image detector detects the fringe image whose intensity has been modulated by the intensity modulator and generates image data.
  • the arithmetic processing unit images the phase information based on the image data.
  • the intensity modulation unit includes a second grid that partially transmits the fringe image, and a scanning mechanism that moves one of the first and second grids in the second direction at a predetermined pitch.
  • the radiological image detector detects the intensity-modulated fringe image each time the scanning mechanism moves one of the first and second grids, and generates image data.
  • the arithmetic processing unit images phase information based on a plurality of image data generated by the radiation image detector.
  • the second grid has a radiation absorbing portion and a radiation transmitting portion that are extended in the first direction and alternately arranged along a second direction orthogonal to the first direction, and adjacent to the second direction. It is provided via a radiation transmitting part so as to connect the parts, and includes a plurality of bridge parts for absorbing parts whose arrangement interval in the first direction is equal to or smaller than the pixel size of the radiation image detector.
  • a third grid may be provided which is disposed between the radiation source and the first grid and which serves as a number of line light sources by selectively shielding the radiation emitted from the radiation source.
  • the manufacturing method of the grid for radiographic imaging of the present invention includes a plurality of absorbing portion grooves extending in a first direction and arranged along a second direction orthogonal to the first direction on a radiation transmissive substrate.
  • a plurality of radiation transmitting portions arranged with the absorption portion grooves spaced apart, a plurality of transmission portion bridge portions for connecting adjacent radiation transmission portions with the absorption portion grooves spaced apart, and the second direction
  • a second step of forming the absorber and the bridge for the absorber is
  • the grid for radiographic imaging of the present invention includes the absorber bridge portion that connects adjacent radiation absorbers, so that the strength of the grid is improved. Moreover, since the arrangement
  • the method for manufacturing a grid according to the present invention includes a plurality of radiation transmitting portions that connect each of the absorbing portion grooves when forming the plurality of absorbing portion grooves in which the radiation absorbing portions are formed on the radiation transmitting substrate. Since the transmission portion bridge portion is provided, sticking, which is a phenomenon in which the radiation transmission portion collapses, can be prevented. In addition, when forming the absorbent groove, a connecting groove for connecting the absorbent grooves is provided, thereby improving the flow of the plating solution in the absorbent groove and uneven plating growth. It is possible to prevent sticking of the radiation transmitting part due to the above. Furthermore, since the radiation absorbing material filled in the connecting groove functions as the bridge portion for the absorbing portion, the strength of the radiation absorbing portion is improved.
  • FIG. 2B is a cross-sectional view showing a cross section taken along the line IIB-IIB in FIG. 2A. It is a perspective view which shows the structure of a 2nd grid. It is sectional drawing for showing the manufacture procedure 1 of a 2nd grid. It is sectional drawing for showing the manufacturing procedure 2 of a 2nd grid. It is sectional drawing for showing the manufacturing procedure 3 of a 2nd grid. It is sectional drawing for showing the manufacturing procedure 4 of a 2nd grid.
  • FIG. 5B is a cross-sectional view showing a cross section taken along line VB-VB in FIG. 5A. It is a perspective view of the X-ray transmissive board
  • the X-ray imaging system 10 of the present invention includes an X-ray source 11, a source grid 12, a first grid 13, and a second grid arranged along the Z direction that is the X-ray irradiation direction.
  • the X-ray source 11 includes, for example, a rotary anode type X-ray tube and a collimator that limits the X-ray irradiation field, and emits cone beam-shaped X-rays to the subject H.
  • the X-ray image detector 15 is a flat panel detector using a semiconductor circuit, for example, and is disposed behind the second grid 14.
  • the X-ray image detector 15 is connected to a phase contrast image generation unit 16 that generates a phase contrast image from the image data detected by the X-ray image detector 15.
  • the radiation source grid 12, the first grid 13, and the second grid 14 are absorption type gratings that absorb X-rays, and are disposed to face the X-ray source 11 in the Z direction. Between the radiation source grid 12 and the first grid 13, an interval at which the subject H can be arranged is provided.
  • the first grid 13 does not generate a Talbot interference effect, and the lattice pitch is so projected as to be linearly (geometrically optical) onto the second grid 14. Is set for the wavelength of X-rays.
  • the distance between the first grid 13 and the second grid 14 is preferably equal to or less than the minimum Talbot interference distance when the first grid 13 generates the Talbot interference effect.
  • the second grid 14 and the scanning mechanism 20 constitute an intensity modulation unit of the present invention.
  • the scanning mechanism 20 steps the second grid 14 in the lattice pitch direction (X direction) at a scanning pitch obtained by equally dividing the lattice pitch of the second grid 14 (for example, five divisions). Translationally.
  • the second grid 14 includes an X-ray transmissive substrate 21 formed of an X-ray transmissive material such as silicon, and one surface of the X-ray transmissive substrate 21. It is comprised with the seeds layer 22 and the support substrate 23 which were laminated
  • the seed layer 22 is used as an electrode for electrolytic plating when the second grid 14 is manufactured.
  • the support substrate 23 is provided to support and reinforce the X-ray transparent substrate 21.
  • the seeds layer 22 and the support substrate 23 have X-ray transparency.
  • the X-ray transparent substrate 21 has a plurality of absorbing portion grooves (hereinafter referred to as grooves) 24 that are stretched in the Y direction (stretching direction) and arranged at a predetermined array pitch in the X direction (arrangement direction); An X-ray absorber 19 having an X-ray absorber 25 filled in the groove 24 is provided.
  • the X-ray absorber 25 is made of a metal excellent in X-ray absorption, such as gold or platinum.
  • the plurality of partition walls that separate the X-ray absorption parts 19 are X-ray transmission parts 26.
  • the width W 2 and the arrangement pitch P 2 in the X direction of the X-ray absorber 19 are the distance between the source grid 12 and the first grid 13 and the distance between the first grid 13 and the second grid 14. , And the arrangement pitch of the X-ray absorbers 18 of the first grid 13.
  • the width W 2 is about 2 to 20 ⁇ m, and the pitch P 2 is about 4 to 40 ⁇ m.
  • the thickness T 2 in the Z direction of the X-ray absorber 19 is preferably as thick as possible in order to obtain high X-ray absorption, but vignetting of cone-beam X-rays radiated from the X-ray source 11 is considered. Thus, it is preferably about 100 to 200 ⁇ m. In the present embodiment, for example, the width W 2 is 2.5 ⁇ m, the arrangement pitch P 2 is 5 ⁇ m, and the thickness T 2 is 100 ⁇ m.
  • a transmission portion bridge portion 28 that connects and reinforces the X-ray transmission portions 26 adjacent in the X direction.
  • an absorption part bridge part 29 that connects and reinforces the X-ray absorption parts 19 is provided.
  • the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 have an effect of improving the strength of the second grid 14. Further, the transmission portion bridge portion 28 has an effect of preventing the occurrence of sticking in which the X-ray transmission portion 26 falls down and contacts the adjacent X-ray transmission portion 26 when the second grid 14 is manufactured.
  • the connecting groove 30 constituting the absorbing portion bridge portion 29 connects the adjacent grooves 24 in the X direction, the flow of the plating solution during the electrolytic plating performed when the second grid 14 is manufactured. Becomes better. Thereby, the occurrence of sticking due to stagnation of the plating solution is also prevented.
  • the width in the Y direction of the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 is equal to or larger than the width of the X-ray transmission portion 26 in the X direction. Further, the arrangement pitches P a2 and P b2 in the Y direction of the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 are equal to or smaller than the pixel size (for example, 150 ⁇ m) in the X direction and the Y direction of the X-ray image detector 15. It has become. This is to prevent variation in the X-ray transmittance of the grid in each pixel due to the presence or absence of the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 facing each pixel of the X-ray image detector 15. is there.
  • the arrangement pitches P a2 and P b2 are preferably set in consideration of the sizes of the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 projected onto the X-ray image detector 15. Since the X-rays emitted from the X-ray source 11 are cone beams, the distance from the X-ray source 11 to the second grid 14 is L1, and the distance from the X-ray source 11 to the X-ray image detector 15 is L2. This is because the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 enlarged to L2 / L1 times are projected onto the X-ray image detector 15.
  • the arrangement pitches P a2 and P b2 in the Y direction of the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 are at least five times the width W 2 of the X-ray absorption portion 19. Furthermore, the ratio of the area of the absorber bridge portion 29 occupying in one pixel of the X-ray image detector 15 is set to 20% or less. This is because, if the area of the absorber bridge portion 29 occupying in one pixel is too large, the X-ray transmission ability is lowered. As shown in FIG. 2A, the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 are arranged so as not to be adjacent to each other in the X direction.
  • the support substrate 23 is bonded to the lower surface of the X-ray transparent substrate 21 made of silicon.
  • the thickness of the X-ray transparent substrate 21 corresponds to the thickness T 2 of the X-ray irradiation direction of X-ray absorbing portion 19, and about 20 ⁇ 150 [mu] m.
  • the support substrate 23 is made of a material having low X-ray absorption.
  • borosilicate glass, soda lime glass, quartz, alumina, GaAs, Ge and the like are desirable, and the same silicon as the X-ray transparent substrate 21 is more desirable.
  • the borosilicate glass for example, Pyrex (registered trademark) glass, Tempax (registered trademark) glass, or the like can be used.
  • a conductive sheath layer 22 is provided on the surface of the support substrate 23 bonded to the X-ray transparent substrate 21.
  • the seed layer 22 is, for example, a metal film formed of Au, Ni, Al, Ti, Cr, Cu, Ag, Ta, W, Pb, Pd, Pt, or an alloy thereof. Preferably there is. Further, the seed layer 22 may be provided on the X-ray transparent substrate 21 or may be provided on both the X-ray transparent substrate 21 and the support substrate 23.
  • the thickness of the seeds layer 22 and the support substrate 23 is thicker than the thickness of the X-ray transparent substrate 21 in order to ensure the strength of the second grid 14 and is, for example, about 100 to 700 ⁇ m.
  • an etching mask 32 is formed on the X-ray transparent substrate 21 by using a general photolithography technique.
  • the etching mask 32 is formed to form a striped pattern that is linearly stretched in the Y direction and periodically arranged at a predetermined pitch in the X direction, the transmissive portion bridge portion 28, and the coupling groove 30. Pattern.
  • a plurality of grooves 24, a transmission portion bridge portion 28, and a connection groove 30 are formed in the X-ray transparent substrate 21 by dry etching using the etching mask 32.
  • the groove 24 requires a high aspect ratio of, for example, a width of several ⁇ m and a depth of about 100 ⁇ m. Therefore, for example, a Bosch process or a cryo process is used for dry etching for forming the groove 24.
  • the X-ray transmissive substrate 21 after etching is formed with a plurality of grooves 24, a transmission portion bridge portion 28, and a connection groove 30.
  • a photosensitive resist may be used in place of the silicon substrate, and the groove may be formed by exposure with synchrotron radiation.
  • the groove 24 and the connecting groove 30 are filled with an X-ray absorbing material 25 such as gold by an electrolytic plating method.
  • the X-ray transparent substrate 21 to which the support substrate 23 is bonded is dipped in a plating solution with a current terminal connected to the sheath layer 22.
  • Another electrode anode is prepared at a position facing the X-ray transparent substrate 21, and an electric current is passed through this electrode to pattern the metal ions in the plating solution.
  • gold is embedded in the groove 24 and the connecting groove 30 to form the X-ray absorbing portion 19 and the absorbing portion bridge portion 29.
  • the transmission portion bridge portion 28 reinforces the X-ray transmission portion 26
  • sticking due to the fall of the X-ray transmission portion 26 is prevented.
  • the grooves 24 are connected by the connecting grooves 30, the fluidity of the plating solution in the grooves 24 is improved. As a result, uneven plating growth due to the retention of the plating solution is less likely to occur, and sticking caused by the growth is also prevented.
  • the X-ray absorption part 19 After the formation of the X-ray absorption part 19, in order to improve the X-ray transparency of the second grid 14, it may be removed by polishing the sheath layer 22 and the support substrate 23 as shown in FIG. 7A. Good. Even when only the X-ray transmissive substrate 21 is configured, the strength of the second grid 14 can be maintained because the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 are provided. Further, as shown in FIG. 7B, the X-ray transparent substrate 21 may be removed by etching. Since each X-ray absorption part 19 is connected by the bridge part 29 for absorption parts, the X-ray absorption part 19 does not fall down.
  • the radiation source grid 12 and the first grid 13 are composed of an X-ray transparent substrate and a support substrate, similarly to the second grid 14.
  • the X-ray transparent substrates of the source grid 12 and the first grid 13 are extended in the Y direction and arranged alternately along the X direction, like the X-ray transparent substrate 21 of the second grid 14. It includes a line absorption unit and an X-ray transmission unit, and includes an absorption unit bridge unit that connects the X-ray absorption units and a transmission unit bridge unit that connects the X-ray transmission units.
  • the source grid 12 and the first grid 13 are the second grid except that the width and pitch in the X direction and the thickness in the Z direction of the X-ray absorption part and the X-ray transmission part are different. Since the configuration is substantially the same as 14, detailed description is omitted. Further, since the source grid 12 and the first grid 13 are manufactured in the same manner as the second grid 14, a detailed description thereof is omitted.
  • the X-rays emitted from the X-ray source 11 are partially shielded by the X-ray absorber 17 of the source grid 12, thereby reducing the effective focal size in the X direction, and a large number of lines in the X direction.
  • a light source (dispersed light source) is formed.
  • the X-rays of a large number of line light sources formed by the radiation source grid 12 cause a phase difference when passing through the subject H, and the X-rays pass through the first grid 13 to refract the subject H.
  • a fringe image reflecting the transmission phase information of the subject H determined from the rate and the transmission optical path length is formed.
  • the fringe image of each line light source is projected onto the second grid 14 and coincides (overlaps) at the position of the second grid 14, so that the image quality of the phase contrast image can be improved without reducing the X-ray intensity. it can.
  • the intensity of the fringe image is modulated by the second grid 14 and, for example, a phase differential image is generated by a fringe scanning method.
  • the fringe scanning method translates in the X direction at a scanning pitch in which the second grid 14 is equally divided (for example, divided into five) with respect to the first grid 13. This is a method of shooting while moving.
  • the subject H is irradiated with X-rays from the X-ray source 11 and detected by the X-ray image detector 15, and the amount of phase shift of the pixel data of each pixel (subject A phase differential image is obtained by calculating the phase shift amount with and without H).
  • a phase contrast image of the subject H is obtained.
  • the second grid 14 includes the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29, the strength is improved. Further, the arrangement pitch in the Y direction of the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 is set to a pixel size (for example, 150 ⁇ m) or less in the X direction and the Y direction of the X-ray image detector 15. The variation in the X-ray transmittance due to the part bridge part 28 and the absorption part bridge part 29 is small. Further, since the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 are provided, sticking of the X-ray transmission portion 26 at the time of manufacturing the grid can be prevented.
  • a pixel size for example, 150 ⁇ m
  • the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 may be arranged along a straight line parallel to the X direction as shown in the grid 40 of FIG. 8A, or as shown in the grid 41 of FIG. 8B. , May be arranged along a straight line inclined with respect to the X direction. Furthermore, as shown in the grid 42 in FIG. 8C, the arrangement in the Y direction and the arrangement in the X direction of the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 may be random (irregular). Alternatively, only the arrangement in the X direction may be made random while maintaining the arrangement pitch in the Y direction of the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 constant.
  • the arrangement interval in the Y direction of the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 may be a value (C ⁇ D / 2) distributed within a certain range D from the predetermined center value C.
  • the center value C is 30 ⁇ m and the range D is 10 ⁇ m
  • the arrangement interval in the Y direction is in the range of 25 ⁇ m to 35 ⁇ m.
  • the arrangement interval in the Y direction of the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 is a value obtained by adding a numerical value represented by a prime number to a certain reference value.
  • a numerical value represented by a prime number For example, with a reference value of 25 ⁇ m, numerical values represented by prime numbers less than or equal to the pixel size (for example, 150 ⁇ m square) in the X direction and Y direction of the X-ray image detector 15 are added in order or randomly.
  • the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 are randomly selected. It is preferable to arrange in. In addition, when the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29 are adjacent to each other as in the grid 43 illustrated in FIG. 9, the function as a reinforcing member of the grid 43 is not exhibited, and thus such arrangement is avoided. Is preferred.
  • the number of transmission part bridge parts 28 and absorption part bridge parts 29 can be reduced. Good. According to this, it is possible to prevent the X-ray absorption ability and the X-ray transmission ability from being lowered by the transmission portion bridge portion 28 and the absorption portion bridge portion 29.
  • the X-ray transmission part 26a in which the bridge part 29 for absorption part is not provided may be provided at a ratio of one to three of the X-ray transmission parts 26.
  • bridging part with respect to the X-ray transmissive part 26 and the X-ray absorption part 19 is not restricted to three or five, Arbitrary numbers can be selected so that the performance of a grid may improve.
  • the X-ray absorption portion adjacent to the absorption-portion bridge portion 29 is set such that the thickness of the absorption-portion bridge portion 29 in the Z direction is the same thickness T 2 as the X-ray absorption portion 19. It is provided in the entire area in the Z direction between 19 (upper and lower entire areas).
  • the absorber bridge portion 61 may be provided so that only the upper part of the X-ray absorber 19 on the X-ray incident side is connected.
  • the absorbing portion bridge portion 61 simultaneously forms a connecting groove 62 in which the absorbing portion bridge portion 61 is formed, and the connecting groove 62 is filled with gold simultaneously with the groove 24. Can be formed.
  • the absorber bridge portion 66 may be provided so as to connect the intermediate portion of the X-ray absorber 19.
  • the absorber bridge portion 66 can be formed by a combination of groove formation by etching, gold filling by electrolytic plating, and silicon deposition by vapor deposition or the like.
  • the absorber bridge portion 71 may be provided so as to connect the bottom of the X-ray absorber 19.
  • a connecting groove 72 in which the absorbing portion bridge portion 71 is formed is formed on the bottom surface of the X-ray transparent substrate 21 by etching.
  • a seeds layer 73 is laminated on the bottom of the substrate by vapor deposition of gold or the like.
  • the groove 24 is formed in the X-ray transmissive substrate 21, and the groove 24 is filled with gold to form the X-ray absorption part 19, whereby the seed layer 73 and the X-ray absorption part 19 are coupled.
  • the seeds layer 73 becomes the absorber bridge portion 71.
  • the absorber bridge member 76 may be provided so as to connect the upper portions of the adjacent X-ray absorbers 19.
  • the absorber bridge member 76 is formed by depositing a metal having X-ray transparency such as Ni, Cu, Al, etc. by plating, vapor deposition, or the like, and etching to form the shape of the bridge member 76. Can do.
  • the transmitting portion bridge portion 28 may be provided in any of the upper and lower entire regions, the upper portion, the intermediate portion, and the bottom portion between the adjacent X-ray transmitting portions 26.
  • you may connect between X-ray transmissive parts so that an X-ray absorption part may be straddled with the bridge member for transmissive parts which has X-ray permeability.
  • a large area grid 81 may be configured by arranging a plurality of small area small lattices 80 as shown in FIG. Further, as shown in the X-ray imaging system 85 in FIG. 13, a source grid 86 having a converging structure that is curved in a concave shape along the extending direction of the X-ray absorption unit and reduces vignetting of cone beam X-rays, The grid of the present invention may be applied to the first grid 87 and the second grid 88.
  • the said embodiment is a striped one-dimensional grid which has the X-ray absorption part and X-ray transmission part which were extended
  • the invention can also be applied to a two-dimensional grid in which an X-ray absorption part and an X-ray transmission part are arranged in two directions.
  • the subject H is disposed between the X-ray source and the first grid. However, when the subject H is disposed between the first grid and the second grid. Similarly, a phase contrast image can be generated.
  • the present invention can also be applied to an X-ray imaging system that does not use the source grid.
  • the X-rays that have passed through the first and second grids 13 and 14 are linearly projected.
  • the Talbot interference effect is produced by diffracting the X-rays by the grid.
  • the structure to be made (the structure described in Japanese Patent No. 44459797) may be used.
  • a phase-type grid can be used as the first grid 13
  • the phase-type grid used in place of the first grid 13 is a fringe image (self-image) generated by the Talbot interference effect.
  • the phase contrast image is generated by detecting the fringe image intensity-modulated by the second grid by the fringe scanning method.
  • the phase contrast image is generated once with the first and second grids fixed.
  • An X-ray imaging system that generates a phase contrast image by imaging is also known.
  • the moiré image generated by the first and second grids is detected by an X-ray image detector, and the intensity of the detected moiré image is detected.
  • a spatial frequency spectrum is acquired by performing Fourier transform on the distribution, and a differential phase image is obtained by separating the spectrum corresponding to the carrier frequency from this spatial frequency spectrum and performing inverse Fourier transform. You may use the grid of this invention for at least one of the 1st and 2nd grids of such an X-ray imaging system.
  • an X-ray imaging system that generates a phase contrast image by one imaging
  • the second grid is omitted, and a conversion layer that converts X-rays into charges and charges generated by the conversion layer are collected.
  • a direct conversion type X-ray image detector including a charge collecting electrode.
  • This X-ray imaging system for example, electrically connects linear electrodes in which the charge collection electrodes of each pixel are arranged with a period substantially matching the period pattern of the stripe image formed by the first grid. Are arranged so that their phases are different from each other.
  • the extending directions of the X-ray absorption part and the X-ray transmission part are relatively set at a predetermined angle with respect to the first and second grids. Some are arranged to tilt only.
  • a plurality of fringe images having different relative positions of the first and second grids are acquired by dividing and capturing the section of the moire period generated in the stretching direction due to this inclination, and phase contrast is obtained from the plurality of fringe images.
  • an X-ray image photographing system in which the second grid is omitted by using an optical reading type X-ray image detector can be considered.
  • this optical reading type X-ray image detector the first electrode layer that transmits the periodic pattern image formed by the first grid and the irradiation of the periodic pattern image that has transmitted through the first electrode layer are charged.
  • the charge storage layer functions as a second grid by forming the charge storage layer in a lattice pattern with a pitch smaller than the arrangement pitch of the linear electrodes. You may use the grid of this invention for the 1st grid of such an X-ray imaging system.
  • the above embodiment has been described by taking X-rays as an example of radiation, but it can also be applied to grids used for radiation such as ⁇ rays, ⁇ rays, ⁇ rays, electron beams, and ultraviolet rays.
  • the present invention can also be applied to a scattered radiation removal grid that removes radiation scattered by a subject when the radiation passes through the subject.
  • the above embodiments can be implemented in combination with each other within a consistent range.

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Abstract

　Ｘ線透過率のバラツキを小さくするとともに、スティッキングの発生を防止するＸ線画像撮影用グリッドの製造方法。Ｘ線透過性基板に、Ｘ線吸収部のための溝を形成する際に、溝を隔てて隣接するＸ線透過部の間を連結する透過部用ブリッジ部と、各溝を連結する連結用溝とを形成する。連結用溝は、溝内のメッキ液の流れを改善し、メッキの不均一成長によってＸ線透過部が倒れることを防止する。連結用溝に充填されたＸ線吸収材は、Ｘ線吸収部を補強する吸収部用ブリッジ部として機能する。

Description

放射線画像撮影用グリッド及びその製造方法、並びに放射線画像撮影システム
　本発明は、放射線画像の撮影に用いられる放射線画像撮影用グリッド及びその製造方法、並びに放射線画像撮影システムに関する。
　放射線、例えばＸ線は、物体に入射したときの相互作用により強度と位相とが変化し、位相変化が強度の変化よりも高い相互作用を示すことが知られている。このＸ線の性質を利用し、被検体によるＸ線の位相変化（角度変化）に基づいて、Ｘ線吸収能が低い被検体から高コントラストの画像（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着目されている。
　Ｘ線位相イメージングの一種として、タルボ干渉効果を用いたＸ線画像撮影システムが知られている（例えば、特許文献１、非特許文献１参照）。このＸ線画像撮影システムは、被検体の背後に配置した第１のグリッドと、第１のグリッドの格子ピッチとＸ線波長で決まるタルボ干渉距離だけＸ線の照射方向の下流に配置した第２のグリッドと、その背後に配置したＸ線画像検出器とを有する。第１のグリッドを通過したＸ線は、タルボ干渉効果により第２のグリッドの位置で自己像（縞画像）を形成する。この自己像は、被検体によるＸ線の位相変化により変調を受ける。
　このＸ線画像撮影システムは、第１のグリッドの自己像と第２のグリッドとの重ね合わせにより強度変調された縞画像の被検体による変化（位相ズレ）から被検体の位相コントラスト画像を取得する。これは縞走査法と呼ばれている。縞走査法では、第１のグリッドに対して第２のグリッドを移動（走査）させながら、各走査位置でＸ線画像検出器により撮影を行い、Ｘ線画像検出器で得られる各画素の画素データの上記走査位置に対する強度変化の位相のズレ量から位相微分像（被検体で屈折したＸ線の角度分布に対応）を取得する。この第２のグリッドの移動では、第１のグリッドの面にほぼ平行で、かつ第１のグリッドの格子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ている。得られた位相微分像を、縞走査方向に沿って積分することにより被検体の位相コントラスト画像が得られる。この縞走査法は、Ｘ線の他に、レーザ光を利用した撮影装置においても用いられている（例えば、非特許文献２参照）。
　第１及び第２のグリッドは、Ｘ線の照射方向と直交する方向に延伸されたＸ線吸収部をＸ線照射方向及び延伸方向に直交する方向に所定ピッチで配列した縞状（ストライプ状）の構造を有する。Ｘ線吸収部の幅及び配列ピッチは、Ｘ線焦点から第１のグリッドまでの距離と、第１のグリッドと第２のグリッドとの距離によって決定され、数μｍ～数十μｍである。また、第２のグリッドの線吸収部は、高いＸ線吸収性を必要とするため、Ｘ線の進行方向の厚みが数十～数百μｍ程度という高アスペクト比の構造を必要とする。
　従来、シリコン基板やレジスト膜等のＸ線透過性基板に高いアスペクト比を有する溝を形成し、このＸ線透過性基板の下面に設けられた導電性薄膜を電極として、電解メッキ法により溝内に金等のＸ線吸収材を充填するＸ線吸収部の製造方法が知られている（例えば、特許文献１、２参照）。
　また、縞走査法を用いるものではないが、十字格子状のＸ線マスクを使用して位相コントラスト画像を撮影する装置が知られている（例えば、特許文献３参照）。この装置は、Ｘ線画像検出器の各画素の縁部を遮蔽する検出器マスクと、この検出器マスクによって遮蔽された縁部にＸ線が照射されるようにＸ線ビームを形成する試料マスクとを備えている。検出器マスク及び試料マスクは、それぞれＸ線吸収性を有する材質によって十字格子状に形成されている。試料マスクによって形成されたＸ線ビームは、被検体を透過する際に僅かに位相が変化し、検出器マスクからずれてＸ線画像検出器に検出されるので、その検出結果に基づいて位相コントラスト画像を生成することができる。
　非特許文献３には、Ｘ線吸収部に相当する格子線と、Ｘ線透過部に相当する格子間隙とを周期的に交互に並べたグリッドにおいて、格子構造を安定させるために、隣接する格子線を接続する梁を、格子線の延伸方向に沿って不規則に配置することが開示されている。また、特許文献４には、非特許文献３の梁が不規則に配置されていることにより格子間隙での毛細管力により格子線が湾曲することと、この格子線の湾曲を防ぐために、格子線の延伸方向における梁の間隔を所定の幾何学的条件を満たすようにすることが開示されている。
特開２００９－０３７０２３号公報 特開２００６－２５９２６４号公報 特表２０１０－５０２９７７号公報 米国公開公報２０１０／０２７８２９７号
C. David, et al., Applied Physics Letters, Vol.81, No.17, 2002年10月，3287頁 Hector Canabal, et al., Applied Optics, Vol.37, No.26, 1998年9月，6227頁 "Fabrication of, high aspect ratio submicron gratings by soft X-ray SU-8 lithography" by E. Reznikova et al., in Micro. Syst. Techn. (2008),
　非特許文献３及び特許文献４には、格子線の延伸方向における梁の配列間隔と、Ｘ線画像検出器の画素サイズとの関係が明確にされていない。この梁の配列間隔と画素サイズとの関係によっては、各画素におけるグリッドのＸ線透過率にバラツキが生じるため、位相コントラスト画像の画質が低下することが起こり得る。
　Ｘ線透過性基板にＸ線リソグラフィを用いて溝を形成する場合、現像時の溶液の揺動や、乾燥時の水の表面張力等により、溝を構成する隔壁が倒れて隣の隔壁に接触するスティッキングという現象が発生しやすくなる。また、溝内にメッキが不均一に成長した場合には、成長の早い部分が隔壁を押して倒すことによりスティッキングが発生する。スティッキングが発生すると格子ピッチが不均一になり、グリッドとしての性能が低下してしまう。
　上記問題を解決するため、図１４に示すように、Ｘ線透過性基板９０に形成した溝９１内にＸ線吸収材を充填してＸ線吸収部９３を形成する際に、溝９１の隔壁となるＸ線透過部９４の間を連結して補強する梁として透過部用ブリッジ部９５を設けることが考えられる。しかし、透過部用ブリッジ部９５を設けると溝９１が途中で分断されるため、電解メッキ時に溝９１内でのメッキ液の流れが滞り、メッキが不均一に成長しやすくなる。
　特許文献３のように、グリッドをＸ線画像検出器の画素サイズと同じピッチの十字格子状にすることも考えられるが、縞走査法に用いるグリッドは、Ｘ線吸収部の配列ピッチが数μｍ～数十μｍであることが必要であるため、画素サイズ（１５０μｍ角程度）と同じピッチにすることはできない。
　本発明の目的は、グリッドの放射線透過率のバラツキを小さくするとともに、グリッド製造時にスティッキングの発生を防止することにある。
　上記課題を解決するために、本発明の放射線画像撮影用グリッドは、放射線吸収部、放射線透過部、吸収部用ブリッジ部を備える。放射線吸収部は、第１方向に延伸され、かつ第１方向に直交する第２方向に複数配置されている。放射線透過部は、第１方向に延伸され、かつ放射線吸収部と交互に第２方向に複数配置されている。吸収部用ブリッジ部は、放射線吸収性を有し、第２方向に隣接する放射線吸収部同士を連結するように放射線透過部を介して設けられ、第１方向への配列間隔が放射線画像検出器の画素サイズ以下である。
　吸収部用ブリッジ部は、放射線透過部の所定数ごとに設けられていてもよい。
　吸収部用ブリッジ部は、第２方向に隣接していなくてもよいし、第２方向に対して傾斜する直線に沿って設けられていてもよい。また、吸収部用ブリッジ部は、第２方向に不規則に配置されていてもよい。
　吸収部用ブリッジ部は、第１方向への配列間隔が不規則であってもよいし、所定範囲内に分布していてもよい。また、吸収部用ブリッジ部は、第１方向への配列間隔が、ある基準値に素数で表される数値を加算した値で表されるものであってもよい。また、吸収部用ブリッジ部は、第１方向への配列間隔が、放射線吸収部の第２方向への幅の５倍以上であることが好ましい。更に、吸収部用ブリッジ部は、放射線画像検出器の１画素内に占める面積の割合が２０％以下であることが好ましい。
　吸収部用ブリッジ部は、放射線吸収部と一体に設けられていてもよい。また、隣接する放射線吸収部間の上下全域、上部、中間部、もしくは底部のいずれかの位置に設けられていてもよい。また、吸収部用ブリッジ部は、放射線透過性を有するブリッジ部材からなり、隣接する放射線吸収部間の放射線透過部上を跨ぐように設けられていてもよい。
　更に、放射線透過性を有し、第２方向に隣接する放射線透過部同士を連結する透過部用ブリッジ部を備えてもよい。
　また、本発明の放射線画像撮影システムは、第１のグリッド、強度変調部、放射線画像検出器、演算処理部を備える。第１のグリッドは、第１方向に延伸され、かつ第１方向に直交する第２方向に沿って交互に配置された放射線吸収部及び放射線透過部と、第２方向に隣接する放射線吸収部同士を連結するように放射線透過部を介して設けられ、第１方向への配列間隔が放射線画像検出器の画素サイズ以下である複数の吸収部用ブリッジ部とを備える。強度変調部は、放射線源からの放射線が前記第１のグリッドを通過することにより生成される縞画像に強度変調を与える。放射線画像検出器は、強度変調部により強度変調された縞画像を検出して画像データを生成する。演算処理部は、画像データに基づいて位相情報を画像化する。
　強度変調部は、縞画像を部分的に透過させる第２のグリッドと、第１及び第２のグリッドのいずれか一方を第２方向に所定のピッチで移動させる走査機構とを有する。放射線画像検出器は、走査機構が前記第１及び第２のグリッドのいずれか一方を移動させるたびに強度変調された縞画像を検出して画像データを生成する。演算処理部は、放射線画像検出器により生成された複数の画像データに基づいて位相情報を画像化する。
　第２のグリッドは、第１方向に延伸され、かつ第１方向に直交する第２方向に沿って交互に配置された放射線吸収部及び放射線透過部を有し、第２方向に隣接する放射線吸収部同士を連結するように放射線透過部を介して設けられ、第１方向への配列間隔が放射線画像検出器の画素サイズ以下である複数の吸収部用ブリッジ部を備えたものである。
　更に、放射線源と第１のグリッドとの間に配置され、放射線源から照射された放射線を領域選択的に遮蔽して多数の線光源とする第３のグリッドを備えてもよい。
　本発明の放射線画像撮影用グリッドの製造方法は、放射線透過性基板に、第１方向に延伸され、かつ前記第１方向に直交する第２方向に沿って配置された複数の吸収部用溝と、吸収部用溝の間を隔てて配置された複数の放射線透過部と、吸収部用溝の間を隔てて隣接する放射線透過部同士を連結する複数の透過部用ブリッジ部と、第２方向に配列された吸収部用溝を連結する連結用溝とを形成する第１工程と、吸収部用溝及び連結用溝内に、電解メッキ法を用いて放射線吸収材を充填することにより、放射線吸収部及び吸収部用ブリッジ部を形成する第２工程とを備える。
　本発明の放射線画像撮影用グリッドは、隣接する放射線吸収部の間を連結する吸収部用ブリッジ部を備えるので、グリッドの強度が向上する。また、吸収部用ブリッジ部の延伸方向における配列間隔は、放射線画像検出器の１画素のサイズよりも小さいので、吸収部用ブリッジ部による放射線透過率のバラツキが少ない。また、放射線透過部同士を連結する透過部用ブリッジ部を設けることにより、グリッドの強度を更に向上させることができる。
　本発明のグリッドの製造方法は、放射線透過性基板に放射線吸収部が形成される複数の吸収部用溝を形成する際に、各吸収部用溝の間を隔てる放射線透過部同士を連結する複数の透過部用ブリッジ部を設けているので、放射線透過部が倒れる現象であるスティッキングを防止することができる。また、吸収部用溝を形成する際に、各吸収部用溝の間を連結する連結用溝を設けているので、吸収部用溝内のメッキ液の流れを改善し、メッキの不均一成長による放射線透過部のスティッキングを防止することができる。更に、連結用溝内に充填された放射線吸収材が吸収部用ブリッジ部として機能するので、放射線吸収部の強度が向上する。
本発明のＸ線画像撮影システムの構成を示す説明図である。 第２のグリッドをＸ線画像検出器の側から見た平面図である。 図２ＡのＩＩＢ－ＩＩＢ線に沿う断面を示す断面図である。 第２のグリッドの構成を示す斜視図である。 第２のグリッドの製造手順１を示すための断面図である。 第２のグリッドの製造手順２を示すための断面図である。 第２のグリッドの製造手順３を示すための断面図である。 第２のグリッドの製造手順４を示すための断面図である。 溝及びブリッジ部が形成されたＸ線透過性基板の平面図である。 図５ＡのＶＢ－ＶＢ線に沿う断面を示す断面図である。 溝及びブリッジ部が形成されたＸ線透過性基板の斜視図である。 第２のグリッドから支持基板を除去した状態を示す断面図である。 第２のグリッドからＸ線透過性基板を除去した状態を示す断面図である。 透過部用ブリッジ部と吸収部用ブリッジ部の第１の配置例を示す平面図である。 透過部用ブリッジ部と吸収部用ブリッジ部の第２の配置例を示す平面図である。 透過部用ブリッジ部と吸収部用ブリッジ部の第３の配置例を示す平面図である。 透過部用ブリッジ部と吸収部用ブリッジ部の好ましくない配置例を示す平面図である。 Ｘ線透過部及びＸ線吸収部を複数本ごとにブリッジ部によって連結したグリッドの第１の例を示す平面図である。 Ｘ線透過部及びＸ線吸収部を複数本ごとにブリッジ部によって連結したグリッドの第２の例を示す平面図である。 Ｘ線透過部及びＸ線吸収部を複数本ごとにブリッジ部によって連結したグリッドの第３の例を示す平面図である。 Ｘ線吸収部の厚み方向における吸収部用ブリッジ部の第１の配置例を示す断面図である。 Ｘ線吸収部の厚み方向における吸収部用ブリッジ部の第２の配置例を示す断面図である。 Ｘ線吸収部の厚み方向における吸収部用ブリッジ部の第３の配置例を示す断面図である。 吸収部用ブリッジ部材の配置例を示す断面図である。 複数枚の小格子により構成したグリッドを示す平面図である。 湾曲したグリッドを用いたＸ線画像撮影システムの構成を示す説明図である。 放射線透過部間に透過部用ブリッジ部を設けたグリッドの例を示す斜視図である。
　図１に示すように、本発明のＸ線画像撮影システム１０は、Ｘ線照射方向であるＺ方向に沿って配置されたＸ線源１１、線源グリッド１２、第１のグリッド１３、第２のグリッド１４、Ｘ線画像検出器１５を備えている。Ｘ線源１１は、例えば、回転陽極型のＸ線管と、Ｘ線の照射野を制限するコリメータとを有し、被検体Ｈにコーンビーム状のＸ線を放射する。Ｘ線画像検出器１５は、例えば、半導体回路を用いたフラットパネル検出器であり、第２のグリッド１４の背後に配置されている。Ｘ線画像検出器１５には、Ｘ線画像検出器１５により検出された画像データから位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部１６が接続されている。
　線源グリッド１２、第１のグリッド１３及び第２のグリッド１４は、Ｘ線を吸収する吸収型格子であり、Ｚ方向においてＸ線源１１に対向配置されている。線源グリッド１２と第１のグリッド１３との間には、被検体Ｈが配置可能な間隔が設けられている。本実施形態のＸ線画像撮影システム１０では、第１のグリッド１３は、タルボ干渉効果を発生せず、Ｘ線を線形的（幾何光学的）に第２のグリッド１４に投影するように格子ピッチがＸ線の波長に対して設定されている。なお、第１のグリッド１３と第２のグリッド１４との距離は、第１のグリッド１３がタルボ干渉効果を発生する場合の最小のタルボ干渉距離以下とすることが好ましい。
　第２のグリッド１４及び走査機構２０は、本発明の強度変調部を構成する。走査機構２０は、位相コントラスト画像の撮影時に、第２のグリッド１４を、第２のグリッド１４の格子ピッチを等分割（例えば、５分割）した走査ピッチで、格子ピッチ方向（Ｘ方向）に段階的に並進移動させる。
　第２のグリッド１４を例にして、グリッドの構造を説明する。図２Ａ、図２Ｂ、及び図３において、第２のグリッド１４は、シリコン等のＸ線透過性を有する材質で形成されたＸ線透過性基板２１と、Ｘ線透過性基板２１の一方の面に積層されたシーズ層２２及び支持基板２３とで構成されている。シーズ層２２は、第２のグリッド１４の製造時に、電解メッキの電極として用いられる。支持基板２３は、Ｘ線透過性基板２１を支持して補強するために設けられている。シーズ層２２及び支持基板２３は、Ｘ線透過性を有している。
　Ｘ線透過性基板２１には、Ｙ方向（延伸方向）に延伸され、かつＸ方向（配列方向）に所定の配列ピッチで配列された複数の吸収部用溝（以下、溝という）２４と、この溝２４内に充填されたＸ線吸収材２５とを有するＸ線吸収部１９が設けられている。Ｘ線吸収材２５は、Ｘ線吸収性に優れた金属、例えば金やプラチナ等で構成されている。各Ｘ線吸収部１９を隔てる複数の隔壁は、Ｘ線透過部２６である。
　Ｘ線吸収部１９のＸ方向への幅Ｗ２及び配列ピッチＰ２は、線源グリッド１２と第１のグリッド１３との間の距離、第１のグリッド１３と第２のグリッド１４との距離、及び第１のグリッド１３のＸ線吸収部１８の配列ピッチ等によって決まる。幅Ｗ２は２～２０μｍ程度、ピッチＰ２は４～４０μｍ程度である。また、Ｘ線吸収部１９のＺ方向への厚みＴ２は、高いＸ線吸収性を得るためには厚いほどよいが、Ｘ線源１１から放射されるコーンビーム状のＸ線のケラレを考慮して、１００～２００μｍ程度であることが好ましい。本実施形態では、例えば、幅Ｗ２を２．５μｍ、配列ピッチＰ２を５μｍ、厚みＴ２を１００μｍとする。
　溝２４内には、Ｘ方向に隣接するＸ線透過部２６同士を連結して補強する透過部用ブリッジ部２８が設けられている。同様に、Ｘ方向に隣接するＸ線吸収部１９の間には、Ｘ線吸収部１９同士を連結して補強する吸収部用ブリッジ部２９が設けられている。透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９は、第２のグリッド１４の強度を向上させる効果を有している。また、透過部用ブリッジ部２８は、第２のグリッド１４の製造時にＸ線透過部２６が倒れて隣のＸ線透過部２６と接触するスティッキングの発生を防止する効果を有している。更に、吸収部用ブリッジ部２９を構成する連結用溝３０は、Ｘ方向に隣接する溝２４間を連結しているため、第２のグリッド１４の製造に際して行なわれる電解メッキ時のメッキ液の流れが良好となる。これにより、メッキ液の滞留によるスティッキングの発生も防止される。
　透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９のＹ方向への幅は、Ｘ線透過部２６のＸ方向への幅と同じか、またはそれより大きくされている。また、透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９のＹ方向への配列ピッチＰａ２、Ｐｂ２は、Ｘ線画像検出器１５のＸ方向及びＹ方向の画素サイズ（例えば、１５０μｍ）以下となっている。これは、Ｘ線画像検出器１５の各画素に対面する透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９の有無により、各画素におけるグリッドのＸ線透過率にバラツキが生じるのを防ぐためである。
　なお、配列ピッチＰａ２、Ｐｂ２は、Ｘ線画像検出器１５に投影される透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９の大きさを考慮して設定するのが好ましい。Ｘ線源１１から照射されるＸ線がコーンビームであるため、Ｘ線源１１から第２のグリッド１４までの距離をＬ１、Ｘ線源１１からＸ線画像検出器１５までの距離をＬ２としたとき、Ｘ線画像検出器１５にはＬ２／Ｌ１倍に拡大された透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９が投影されることになるためである。
　また、透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９のＹ方向の配列ピッチＰａ２、Ｐｂ２は、Ｘ線吸収部１９の幅Ｗ２の５倍以上となっている。更に、Ｘ線画像検出器１５の１画素内に占める吸収部用ブリッジ部２９の面積の割合は、２０％以下とされている。これは、１画素内に占める吸収部用ブリッジ部２９の面積が大きすぎると、Ｘ線透過能が低下するためである。透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９は、図２Ａに示すように、Ｘ方向に隣接しないように配置されている。
　次に、第２のグリッド１４を例にして、本発明のグリッドの製造方法について説明する。図４Ａにおいて、まず、シリコン製のＸ線透過性基板２１の下面に支持基板２３が接合される。Ｘ線透過性基板２１の厚みは、Ｘ線吸収部１９のＸ線照射方向の厚みＴ２に相当し、２０～１５０μｍ程度とする。支持基板２３には、Ｘ線吸収性の低い材料が用いられている。この材料としては、ホウケイ酸ガラス、ソーダライムガラス、石英、アルミナ、ＧａＡｓ、Ｇｅ等が望ましく、Ｘ線透過性基板２１と同じシリコンがより望ましい。ホウケイ酸ガラスとしては、例えばパイレックス（登録商標）ガラス、テンパックス（登録商標）ガラス等を用いることができる。
　支持基板２３のＸ線透過性基板２１に接合された面には、導電性を有するシーズ層２２が設けられている。シーズ層２２は、例えば、ＡｕまたはＮｉ、もしくはＡｌ、Ｔｉ、Ｃｒ、Ｃｕ、Ａｇ、Ｔａ、Ｗ、Ｐｂ、Ｐｄ、Ｐｔ等により形成された金属膜、あるいはそれらの合金により形成された金属膜であることが好ましい。また、シーズ層２２は、Ｘ線透過性基板２１に設けてもよいし、Ｘ線透過性基板２１と支持基板２３との両方に設けられていてもよい。シーズ層２２及び支持基板２３の厚みは、第２のグリッド１４の強度を確保するため、Ｘ線透過性基板２１の厚みよりも厚くなっており、例えば１００～７００μｍ程度である。
　図４Ｂにおいて、一般的なフォトリソグラフィ技術を用いて、Ｘ線透過性基板２１の上にエッチングマスク３２が形成される。エッチングマスク３２は、Ｙ方向に直線状に延伸され、かつＸ方向に所定ピッチで周期的に配列された縞模様のパターンと、透過部用ブリッジ部２８と、連結用溝３０を形成するためのパターンとを有している。
　図４Ｃにおいて、エッチングマスク３２を用いたドライエッチングにより、Ｘ線透過性基板２１に複数の溝２４と、透過部用ブリッジ部２８と、連結用溝３０とが形成される。溝２４は、例えば、幅が数μｍ、深さ１００μｍ程度の高いアスペクト比を必要とするため、溝２４を形成するドライエッチングには、例えば、ボッシュプロセス、クライオプロセス等が用いられる。
　図５Ａ、図５Ｂ、及び図６に示すように、エッチング後のＸ線透過性基板２１には、複数の溝２４と、透過部用ブリッジ部２８と、連結用溝３０とが形成される。なお、シリコン基板に代えて感光性レジストを使用し、シンクロトロン放射光で露光して溝を形成してもよい。
　図４Ｄにおいて、電解メッキ法により溝２４及び連結用溝３０内に金などのＸ線吸収材２５が充填される。支持基板２３が接合されているＸ線透過性基板２１は、シーズ層２２に電流端子が接続され、メッキ液中に浸漬される。Ｘ線透過性基板２１と対向させた位置には、もう一方の電極（陽極）が用意され、この問に電流が流されてメッキ液中の金属イオンがパターン加工されたＸ線透過性基板２１へ析出される。この結果、溝２４及び連結用溝３０内に金が埋め込まれ、Ｘ線吸収部１９及び吸収部用ブリッジ部２９が形成される。
　電解メッキ時には、透過部用ブリッジ部２８がＸ線透過部２６を補強しているので、Ｘ線透過部２６の倒れによるスティッキングの発生が防止される。また、各溝２４の間は連結用溝３０によって連結されているので、溝２４内でのメッキ液の流動性が向上する。これにより、メッキ液の滞留によるメッキの不均一な成長が発生しにくくなり、それを原因とするスティッキングも防止される。
　Ｘ線吸収部１９の形成後には、第２のグリッド１４のＸ線透過性を向上させるため、図７Ａに示すように、シーズ層２２及び支持基板２３の研磨等を行なうことによって除去してもよい。Ｘ線透過性基板２１だけの構成にした場合でも、透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９が設けられているので、第２のグリッド１４の強度を維持することができる。また、図７Ｂに示すように、Ｘ線透過性基板２１をエッチングによって除去してもよい。各Ｘ線吸収部１９は、吸収部用ブリッジ部２９により連結されているので、Ｘ線吸収部１９が倒れるようなことはない。
　線源グリッド１２及び第１のグリッド１３は、第２のグリッド１４と同様に、Ｘ線透過性基板と支持基板とで構成されている。線源グリッド１２及び第１のグリッド１３のＸ線透過性基板は、第２のグリッド１４のＸ線透過性基板２１と同様に、Ｙ方向に延伸されＸ方向に沿って交互に配列されたＸ線吸収部及びＸ線透過部を備えており、Ｘ線吸収部間を連結する吸収部用ブリッジ部と、Ｘ線透過部間を連結する透過部用ブリッジ部とを備えている。このように、線源グリッド１２及び第１のグリッド１３は、Ｘ線吸収部及びＸ線透過部のＸ方向への幅及びピッチと、Ｚ方向への厚さ等が異なる以外は第２のグリッド１４とほぼ同様の構成であるため、詳しい説明は省略する。また、線源グリッド１２及び第１のグリッド１３は、第２のグリッド１４と同様に製造されるため、詳しい説明は省略する。
　次に、Ｘ線画像撮影システムの作用について説明する。Ｘ線源１１から放射されたＸ線は、線源グリッド１２のＸ線吸収部１７によって部分的に遮蔽されることにより、Ｘ方向に関する実効的な焦点サイズが縮小され、Ｘ方向に多数の線光源（分散光源）が形成される。線源グリッド１２により形成された多数の線光源のＸ線は、被検体Ｈを通過することにより位相差が生じ、このＸ線が第１のグリッド１３を通過することにより、被検体Ｈの屈折率と透過光路長とから決定される被検体Ｈの透過位相情報を反映した縞画像が形成される。各線光源の縞画像は、第２のグリッド１４に投影され、第２のグリッド１４の位置で一致する（重なり合う）ので、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。
　縞画像は、第２のグリッド１４により強度変調され、例えば、縞走査法により位相微分像が生成される。縞走査法とは、段落［０００４］に記載してあるように、第１のグリッド１３に対し第２のグリッド１４を格子ピッチを等分割（例えば、５分割）した走査ピッチでＸ方向に並進移動させながら撮影する方法である。第２のグリッド１４の並進移動を行うたびにＸ線源１１から被検体ＨにＸ線を照射してＸ線画像検出器１５により検出し、各画素の画素データの位相のズレ量（被検体Ｈがある場合とない場合とでの位相のズレ量）を算出することで位相微分像が得られる。この位相微分像を縞走査方向（Ｘ方向）に沿って積分することにより、被検体Ｈの位相コントラスト画像が得られる。
　以上説明したように、第２のグリッド１４は、透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９を備えるので強度が向上する。また、透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９のＹ方向への配列ピッチは、Ｘ線画像検出器１５のＸ方向及びＹ方向の画素サイズ（例えば、１５０μｍ）以下としているので、透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９を原因とするＸ線透過率のバラツキは小さい。更に、透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９を設けたので、グリッド製造時のＸ線透過部２６のスティッキングを防止することができる。
　透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９は、図８Ａのグリッド４０に示すように、Ｘ方向に平行な直線に沿って配列してもよいし、図８Ｂのグリッド４１に示すように、Ｘ方向に対して傾斜する直線に沿って配列してもよい。更には、図８Ｃのグリッド４２に示すように、透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９のＹ方向の配列及びＸ方向の配置をランダム（不規則）にしてもよい。また、透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９のＹ方向の配列ピッチを一定に維持しながら、Ｘ方向への配列のみをランダムにしてもよい。
　また、透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９のＹ方向への配列間隔を、所定の中心値Ｃからある範囲Ｄ内で分布する値（Ｃ±Ｄ／２）としてもよい。例えば、中心値Ｃを３０μｍ、範囲Ｄを１０μｍとしたとき、Ｙ方向への配列間隔は、２５μｍ～３５μｍの範囲内となる。
　また、透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９のＹ方向への配列間隔を、ある基準値に素数で表される数値を加算した値とすることも好ましい。例えば、２５μｍを基準値とし、Ｘ線画像検出器１５のＸ方向及びＹ方向の画素サイズ（例えば１５０μｍ角）以下の素数で表される数値を、順に、あるいはランダムに加算する。また、例えば、「０、１、３、５、７、１１、１３、１７、１９」までの素数で表される数値を、基準値の２５μｍに加算した値「２５、２６、２８、３０、３２・・・」を、上記配列間隔として、順に、あるいはランダムに用いてもよい。
　なお、透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９によるＸ線吸収能及びＸ線透過能の低下が懸念される場合には、透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９をランダムに配置することが好ましい。なお、図９に示すグリッド４３のように、透過部用ブリッジ部２８と吸収部用ブリッジ部２９とが隣接すると、グリッド４３の補強部材としての機能が発揮されないため、このような配置を避けることが好ましい。
　また、Ｘ線透過部２６及びＸ線吸収部１９の強度と、メッキ液の流動性とが維持できるのであれば、透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９の数を削減してもよい。これによれば、透過部用ブリッジ部２８及び吸収部用ブリッジ部２９によるＸ線吸収能及びＸ線透過能の低下を防止することができる。
　例えば、図１０Ａに示すグリッド５０のように、Ｘ線透過部２６及びＸ線吸収部１９の３本に１本の割合で、吸収部用ブリッジ部２９が設けられていないＸ線透過部２６ａと、透過部用ブリッジ部２８が設けられていないＸ線吸収部１９ａとを配置してもよい。また、図１０Ｂに示すグリッド５１のように、Ｘ線透過部２６及びＸ線吸収部１９の５本に１本の割合で、吸収部用ブリッジ部２９が設けられていないＸ線透過部２６ａと、透過部用ブリッジ部２８が設けられていないＸ線吸収部１９ａとを配置してもよい。
　更に、図１０Ｃのグリッド５２に示すように、Ｘ線透過部２６の３本に１本の割合で、吸収部用ブリッジ部２９が設けられていないＸ線透過部２６ａを設けてもよい。これにより、Ｘ線透過部２６の強度は維持しつつ、吸収部用ブリッジ部２９によるＸ線透過能の低下を防止することができる。なお、Ｘ線透過部２６及びＸ線吸収部１９に対してブリッジ部を設けない割合は、３本または５本に限られず、グリッドの性能が向上するように任意の数を選択可能である。
　上記各実施形態では、吸収部用ブリッジ部２９のＺ方向への厚さが、Ｘ線吸収部１９と同じ厚さＴ２となるように、吸収部用ブリッジ部２９を隣接するＸ線吸収部１９間のＺ方向への全域（上下全域）に設けている。この代わりに、図１１Ａに示すグリッド６０のように、Ｘ線の入射側であるＸ線吸収部１９の上部のみが連結されるように吸収部用ブリッジ部６１を設けてもよい。この吸収部用ブリッジ部６１は、溝２４の形成時に、吸収部用ブリッジ部６１が形成される連結用溝６２を同時に形成し、この連結用溝６２内に溝２４と同時に金を充填することにより形成することができる。
　図１１Ｂに示すグリッド６５のように、Ｘ線吸収部１９の中間部分を連結するように吸収部用ブリッジ部６６を設けてもよい。この吸収部用ブリッジ部６６は、エッチングによる溝形成と、電解メッキによる金の充填と、蒸着等によるシリコンの堆積とを組み合わせることによって形成することができる。
　図１１Ｃに示すグリッド７０のように、Ｘ線吸収部１９の底部を連結するように吸収部用ブリッジ部７１を設けてもよい。この吸収部用ブリッジ部７１を形成するには、まず、Ｘ線透過性基板２１の底面にエッチングによって吸収部用ブリッジ部７１が形成される連結用溝７２を形成し、Ｘ線透過性基板２１の底面に金の蒸着等によってシーズ層７３を積層する。その後、Ｘ線透過性基板２１に溝２４を形成し、溝２４内に金を充填してＸ線吸収部１９を形成することにより、シーズ層７３とＸ線吸収部１９が結合する。この結果、シーズ層７３が吸収部用ブリッジ部７１となる。
　図１１Ｄに示すグリッド７５のように、Ｘ線吸収部１９の形成後に、隣接するＸ線吸収部１９の上部を連結するように吸収部用ブリッジ部材７６を設けてもよい。この吸収部用ブリッジ部材７６は、Ｎｉ、Ｃｕ、Ａｌ等のＸ線透過性を有する金属をメッキや蒸着等により成膜し、ブリッジ部材７６の形状となるようにエッチング等することにより形成することができる。また、透過部用ブリッジ部２８も、吸収部用ブリッジ部２９と同様に、隣接するＸ線透過部２６間の上下全域、上部、中間部、底部のいずれの位置に設けてもよい。さらに、Ｘ線透過性を有する透過部用ブリッジ部材によって、Ｘ線吸収部を跨ぐようにＸ線透過部間を連結してもよい。
　上述したように、Ｘ線吸収部１９の上部、中間、底部のいずれかのみを吸収部用ブリッジ部、またはブリッジ部材により連結することにより、Ｘ線透過能の低下を防止することができる。また、吸収部用ブリッジ部に使用する金の量を少なくすることができるので、グリッドのコストダウンが可能となる。
　製造可能なグリッドのサイズが小さい場合は、図１２に示すように、小面積の小格子８０を複数枚配列させることにより大面積のグリッド８１を構成してもよい。また、図１３のＸ線画像撮影システム８５に示すように、Ｘ線吸収部の延伸方向に沿って凹状に湾曲され、コーンビーム状のＸ線のケラレを小さくした収束構造の線源グリッド８６、第１のグリッド８７及び第２のグリッド８８に、本発明のグリッドを適用してもよい。
　また、上記実施形態は、一方向に延伸されかつ延伸方向に直交する配列方向に沿って交互に配置されたＸ線吸収部及びＸ線透過部を有する縞状の一次元グリッドであるが、本発明は、Ｘ線吸収部及びＸ線透過部が２方向に配列された二次元グリッドにも適用が可能である。さらに、上記実施形態では、被検体ＨをＸ線源と第１のグリッドとの間に配置しているが、被検体Ｈを第１のグリッドと第２のグリッドとの間に配置した場合にも同様に位相コントラスト画像の生成が可能である。また、線源グリッドを備えたＸ線画像撮影システムの他に、線源グリッドを使用しないＸ線画像撮影システムにも本発明は適用可能である。
　また、上記実施形態では、第１及び第２のグリッド１３、１４を通過したＸ線を線形的に投影するように構成しているが、グリッドによりＸ線を回折させることによりタルボ干渉効果を生じさせる構成（特許第４４４５３９７号公報に記載の構成）でもよい。ただし、この場合には、第１及び第２のグリッド１３，１４の間の距離をタルボ干渉距離に設定する必要がある。また、この場合には、第１のグリッド１３に、位相型グリッドを用いることが可能であり、第１のグリッド１３に代えて用いた位相型グリッドは、タルボ干渉効果により生じる縞画像（自己像）を、第２のグリッド１４の位置に形成する。
　また、上記実施形態では、第２のグリッドにより強度変調された縞画像を縞走査法によって検出して位相コントラスト画像を生成しているが、第１及び第２のグリッドを固定したまま１回の撮影によって位相コントラスト画像を生成するＸ線画像撮影システムも知られている。例えば、国際公開ＷＯ２０１０／０５０４８３号公報に記載されたＸ線画像撮影システムでは、第１及び第２のグリッドにより生成されたモアレ画像をＸ線画像検出器により検出し、検出されたモアレ画像の強度分布をフーリエ変換することによって空間周波数スペクトルを取得し、この空間周波数スペクトルからキャリア周波数に対応したスペクトルを分離して逆フーリエ変換を行なうことにより微分位相像を得ている。このようなＸ線画像撮影システムの第１及び第２のグリッドの少なくとも一方に、本発明のグリッドを用いてもよい。
　また、１回の撮影により位相コントラスト画像を生成するＸ線画像撮影システムには、第２のグリッドを省略し、Ｘ線を電荷に変換する変換層と、変換層により生成された電荷を収集する電荷収集電極とを備えた直接変換型のＸ線画像検出器を用いたものがある。このＸ線画像撮影システムは、例えば、各画素の電荷収集電極が、第１のグリッドで形成された縞画像の周期パターンとほぼ一致する周期で配列された線状電極を互いに電気的に接続してなる線状電極群が、互いに位相が異なるように配置されている。各線状電極群を個別に制御して電荷を収集することにより、１度の撮影により複数の縞画像を取得し、この複数の縞画像に基づいて位相コントラスト画像が生成される（特開２００９－１３３８２３号公報等に記載の構成）。このようなＸ線画像撮影システムの第１のグリッドに、本発明のグリッドを用いてもよい。
　また、１回の撮影により位相コントラスト画像を生成する別のＸ線画像撮影システムとして、第１及び第２のグリッドを、Ｘ線吸収部及びＸ線透過部の延伸方向が相対的に所定の角度だけ傾くように配置しているものがある。この傾きにより上記延伸方向に生じるモアレ周期の区間を分割して撮影することにより、第１及び第２のグリッドの相対位置が異なる複数の縞画像を取得し、これらの複数の縞画像から位相コントラスト画像を生成する。このようなＸ線画像撮影システムの第１及び第２のグリッドの少なくとも一方に、本発明のグリッドを用いてもよい。
　また、光読取型のＸ線画像検出器を用いることにより、第２のグリッドを省略したＸ線画像撮影システムが考えられる。この光読取型のＸ線画像検出器では、第１のグリッドによって形成された周期パターン像を透過する第１の電極層と、第１の電極層を透過した周期パターン像の照射を受けて電荷を発生する光導電層と、光導電層において発生した電荷を蓄積する電荷蓄積層と、読取光を透過する線状電極が多数配列された第２の電極層とがこの順に積層されている。電荷蓄積層を読取光によって走査することによって各線状電極に対応する画素毎の画像信号が読み出される。電荷蓄積層を線状電極の配列ピッチよりも細かいピッチで格子状に形成することにより、電荷蓄積層を第２のグリッドとして機能する。このようなＸ線画像撮影システムの第１のグリッドに、本発明のグリッドを用いてもよい。
　上記実施形態は、放射線としてＸ線を例に説明したが、α線、β線、γ線、電子線、紫外線などの放射線に用いるグリッドにも適用可能である。また、本発明は、放射線が被検体を透過する際に、被検体によって散乱された放射線を除去する散乱線除去用グリッドにも適用可能である。更に、上記各実施形態は、矛盾しない範囲で互いに組み合わせて実施することも可能である。

Claims (19)

  1. 　放射線画像撮影用グリッドは、以下を備える：
    　第１方向に延伸され、かつ前記第１方向に直交する第２方向に複数配置された放射線吸収部；
    　第１方向に延伸され、かつ前記放射線吸収部と交互に前記第２方向に複数配置された放射線透過部；及び
    　放射線吸収性を有し、前記第２方向に隣接する前記放射線吸収部同士を連結するように前記放射線透過部を介して設けられ、前記第１方向への配列間隔が放射線画像検出器の画素サイズ以下である複数の吸収部用ブリッジ部。
  2. 　前記吸収部用ブリッジ部は、前記放射線透過部の所定数ごとに設けられていることを特徴とする請求の範囲第１項記載の放射線画像撮影用グリッド。
  3. 　前記吸収部用ブリッジ部は、前記第２方向に隣接していないことを特徴とする請求の範囲第１項記載の放射線画像撮影用グリッド。
  4. 　前記吸収部用ブリッジ部は、前記第２方向に対して傾斜する直線に沿って設けられていることを特徴とする請求の範囲第１項記載の放射線画像撮影用グリッド。
  5. 　前記吸収部用ブリッジ部は、前記第２方向に不規則に配置されていることを特徴とする請求の範囲第１項記載の放射線画像撮影用グリッド。
  6. 　前記吸収部用ブリッジ部は、前記第１方向への配列間隔が不規則であることを特徴とする請求の範囲第５項記載の放射線画像撮影用グリッド。
  7. 　前記吸収部用ブリッジ部は、前記第１方向への配列間隔が所定範囲内に分布していることを特徴とする請求の範囲第５項記載の放射線画像撮影用グリッド。
  8. 　前記吸収部用ブリッジ部は、前記第１方向への配列間隔が、ある基準値に素数で表される数値を加算した値で表されることを特徴とする請求の範囲第５項記載の放射線画像撮影用グリッド。
  9. 　前記吸収部用ブリッジ部は、前記第１方向への配列間隔が、前記放射線吸収部の前記第２方向への幅の５倍以上であることを特徴とする請求の範囲第１項記載の放射線画像撮影用グリッド。
  10. 　前記吸収部用ブリッジ部は、前記放射線画像検出器の１画素内に占める面積の割合が２０％以下であることを特徴とする請求の範囲第１項記載の放射線画像撮影用グリッド。
  11. 　前記吸収部用ブリッジ部は、前記放射線吸収部と一体に設けられていることを特徴とする請求の範囲第１項記載の放射線画像撮影用グリッド。
  12. 　前記吸収部用ブリッジ部は、隣接する前記放射線吸収部間の上下全域、上部、中間部、もしくは底部のいずれかの位置に設けられていることを特徴とする請求の範囲第１１項記載の放射線画像撮影用グリッド。
  13. 　前記吸収部用ブリッジ部は、放射線透過性を有するブリッジ部材からなり、前記第２方向に隣接する前記放射線吸収部間の前記放射線透過部上を跨ぐように設けられていることを特徴とする請求の範囲第１項記載の放射線画像撮影用グリッド。
  14. 　放射線透過性を有し、前記第２方向に隣接する前記放射線透過部同士を連結する透過部用ブリッジ部を更に備えることを特徴とする請求の範囲第１項記載の放射線画像撮影用グリッド。
  15. 　放射線画像撮影システムは、以下を備える：
    　第１方向に延伸され、かつ前記第１方向に直交する第２方向に沿って交互に配置された放射線吸収部及び放射線透過部と、前記第２方向に隣接する前記放射線吸収部同士を連結するように前記放射線透過部を介して設けられ、前記第１方向への配列間隔が前記放射線画像検出器の画素サイズ以下である複数の吸収部用ブリッジ部とを備えた第１のグリッド；
    　放射線源からの放射線が前記第１のグリッドを通過することにより生成される縞画像に強度変調を与える強度変調部；
    　前記強度変調部により強度変調された縞画像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器；及び
    　前記画像データに基づいて位相情報を画像化する演算処理部。
  16. 　前記強度変調部は、前記縞画像を部分的に透過させる第２のグリッドと、前記第１及び第２のグリッドのいずれか一方を前記第２方向に所定のピッチで移動させる走査機構とを有し、
    　前記放射線画像検出器は、前記走査機構が前記第１及び第２のグリッドのいずれか一方を移動させるたびに強度変調された縞画像を検出して画像データを生成し、
    　前記演算処理部は、前記放射線画像検出器により生成された複数の画像データに基づいて位相情報を画像化する
    　ことを特徴とする請求の範囲第１５項記載の放射線画像撮影システム。
  17. 　前記第２のグリッドは、第１方向に延伸され、かつ前記第１方向に直交する第２方向に沿って交互に配置された放射線吸収部及び放射線透過部を有し、前記第２方向に隣接する前記放射線吸収部同士を連結するように前記放射線透過部を介して設けられ、前記第１方向への配列間隔が前記放射線画像検出器の画素サイズ以下である複数の吸収部用ブリッジ部を備えることを特徴とする請求の範囲第１６項記載の放射線画像撮影システム。
  18. 　前記放射線源と前記第１のグリッドとの間に配置され、前記放射線源から照射された放射線を領域選択的に遮蔽して多数の線光源とする第３のグリッドを更に備えることを特徴とする請求の範囲第１６項記載の放射線画像撮影システム。
  19. 　放射線画像撮影用グリッドの製造方法は、以下を備える：
    　放射線透過性基板に、第１方向に延伸され、かつ前記第１方向に直交する第２方向に沿って配置された複数の吸収部用溝と、前記吸収部用溝の間を隔てて配置された複数の放射線透過部と、前記吸収部用溝の間を隔てて隣接する前記放射線透過部同士を連結する複数の透過部用ブリッジ部と、前記第２方向に配列された吸収部用溝を連結する連結用溝とを形成する第１工程；及び
    　前記吸収部用溝及び前記連結用溝内に、電解メッキ法を用いて放射線吸収材を充填することにより、放射線吸収部及び吸収部用ブリッジ部を形成する第２工程。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6016337B2 (ja) * 2011-07-29 2016-10-26 キヤノン株式会社 Ｘ線遮蔽格子の製造方法
JP2015203571A (ja) * 2014-04-10 2015-11-16 株式会社フジキン 散乱ｘ線除去用グリッドの製造方法

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08160145A (ja) * 1994-12-06 1996-06-21 Toshiba Corp Ｘ線検出器
JP2009276342A (ja) * 2008-04-15 2009-11-26 Canon Inc Ｘ線用線源格子、ｘ線位相コントラスト像の撮像装置

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08160145A (ja) * 1994-12-06 1996-06-21 Toshiba Corp Ｘ線検出器
JP2009276342A (ja) * 2008-04-15 2009-11-26 Canon Inc Ｘ線用線源格子、ｘ線位相コントラスト像の撮像装置

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3352566A4 (en) * 2015-09-23 2019-07-31 Minerva Biotechnologies Corporation METHOD FOR SELECTING AGENTS FOR DIFFERENTIATING STEM CELLS
US11931347B2 (en) 2015-09-23 2024-03-19 Minerva Biotechnologies Corporation Method of screening for agents for differentiating stem cells

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