"第1の格子と、前記第1の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに異なる複数の相対位置に置かれる格子パターンと、前記各相対位置に置かれた前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出して複数の画像データを取得する放射線画像検出器と、前記第1の格子を通過する放射線の進行方向に前記第1の格子の前、又は前記第1の格子と前記格子パターンとの間に被写体を置いて撮影した際に前記放射線画像検出器によって取得される複数の被写体画像データに基づいて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と、前記複数の被写体画像データに基づいて吸収画像を生成する吸収画像生成部と、を備え、前記吸収画像生成部は、前記吸収画像に対してシェーディング補正を行う放射線撮影システム。請求項1に記載の放射線撮影システムであって、前記被写体を置かずに撮影し際に前記放射線画像検出器によって取得される複数のプレ画像データに基づいて補正用データを生成する補正用データ生成部を更に備え、前記吸収画像生成部は、前記補正用データを用いて前記吸収画像に対してシェーディング補正を行う放射線撮影システム。請求項2に記載の放射線撮影システムであって、前記補正用データ生成部は、前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均して前記補正用データを生成する放射線撮影システム。請求項2に記載の放射線撮影システムであって、前記補正用データ生成部は、前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を加算して前記補正用データを生成する放射線撮影システム。請求項1から4のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、前記吸収画像生成部は、前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均して前記吸収画像を生成する放射線撮影システム。請求項1から4のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、前記吸収画像生成部は、前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を加算して前記吸収画像を生成する放射線撮影システム。請求項2に記載の放射線撮影システムであって、前記位相コントラスト画像生成部は、前記補正用データを用いて前記複数の被写体画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数の被写体画像データに基づいて前記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7に記載の放射線撮影システムであって、前記位相コントラスト画像生成部は、前記補正用データを用いて前記複数のプレ画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数のプレ画像データに基づいてプレ位相コントラスト画像を生成し、前記位相コントラスト画像からプレ位相コントラスト画像を減算して、前記位相コントラスト画像を補正する放射線撮影システム。請求項1から8のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、前記位相コントラスト画像生成部は、前記複数の画像データから、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システム。第1の格子と、第1の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに異なる複数の相対位置に置かれる格子パターンと、前記各相対位置に置かれた前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出して複数の画像データを取得する放射線画像検出器と、を用い、前記第1の格子を通過する放射線の進行方向に前記第1の格子の前、又は前記第1の格子と前記格子パターンとの間に被写体を置いて撮影して、複数の被写体画像データを取得し、取得した前記複数の被写体画像データに基づいて、位相コントラスト画像及び吸収画像を生成し、生成された前記吸収画像に対してシェーディング補正を行う放射線画像生成方法。請求項10に記載の放射線画像生成方法であって、前記被写体を置かずに撮影して、複数のプレ画像データを取得し、取得された前記複数のプレ画像データに基づいて補正用データを生成し、生成された前記補正用データを用いて前記吸収画像に対してシェーディング補正を行う放射線画像生成方法。請求項11に記載の放射線画像生成方法であって、前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均して前記補正用データを生成する放射線画像生成方法。請求項11に記載の放射線撮影画像生成方法であって、前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を加算して前記補正用データを生成する放射線画像生成方法。請求項10から13のいずれか一項に記載の放射線画像生成方法であって、前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均して前記吸収画像を生成する放射線画像生成方法。請求項10から13のいずれか一項に記載の放射線画像生成方法であって、前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を加算して前記吸収画像を生成する放射線画像生成方法。請求項11に記載の放射線画像生成方法であって、前記補正用データを用いて前記複数の被写体画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数の被写体画像データに基づいて前記位相コントラスト画像を生成する放射線画像生成方法。請求項16に記載の放射線画像生成方法であって、前記補正用データを用いて前記複数のプレ画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数のプレ画像データに基づいてプレ位相コントラスト画像を生成し、前記位相コントラスト画像からプレ位相コントラスト画像を減算して、前記位相コントラスト画像を補正する放射線画像生成方法。請求項10から17のいずれか一項に記載の放射線画像生成方法であって、前記複数の画像データから、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、位相コントラスト画像を生成する放射線画像生成方法。X線位相イメージングによれば、これまで描出が難しかったX線弱吸収物体の高コントラストな画像が得られるが、更に、位相コントラスト画像と対応して吸収画像が参照できることは読影の助けになる。特許文献1に記載されたX線撮影システムにおいては、位相コントラスト画像を生成するために取得した複数の画像データを用い、これらの画像データ間で対応する画素群毎に画素の信号値を加算又は平均して画像化し、吸収画像を生成している。そして、位相コントラスト画像と吸収画像とを重ね合わせて表示することにより、各々単独では表現しきれなかった部分を互いに補うようにしている。しかし、X線画像検出器によって取得される画像データには、第1及び第2の回折格子に起因する濃度ムラが含まれており、吸収画像においては、この濃度ムラも画像コントラストとして描出され、読影に支障をきたす虞がある。本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、被写体の位相コントラスト画像及び吸収画像を生成する放射線撮影システム及び放射線画像生成方法において、位相コントラスト画像を生成するために取得される複数の画像データに基づいて、濃度ムラが除去若しくは低減された吸収画像を生成することを目的としている。1第1の格子と、前記第1の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに異なる複数の相対位置に置かれる格子パターンと、前記各相対位置に置かれた前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出して複数の画像データを取得する放射線画像検出器と、前記第1の格子を通過する放射線の進行方向に前記第1の格子の前、又は前記第1の格子と前記格子パターンとの間に被写体を置いて撮影した際に前記放射線画像検出器によって取得される複数の被写体画像データに基づいて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と、前記複数の被写体画像データに基づいて吸収画像を生成する吸収画像生成部と、を備え、前記吸収画像生成部は、前記吸収画像に対してシェーディング補正を行う放射線撮影システム。2第1の格子と、第1の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに異なる複数の相対位置に置かれる格子パターンと、前記各相対位置に置かれた前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出して複数の画像データを取得する放射線画像検出器と、を用い、前記第1の格子を通過する放射線の進行方向に前記第1の格子の前、又は前記第1の格子と前記格子パターンとの間に被写体を置いて撮影して、複数の被写体画像データを取得し、取得した前記複数の被写体画像データに基づいて、位相コントラスト画像及び吸収画像を生成し、生成された吸収画像に対してシェーディング補正を行う放射線画像生成方法。本発明によれば、位相コントラスト画像のために取得される複数の画像データから吸収画像を生成するので、吸収画像の撮影の間の撮影肢位のズレが生じず、位相コントラスト画像と吸収画像との良好な重ね合わせが可能となるとともに、吸収画像のために別途撮影を行う場合に比べて被写体の負担を軽減することができる。そして、生成された吸収画像に対してシェーディング補正を行うことによって、第1の格子及び格子パターンに起因する濃度ムラを吸収画像から除去若しくは低減し、診断や検査の精度を高めることができる。図1は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示し、図2は、図1の放射線撮影システムの制御ブロックを示す。X線撮影システム10は、被写体患者Hを立位状態で撮影するX線診断装置であって、被写体HにX線を放射するX線源11と、X線源11に対向配置され、X線源11から被写体Hを透過したX線を検出して画像データを生成する撮影部12と、操作者の操作に基づいてX線源11の曝射動作や撮影部12の撮影動作を制御するとともに、撮影部12により取得された画像データを演算処理して位相コントラスト画像及び吸収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の検査領域の撮影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。演算処理部22は、撮影部12により取得された画像データに基づいて、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27と、吸収画像を生成する吸収画像生成部28と、を含んでいる。各生成部における処理の詳細については後述する。モニタ24は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置20の制御により、X線撮影条件等の文字やX線画像を表示する。撮影部12には、半導体回路からなるフラットパネル検出器FPD30、被写体HによるX線の位相変化角度変化を検出し位相イメージングを行うための第1の吸収型格子31及び第2の吸収型格子32が設けられている。FPD30は、検出面がX線源11から照射されるX線の光軸Aに直交するように配置されている。詳しくは後述するが、第1及び第2の吸収型格子31,32は、FPD30とX線源11との間に配置されている。また、撮影部12には、第2の吸収型格子32を上下方向x方向に並進移動させることにより、第1の吸収型格子31に対する第2の吸収型格子32の相対位置関係を変化させる走査機構33が設けられている。この走査機構33は、例えば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。図3は、図1の放射線撮影システムに含まれる放射線画像検出器の構成を示す。放射線画像検出器としてのFPD30は、X線を電荷に変換して蓄積する複数の画素40がアクティブマトリクス基板上にxy方向に2次元配列されてなる受像部41と、受像部41からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路42と、各画素40に蓄積された電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して記憶する読み出し回路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とから構成されている。なお、走査回路42と各画素40とは、行毎に走査線45によって接続されており、読み出し回路43と各画素40とは、列毎に信号線46によって接続されている。各画素40は、アモルファスセレン等の変換層図示せずでX線を電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたキャパシタ図示せずに蓄積する直接変換型の素子として構成することができる。各画素40には、薄膜トランジスタTFT:ThinFilmTransistorスイッチ図示せずが接続され、TFTスイッチのゲート電極が走査線45、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線46に接続される。TFTスイッチが走査回路42からの駆動パルスによってON状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線46に読み出される。なお、各画素40は、酸化ガドリニウムGd2O3やヨウ化セシウムCsI等からなるシンチレータ図示せずでX線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード図示せずで電荷に変換して蓄積する間接変換型のX線検出素子として構成することも可能である。また、X線画像検出器としては、TFTパネルをベースとしたFPDに限られず、CCDセンサやCMOSセンサ等の固体撮像素子をベースとした各種のX線画像検出器を用いることも可能である。読み出し回路43は、積分アンプ回路、A/D変換器、補正回路、及び画像メモリいずれも図示せずにより構成されている。積分アンプ回路は、各画素40から信号線46を介して出力された電荷を積分して電圧信号画像信号に変換して、A/D変換器に入力する。A/D変換器は、入力された画像信号をデジタルの画像データに変換して補正回路に入力する。補正回路は、画像データに対して、オフセット補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正を行い、補正後の画像データを画像メモリに記憶させる。なお、補正回路による補正処理として、FPD30の制御条件駆動周波数や読み出し期間に依存するパターンノイズ例えば、TFTスイッチのリーク信号の補正等を含めてもよい。図4及び図5は、図1の放射線撮影システムの撮影部を示す。第1の吸収型格子31は、基板31aと、この基板31aに配置された複数のX線遮蔽部31bとから構成されている。同様に、第2の吸収型格子32は、基板32aと、この基板32aに配置された複数のX線遮蔽部32bとから構成されている。基板31a,32aは、いずれもX線を透過させるガラス等のX線透過性部材により形成されている。X線遮蔽部31b,32bは、いずれもX線源11から照射されるX線の光軸Aに直交する面内の一方向図示の例では、x方向及びz方向に直交するy方向に延伸した線状の部材で構成される。各X線遮蔽部31b,32bの材料としては、X線吸収性に優れるものが好ましく、例えば、金、白金等の重金属であることが好ましい。これらのX線遮蔽部31b,32bは、金属メッキ法や蒸着法によって形成することが可能である。X線遮蔽部31bは、X線の光軸Aに直交する面内において、上記一方向と直交する方向x方向に一定の周期格子ピッチp1で、互いに所定の間隔d1を空けて配列されている。同様に、X線遮蔽部32bは、X線の光軸Aに直交する面内において、上記一方向と直交する方向x方向に一定の周期格子ピッチp2で、互いに所定の間隔d2を空けて配列されている。このような第1及び第2の吸収型格子31,32は、入射X線に位相差を与えるものでなく、強度差を与えるものであるため、振幅型格子とも称される。なお、スリット部上記間隔d1,d2の領域は空隙でなくてもよく、例えば、高分子や軽金属などのX線低吸収材で該空隙を充填してもよい。第1及び第2の吸収型格子31,32は、タルボ干渉効果の有無に係らず、スリット部を通過したX線を幾何学的に投影するように構成されている。具体的には、間隔d1,d2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,d2を、1~10μm程度とすれば、スリット部で大部分のX線が回折されずに幾何学的に投影される。X線源11から放射されるX線は、平行ビームではなく、X線焦点18bを発光点としたコーンビームであるため、第1の吸収型格子31を通過して射影される投影像以下、この投影像をG1像と称するは、X線焦点18bからの距離に比例して拡大される。第2の吸収型格子32の格子ピッチp2は、そのスリット部が、第2の吸収型格子32の位置におけるG1像の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定されている。すなわち、X線焦点18bから第1の吸収型格子31までの距離をL1、第1の吸収型格子31から第2の吸収型格子32までの距離をL2とした場合に、格子ピッチp2は、次式1の関係を満たすように決定される。第1の吸収型格子31から第2の吸収型格子32までの距離L2は、タルボ干渉計では、第1の回折格子の格子ピッチとX線波長とで決まるタルボ干渉距離に制約されるが、本X線撮影システム10の撮影部12では、第1の吸収型格子31が入射X線を回折させずに投影させる構成であって、第1の吸収型格子31のG1像が、第1の吸収型格子31の後方のすべての位置で相似的に得られるため、該距離L2を、タルボ干渉距離と無関係に設定することができる。上記のように撮影部12は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第1の吸収型格子31でX線を回折したと仮定した場合のタルボ干渉距離Zは、第1の吸収型格子31の格子ピッチp1、第2の吸収型格子32の格子ピッチp2、X線波長ピーク波長λ、及び正の整数mを用いて、次式2で表される。式2は、X線源11から照射されるX線がコーンビームである場合のタルボ干渉距離を表す式であり、AtsushiMomose,etal.,JapaneseJournalofAppliedPhysics,Vol.47,No.10,2008年10月,8077頁により知られている。本X線撮影システム10では、撮影部12の薄型化を目的とし、上記距離L2を、m=1の場合の最小のタルボ干渉距離Zより短い値に設定する。すなわち、上記距離L2は、次式3を満たす範囲の値に設定される。なお、X線源11から照射されるX線が実質的に平行ビームとみなせる場合のタルボ干渉距離Zは次式4となり、上記距離L2を、次式5を満たす範囲の値に設定する。X線遮蔽部31b,32bは、コントラストの高い周期パターン像を生成するためには、X線を完全に遮蔽吸収することが好ましいが、上記したX線吸収性に優れる材料金、白金等を用いたとしても、吸収されずに透過するX線が少なからず存在する。このため、X線の遮蔽性を高めるためには、X線遮蔽部31b,32bのそれぞれの厚みh1,h2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,h2は、金Au換算で30μm以上であることが好ましい。一方、X線遮蔽部31b,32bの厚みh1,h2を厚くし過ぎると、斜めに入射するX線がスリット部を通過しにくくなり、いわゆるケラレが生じて、X線遮蔽部31b,32bの延伸方向条帯方向に直交する方向x方向の有効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,h2の上限を規定する。FPD30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FPD30の検出面までの距離をLとすると、厚みh1,h2は、図5に示す幾何学的関係から、次式6及び7を満たすように設定する必要がある。例えば、d1=2.5μm、d2=3.0μmであり、通常の病院での撮影を想定して、L=2mとした場合には、x方向の有効視野の長さVとして10cmの長さを確保するには、厚みh1は100μm以下、厚みh2は120μm以下とすればよい。以上のように構成された撮影部12では、第1の吸収型格子31のG1像と第2の吸収型格子32との重ね合わせにより、強度変調された像が形成され、FPD30によって撮像される。第2の吸収型格子32の位置におけるG1像のパターン周期p1’と、第2の吸収型格子32の実質的な格子ピッチp2’製造後の実質的なピッチとは、製造誤差や配置誤差により若干の差異が生じる。このうち、配置誤差とは、第1及び第2の吸収型格子31,32が、相対的に傾斜や回転、両者の間隔が変化することによりx方向への実質的なピッチが変化することを意味している。G1像のパターン周期p1’と格子ピッチp2’との微小な差異により、画像コントラストはモアレ縞となる。このモアレ縞の周期Tは、次式8で表される。このモアレ縞をFPD30で検出するには、画素40のx方向に関する配列ピッチPは、少なくとも次式9を満たす必要があり、更には、次式10を満たすことが好ましいここで、nは正の整数である。式9は、配列ピッチPがモアレ周期Tの整数倍でないことを意味しており、n≧2の場合であっても原理的にモアレ縞を検出することが可能である。式10は、配列ピッチPをモアレ周期Tより小さくすることを意味している。FPD30の画素40の配列ピッチPは、設計的に定められた値一般的に100μm程度であり変更することが困難であるため、配列ピッチPとモアレ周期Tとの大小関係を調整するには、第1及び第2の吸収型格子31,32の位置調整を行い、G1像のパターン周期p1’と格子ピッチp2’との少なくともいずれか一方を変更することによりモアレ周期Tを変更することが好ましい。図6に、モアレ周期Tを変更する方法を示す。モアレ周期Tの変更は、第1及び第2の吸収型格子31,32のいずれか一方を、光軸Aを中心として相対的に回転させることにより行うことができる。例えば、第1の吸収型格子31に対して、第2の吸収型格子32を、光軸Aを中心として相対的に回転させる相対回転機構50を設ける。この相対回転機構50により、第2の吸収型格子32を角度θだけ回転させると、x方向に関する実質的な格子ピッチは、p2’→p2’/cosθと変化し、この結果、モアレ周期Tが変化するFIG.6A。別の例として、モアレ周期Tの変更は、第1及び第2の吸収型格子31,32のいずれか一方を、光軸Aに直交し、かつy方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させることにより行うことができる。例えば、第1の吸収型格子31に対して、第2の吸収型格子32を、光軸Aに直交し、かつy方向に沿う方向の軸を中心として相対的に傾斜させる相対傾斜機構51を設ける。この相対傾斜機構51により、第2の吸収型格子32を角度αだけ傾斜させると、x方向に関する実質的な格子ピッチは、p2’→p2’×cosαと変化し、この結果、モアレ周期Tが変化するFIG.6B。更に別の例として、モアレ周期Tの変更は、第1及び第2の吸収型格子31,32のいずれか一方を光軸Aの方向に沿って相対的に移動させることにより行うことができる。例えば、第1の吸収型格子31と第2の吸収型格子32との間の距離L2を変更するように、第1の吸収型格子31に対して、第2の吸収型格子32を、光軸Aの方向に沿って相対的に移動させる相対移動機構52を設ける。この相対移動機構52により、第2の吸収型格子32を光軸Aに移動量δだけ移動させると、第2の吸収型格子32の位置に投影される第1の吸収型格子31のG1像のパターン周期は、p1’→p1’×L1L2δ/L1L2と変化し、この結果、モアレ周期Tが変化するFIG.6C。本X線撮影システム10において、撮影部12は、上述のようにタルボ干渉計ではなく、距離L2を自由に設定することができるため、相対移動機構52のように距離L2の変更によりモアレ周期Tを変更する機構を、好適に採用することができる。モアレ周期Tを変更するための第1及び第2の吸収型格子31,32の上記変更機構相対回転機構50、相対傾斜機構51、及び相対移動機構52は、圧電素子等のアクチュエータにより構成することが可能である。X線源11と第1の吸収型格子31との間に被写体Hを配置した場合には、FPD30により検出されるモアレ縞は、被写体Hにより変調を受ける。この変調量は、被写体Hによる屈折効果によって偏向したX線の角度に比例する。したがって、FPD30で検出されたモアレ縞を解析することによって、被写体Hの位相コントラスト画像を生成することができる。次に、モアレ縞の解析方法について説明する。図7は、被写体Hのx方向に関する位相シフト分布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、第1及び第2の吸収型格子31,32を通過してFPD30に入射する。符号56は、被写体Hが存在する場合に、被写体Hにより屈折されて偏向したX線の経路を示している。この経路56を進むX線は、第1の吸収型格子31を通過した後、第2の吸収型格子32より遮蔽される。被写体Hの位相シフト分布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11で表される。第1の吸収型格子31から第2の吸収型格子32の位置に投射されたG1像は、被写体HでのX線の屈折により、その屈折角φに応じた量だけx方向に変位することになる。この変位量Δxは、X線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に次式12で表される。ここで、屈折角φは、X線波長λと被写体Hの位相シフト分布Φxを用いて、式13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、この変位量Δxは、FPD30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での各画素40の信号の位相のズレ量に、次式14のように関連している。したがって、各画素40の信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式14から屈折角φが求まり、式13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。本X線撮影システム10では、上記位相ズレ量ψを、下記に示す縞走査法を用いて算出する。縞走査法では、第1及び第2の吸収型格子31,32の一方を他方に対して相対的にx方向にステップ的に並進移動させながら撮影を行うすなわち、両者の格子周期の位相を変化させながら撮影を行う。本X線撮影システム10では、前述の走査機構33により第2の吸収型格子32を移動させているが、第1の吸収型格子31を移動させてもよい。第2の吸収型格子32の移動に伴って、モアレ縞が移動し、並進距離x方向への移動量が、第2の吸収型格子32の格子周期の1周期格子ピッチp2に達するとすなわち、位相変化が2πに達すると、モアレ縞は元の位置に戻る。このようなモアレ縞の変化を、格子ピッチp2を整数分の1ずつ第2の吸収型格子32を移動させながら、FPD30でモアレ縞を撮影し、撮影した複数の縞画像から各画素40の信号を取得し、演算処理部22で演算処理することにより、各画素40の信号の位相ズレ量ψを得る。図8は、格子ピッチp2をM2以上の整数個に分割した走査ピッチp2/Mずつ第2の吸収型格子32を移動させる様子を模式的に示す。走査機構33は、k=0,1,2,,M-1のM個の各走査位置に、第2の吸収型格子32を順に並進移動させる。なお、同図では、第2の吸収型格子32の初期位置を、被写体Hが存在しない場合における第2の吸収型格子32の位置でのG1像の暗部が、X線遮蔽部32bにほぼ一致する位置k=0としているが、この初期位置は、k=0,1,2,,M-1のうちいずれの位置としてもよい。まず、k=0の位置では、主として、被写体Hにより屈折されなかったX線が第2の吸収型格子32を通過する。次に、k=1,2,と順に第2の吸収型格子32を移動させていくと、第2の吸収型格子32を通過するX線は、被写体Hにより屈折されなかったX線の成分が減少する一方で、被写体Hにより屈折されたX線の成分が増加する。特に、k=M/2では、主として、被写体Hにより屈折されたX線のみが第2の吸収型格子32を通過する。k=M/2を超えると、逆に、第2の吸収型格子32を通過するX線は、被写体Hにより屈折されたX線の成分が減少する一方で、被写体Hにより屈折されなかったX線の成分が増加する。k=0,1,2,,M-1の各位置で、FPD30により撮影を行うと、各画素40について、M個の信号値画素データが得られる。以下に、このM個の信号値から各画素40の信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。第2の吸収型格子32の位置kにおける各画素40の信号値をIkxと標記すると、Ikxは、次式15で表される。ここで、xは、画素40のx方向に関する座標であり、A0は入射X線の強度であり、Anは画素40の信号値のコントラストに対応する値であるここで、nは正の整数である。また、φxは、上記屈折角φを画素40の座標xの関数として表したものである。次いで、次式16の関係式を用いると、上記屈折角φxは、次式17のように表される。ここで、arg[]は、偏角の抽出を意味しており、各画素40の信号の位相ズレ量ψに対応する。したがって、各画素40で得られたM個の信号値から、式17に基づいて各画素40の信号の位相ズレ量ψを算出することにより、屈折角φxが求められる。図9は、縞走査に伴って変化する放射線画像検出器の一つの画素の信号を示す。各画素40で得られたM個の信号値は、第2の吸収型格子32の位置kに対して、格子ピッチp2の周期で周期的に変化する。図9中の破線は、被写体Hが存在しない場合の信号値の変化を示しており、図9中の実線は、被写体Hが存在する場合の信号値の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素40の信号の位相ズレ量ψに対応する。そして、屈折角φxは、上記式13で示したように微分位相値に対応する値であるため、屈折角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。以上の演算は、演算処理部22の位相コントラスト画像生成部27により行われ、演算処理部22は、算出された位相シフト分布Φを、位相コントラスト画像として画像記憶部23に記憶させる。次に、演算処理部22の吸収画像生成部28により行われる吸収画像の生成処理について説明する。図10に示すように、吸収画像生成部28は、前述した縞走査によって得られる画素毎のM個の信号値Ikx,yをkについて平均化し、平均値を算出して画像化することによって吸収画像を生成する。なお、平均値の算出は、信号値Ikx,yをkについて単純に平均化することにより行なっても良いが、Mが小さい場合に誤差が大きくなる傾向にあるため、好ましくは、信号値Ikx,yを正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の平均値を求める。以上の演算により生成される吸収画像は、X線照射野に第1及び第2の吸収型格子31,32があることに起因して濃度ムラを含む。そこで、吸収画像生成部28は、吸収画像に対してシェーディング補正を行い、上記の濃度ムラを除去若しくは軽減する。以下、図11を参照して、吸収画像のシェーディング補正について説明する。図11は、図1の放射線撮影システムにおける放射線画像の生成処理のフローを示す。まず、被写体Hがない状態で、k=0,1,2,,M-1のM個の各走査位置に第2の吸収型格子32を順に並進移動させながらプレ撮影を行うステップS1。その際にFPD30によって取得される複数の画像データ以下、プレ画像データと称するは、読み出し回路43に含まれる補正回路においてオフセット補正やゲイン補正などの補正がなされて演算処理部22に送信される。演算処理部22は、複数のプレ画像データに基づいて、シェーディング補正用データを生成するステップS2。補正用データは、複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に信号値の平均値を算出して生成される。以上の演算は、前述した吸収画像の生成処理と同様であり、本X線撮影システム10においては演算処理部22の吸収画像生成部28によって行われる。この補正用データは、第1及び第2の吸収型格子31,32に起因する濃度ムラを反映している。次いで、被写体Hを置いて、プレ撮影と同一のX線撮影条件管電圧、照射時間、等で、k=0,1,2,,M-1のM個の各走査位置に第2の吸収型格子32を順に並進移動させながら撮影を行うステップS3。その際にFPD30によって取得される複数の画像データ以下、被写体画像データと称するは、読み出し回路43に含まれる補正回路においてオフセット補正やゲイン補正などの補正がなされて演算処理部22に送信される。演算処理部22の位相コントラスト画像生成部27は、前述した手順に従って、複数の被写体画像データから位相シフト分布Φを算出し、位相コントラスト画像として画像記憶部23に記憶させる。ステップS4。位相コントラスト画像生成部27における位相コントラスト画像の生成処理と並行して、演算処理部22の吸収画像生成部28は、複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に信号値の平均値を算出して、被写体の吸収画像を生成するステップS5。そして、吸収画像生成部28は、生成された吸収画像を上記の補正用データで除算するシェーディング補正を行い、吸収画像に含まれる濃度ムラを除去若しくは低減するステップS6。演算処理部22は、シェーディング補正された被写体の吸収画像を画像記憶部23に記憶させる。上記の縞走査、及び位相コントラスト画像及び吸収画像の生成処理は、入力装置21から操作者により撮影指示がなされた後、制御装置20の制御に基づいて各部が連係動作し、自動的に行われ、最終的に被写体Hの位相コントラスト画像及び吸収画像が、例えば重ね合わされてモニタ24に表示される。モニタ24における位相コントラスト画像及び吸収画像の表示は、例えば重ね合わされて表示される。以上、説明したように、本X線撮影システム10によれば、被写体の位相コントラスト画像のために取得した複数の画像データから吸収画像を生成するので、吸収画像の撮影の間の撮影肢位のズレが生じず、位相コントラスト画像と吸収画像との良好な重ね合わせが可能となるとともに、吸収画像のために別途撮影を行う場合に比べて被写体の負担を軽減することができる。そして、生成された吸収画像に対してシェーディング補正を行うことによって、第1及び第2の吸収型格子31,32に起因する濃度ムラを吸収画像から除去若しくは低減しており、診断や検査の精度を高めることができる。また、本X線撮影システム10によれば、被写体がある場合とない場合とにおけるモアレ縞の再現性に関わらず、吸収画像のシェーディング補正を行うことができる。即ち、従来のX線撮影システムにおいも、FPDの各画素の感度特性のバラツキなどに起因する濃度ムラを除去若しくは低減するために、被写体を撮影して取得される被写体の吸収画像を、同一のX線撮影条件X線管電圧、X線照射時間、等の下で被写体を置かずに撮影した際に取得される画像で除算するシェーディング補正が行われている。ここで、位相コントラスト画像を生成するために取得される複数の画像の各々は、G1像と第2の格子との重ね合わせによってモアレ縞となっている。従来のシェーディング補正によれば、各被写体画像データを対応するプレ画像データ第2の格子が同じ走査位置にあるときのプレ画像データで除算することとなるが、被写体がある場合とない場合とで第1及び第2の格子の相対位置関係が一致しない場合には、モアレ縞は一致せず、除算後の画像にモアレ縞の不一致に起因するアーチファクトが残留する。一般的に、モアレ縞が完全に一致するように格子の相対位置関係の再現性を確保するのは困難である。しかし、本X線撮影システム10によれば、複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に信号値の平均値を算出して補正用データを生成しており、補正用データからモアレ縞が除去される。それにより、モアレ縞の再現性に関わらず、吸収画像のシェーディング補正が可能となる。また、本X線撮影システム10によれば、第1の吸収型格子31で殆どのX線を回折させずに、第2の吸収型格子32に線形的に投影するため、照射X線には、高い空間的可干渉性は要求されず、X線源11として医療分野で用いられている一般的なX線源を用いることができる。そして、第1の吸収型格子31から第2の吸収型格子32までの距離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、撮影部12を小型化薄型化することができる。更に、本X線撮影システムでは、第1の吸収型格子31からの投影像G1像には、照射X線のほぼすべての波長成分が寄与し、モアレ縞のコントラストが向上するため、位相コントラスト画像及び吸収画像の検出感度を向上させることができる。なお、本X線撮影システム10においては、複数の被写体画像データの画素毎の信号値の平均を算出して生成される吸収画像を補正用データで除算してシェーディング補正を行うものとして説明したが、複数の被写体画像データの各々に対してシェーディング補正を行い、補正された複数の被写体画像データの画素毎の信号値を平均して吸収画像を生成することもできる。また、補正された複数の被写体画像データに基づいて位相コントラスト画像を生成するようにしてもよい。また、本X線撮影システム10は、複数の画像データの吸収画像の画素毎に得られる信号値を平均化して平均値を算出し、吸収画像を生成するものとして説明したが、吸収画像の生成処理には、平均値に限られず、平均値に対応する量であれば、信号値を加算した加算値等を用いることも可能である。また、本X線撮影システム10は、第1の格子の投影像に対して縞走査を行って屈折角φを演算するものであって、そのため、第1及び第2の格子がいずれも吸収型格子であるものとして説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。上述のとおり、タルボ干渉像に対して縞走査を行って屈折角φを演算する場合にも、本発明は有用である。よって、第1の格子は、吸収型格子に限らず位相型格子であってもよい。また、第1の格子のX線像と第2の格子との重ね合わせによって形成されるモアレ縞の解析方法は、前述した縞走査法に限られず、例えばJ.Opt.Soc.Am.Vol.72,No.11982p.156により知られているフーリエ変換/フーリエ逆変換を用いた方法など、モアレ縞を利用した種々の位相復元方法も適用可能である。また、本X線撮影システム10は、位相シフト分布Φを画像としたものを位相コントラスト画像として記憶ないし表示するものとして説明したが、上記のとおり、位相シフト分布Φは、屈折角φより求まる位相シフト分布Φの微分量を積分したものであって、屈折角φ及び位相シフト分布Φの微分量もまた被写体によるX線の位相変化に関連している。よって、屈折角φを画像としたもの、また、位相シフトΦの微分量を画像としたものも位相コントラスト画像に含まれる。図12は、図1の放射線撮影システムの変形例に関し、その放射線画像の生成処理を示す。本変形例においては、被写体Hによる位相変化とは別の要因によって生じるX線の位相変化位相オフセットを補正する。位相オフセットは、例えば、第1及び第2の吸収型格子31,32のピッチ誤差や走査誤差などによって生じ得る。演算処理部22の位相コントラスト画像生成部27は、複数のプレ画像データの各々に対し、吸収画像生成部28において生成される補正用データを用いてシェーディング補正を行い、補正された複数のプレ画像データに基づいて、前述の手順に従って位相シフト分布Φ以後、プレ位相シフト分布と称するを算出する。また、位相コントラスト画像生成部27は、複数の被写体画像データの各々に対しても、同様にシェーディング補正を行い、前述の手順に従って位相シフト分布Φ以後、被写体位相シフト分布と称するを生成する。プレ位相シフト分布Φは、第1及び第2の吸収型格子31,32のピッチ誤差や走査誤差などに起因する位相オフセットを反映している。そして、位相コントラスト画像生成部27は、被写体位相シフト分布Φから、プレ位相シフト分布Φを減算する位相オフセット補正を行い、被写体位相シフト分布Φに含まれる位相シフトのオフセットを除去若しくは低減するステップS7。演算処理部22は、位相オフセット補正された被写体位相シフト分布Φを、位相コントラスト画像として画像記憶部23に記憶させる。なお、被写体位相シフト分布Φの微分からプレ位相シフト分布Φの微分を減算し、これを積分するようにしても、被写体位相シフト分布Φの位相オフセット補正は可能である。本変形例によれば、位相コントラスト画像に対して位相オフセット補正を行うことによって、第1及び第2の吸収型格子31,32のピッチ誤差や第2の吸収型格子32の走査誤差などに起因する位相オフセットを位相コントラスト画像から除去若しくは低減しており、診断や検査の精度を高めることができる。図13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13に示すマンモグラフィ装置80は、被検体として乳房BのX線画像位相コントラスト画像を撮影する装置である。マンモグラフィ装置80は、基台図示せずに対して旋回可能に連結されたアーム部材81の一端に配設されたX線源収納部82と、アーム部材81の他端に配設された撮影台83と、撮影台83に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板84とを備える。X線源収納部82にはX線源11が収納されており、撮影台83には撮影部12が収納されている。X線源11と撮影部12とは、互いに対向するように配置されている。圧迫板84は、移動機構図示せずにより移動し、撮影台83との間で乳房Bを挟み込んで圧迫する。この圧迫状態で、上記したX線撮影が行われる。なお、X線源11及び撮影部12は、前述したX線撮影システム10のものと同様の構成であるため、各構成要素には、X線撮影システム10と同一の符号を付している。その他の構成及び作用については、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14は、図13の放射線撮影システムの変形例を示す。図14に示すマンモグラフィ装置90は、第1の吸収型格子31がX線源11と圧迫板84との間に配設されている点が前述したマンモグラフィ装置80と異なる。第1の吸収型格子31は、アーム部材81に接続された格子収納部91に収納されている。撮影部92は、FPD30、第2の吸収型格子32、走査機構33により構成されている。このように、被検体乳房Bが第1の吸収型格子31と第2の吸収型格子32との間に位置する場合であっても、第2の吸収型格子32の位置に形成される第1の吸収型格子31の投影像G1像が被検体Bにより変形する。したがって、この場合でも、被検体Bに起因して変調されたモアレ縞をFPD30により検出することができる。すなわち、本マンモグラフィ装置90でも前述した原理で被検体Bの位相コントラスト画像を得ることができる。そして、本マンモグラフィ装置90では、第1の吸収型格子31による遮蔽により、線量がほぼ半減したX線が被検体Bに照射されることになるため、被検体Bの被曝量を、前述したマンモグラフィ装置80の場合の約半分に低減することができる。なお、本マンモグラフィ装置90のように、第1の吸収型格子31と第2の吸収型格子32との間に被検体を配置することは、前述したX線撮影システム10にも適用することが可能である。図15は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。X線撮影システム100は、X線源101のコリメータユニット102に、マルチスリット103を配設した点が、前述したX線撮影システム10と異なる。その他の構成については、前述したX線撮影システム10と同一であるので説明は省略する。前述したX線撮影システム10では、X線源11からFPD30までの距離を、一般的な病院の撮影室で設定されるような距離1m~2mとした場合に、X線焦点18bの焦点サイズ一般的に0.1mm~1mm程度によるG1像のボケが影響し、位相コントラスト画像の画質の低下をもたらす恐れがある。そこで、X線焦点18bの直後にピンホールを設置して実効的に焦点サイズを小さくすることが考えられるが、実効的な焦点サイズを縮小するためにピンホールの開口面積を小さくすると、X線強度が低下してしまう。本X線撮影システム100においては、この課題を解決するために、X線焦点18bの直後にマルチスリット103を配置する。マルチスリット103は、撮影部12に設けられた第1及び第2の吸収型格子31,32と同様な構成の吸収型格子第3の吸収型格子であり、一方向y方向に延伸した複数のX線遮蔽部が、第1及び第2の吸収型格子31,32のX線遮蔽部31b,32bと同一方向x方向に周期的に配列されている。このマルチスリット103は、X線焦点18bから放射される放射線を部分的に遮蔽することにより、x方向に関する実効的な焦点サイズを縮小して、x方向に多数の点光源分散光源を形成することを目的としている。このマルチスリット103の格子ピッチp3は、マルチスリット103から第1の吸収型格子31までの距離をL3として、次式18を満たすように設定する必要がある。上記式18は、マルチスリット103により分散形成された各点光源から射出されたX線の第1の吸収型格子31による投影像G1像が、第2の吸収型格子32の位置で一致する重なり合うための幾何学的な条件である。また、実質的にマルチスリット103の位置がX線焦点位置となるため、第2の吸収型格子32の格子ピッチp2は、次式19の関係を満たすように決定される。このように、本X線撮影システム100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16は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例に関し、その放射線画像検出器の構成を示す。前述したX線撮影システム10では、第2の吸収型格子32がFPD30とは独立して設けられているが、特開2009-133823号公報に開示された構成のX線画像検出器を用いることにより、第2の吸収型格子を排することができる。このX線画像検出器は、X線を電荷に変換する変換層と、変換層において変換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線画像検出器であって、各画素120の電荷収集電極121が、一定の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複数の線状電極群122~127を、互いに位相が異なるように配置することにより構成されている。画素120は、x方向及びy方向に沿って一定のピッチで2次元配列されており、各画素120には、X線を電荷に変換する変換層によって変換された電荷を収集するための電荷収集電極121が形成されている。電荷収集電極121は、第1~第6の線状電極群122~127から構成されており、各線状電極群の線状電極の配列周期の位相がπ/3ずつずれている。具体的には、第1の線状電極群122の位相を0とすると、第2の線状電極群123の位相はπ/3、第3の線状電極群124の位相は2π/3、第4の線状電極群125の位相はπ、第5の線状電極群126の位相は4π/3、第6の線状電極群127の位相は5π/3である。第1~第6の線状電極群122~127はそれぞれ、y方向に延伸した線状電極をx方向に所定のピッチp2で周期的に配列したものである。この線状電極の配列ピッチp2の実質的なピッチp2’製造後の実質的なピッチと、電荷収集電極121の位置X線画像検出器の位置におけるG1像のパターン周期p1’と、x方向に関する画素120の配列ピッチPとの関係は、前述したX線撮影システム10の第2の吸収型格子32と同様に、式8で表されるモアレ縞の周期Tに基づき、式9を満たす必要があり、更には、式10を満たすことが好ましい。更に、各画素120には、電荷収集電極121により収集された電荷を読み出すためのスイッチ群128が設けられている。スイッチ群128は、第1~第6の線状電極群121~126のそれぞれに設けられたTFTスイッチからなる。第1~第6の線状電極群121~126により収集された電荷を、スイッチ群128を制御してそれぞれ個別に読み出すことによって、一度の撮影により、互いに位相の異なる6種類の縞画像を取得することができ、この6種類の縞画像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。このように構成されたX線画像検出器を、例えば前述したX線撮影システム10に適用した場合に、撮影部12から第2の吸収型格子32が不要となり、更に、一度の撮影で複数の位相成分の縞画像を取得することができるため、縞走査のための物理的な走査が不要となり、走査機構33も排することができる。それにより、コスト削減とともに、撮影部のさらなる薄型化を図ることができる。なお、電荷収集電極の構成には、上記構成に代えて、特開2009-133823号公報に記載のその他の構成を用いることも可能である。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の構成を示す。本X線撮影システムにおいては、小角散乱画像を生成することも可能とする演算処理部190を用いる。小角散乱画像は、被検体組織内部の微細構造に起因する組織性状を表現可能であり、例えば、ガンや循環器疾患といった分野での新しい画像診断のための表現方法として期待されている。なお、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。演算処理部190は、位相コントラスト画像生成部191、吸収画像生成部192、小角散乱画像生成部193で構成されている。これらは、いずれもk=0,1,2,,M-1のM個の各走査位置で得られる画像データに基づいて演算処理を行う。このうち、位相コントラスト画像生成部191は、前述の手順に従って被写体の位相コントラスト画像を生成する。また、吸収画像生成部192は、前述の手順に従って補正用データ及び被写体の吸収画像を生成する。小角散乱画像生成部193は、画素ごとに得られる画素データIkx,yの振幅値を算出して画像化することにより小角散乱画像を生成する。なお、振幅値の算出は、図10に示すように、画素データIkx,yの最大値と最小値との差を求めることによって行なっても良いが、Mが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素データIkx,yを正弦波でフィッティングした後、フィッティングした正弦波の振幅値を求めるようにしても良い。また、小角散乱画像の生成には、振幅値に限られず、平均値を中心としたばらつきに対応する量として、分散値や標準偏差等を用いることが可能である。本X線撮影システムによれば、被写体の位相コントラスト画像のために取得した複数枚の画像から小角散乱画像を生成するので、小角散乱画像の撮影の間の撮影肢位のズレが生じず、位相コントラスト画像や吸収画像と小角散乱画像との良好な重ね合わせが可能となるとともに、被写体の負担を軽減することができる。なお、前述した各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。以上、説明したように、本明細書には、第1の格子と、前記第1の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに異なる複数の相対位置に置かれる格子パターンと、前記各相対位置に置かれた前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出して複数の画像データを取得する放射線画像検出器と、前記第1の格子を通過する放射線の進行方向に前記第1の格子の前、又は前記第1の格子と前記格子パターンとの間に被写体を置いて撮影した際に前記放射線画像検出器によって取得される複数の被写体画像データに基づいて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と、前記複数の被写体画像データに基づいて吸収画像を生成する吸収画像生成部と、を備え、前記吸収画像生成部は、前記吸収画像に対してシェーディング補正を行う放射線撮影システムが開示されている。また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記被写体を置かずに撮影し際に前記放射線画像検出器によって取得される複数のプレ画像データに基づいて補正用データを生成する補正用データ生成部を更に備え、前記吸収画像生成部は、前記補正用データを用いて前記吸収画像に対してシェーディング補正を行う。また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記補正用データ生成部が、前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均して前記補正用データを生成する。また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記補正用データ生成部がが、前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を加算して前記補正用データを生成する。また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記吸収画像生成部が、前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均して前記吸収画像を生成する。また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記吸収画像生成部が、前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を加算して前記吸収画像を生成する。また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記位相コントラスト画像生成部が、前記補正用データを用いて前記複数の被写体画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数の被写体画像データに基づいて前記位相コントラスト画像を生成する。また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記位相コントラスト画像生成部が、前記補正用データを用いて前記複数のプレ画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数のプレ画像データに基づいてプレ位相コントラスト画像を生成し、前記位相コントラスト画像からプレ位相コントラスト画像を減算して、前記位相コントラスト画像を補正する放射線撮影システム。また、本明細書に開示された放射線撮影システムは、前記位相コントラスト画像生成部が、前記複数の画像データから、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、位相コントラスト画像を生成する。また、本明細書には、第1の格子と、第1の格子を通過した放射線によって形成される放射線像のパターン周期と実質的に一致する周期を有し、前記放射線像に対して互いに異なる複数の相対位置に置かれる格子パターンと、前記各相対位置に置かれた前記格子パターンによってマスキングされた前記放射線像を検出して複数の画像データを取得する放射線画像検出器と、を用い、放射線の進行方向に前記第1の格子の前、又は前記第1の格子と前記格子パターンとの間に被写体を置いて撮影して、複数の被写体画像データを取得し、取得した前記複数の被写体画像データに基づいて、位相コントラスト画像及び吸収画像を生成し、生成された吸収画像に対してシェーディング補正を行う放射線画像生成方法が開示されている。また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記被写体を置かずに撮影して、複数のプレ画像データを取得し、取得された前記複数のプレ画像データに基づいて補正用データを生成し、生成された前記補正用データを用いて前記吸収画像に対してシェーディング補正を行う。また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均して前記補正用データを生成する。また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記複数のプレ画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を加算して前記補正用データを生成する。また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を平均して前記吸収画像を生成する。また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記複数の被写体画像データ間において対応する画素群毎に、それらの信号値を加算して前記吸収画像を生成する。また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記補正用データを用いて前記複数の被写体画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数の被写体画像データに基づいて前記位相コントラスト画像を生成する。また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記補正用データを用いて前記複数のプレ画像データに対してシェーディング補正を行い、補正された前記複数のプレ画像データに基づいてプレ位相コントラスト画像を生成し、前記位相コントラスト画像からプレ位相コントラスト画像を減算して、前記位相コントラスト画像を補正する。また、本明細書に開示された放射線画像生成方法は、前記複数の画像データから、前記放射線画像検出器に入射する放射線の屈折角の分布を演算し、この屈折角の分布に基づいて、位相コントラスト画像を生成する。"