"格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第1の周期パターン像を形成する第1の格子と、前記第1の周期パターン像が入射され、第2の周期パターン像を形成する第2の格子と、該第2の格子によって形成された前記第2の周期パターン像を検出する放射線画像検出器と、前記第1の格子および第2の格子の少なくとも一方の格子を、該一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構とを備え、該走査機構による移動にともなって前記一方の格子の各位置について前記放射線画像検出器によって検出された複数の前記第2の周期パターン像を表す放射線画像信号を取得する放射線画像撮影装置において、前記複数の放射線画像信号を記憶する記憶部と、該記憶部に記憶された複数の放射線画像信号を紐付けする紐付け部と、該紐付け部において紐づけされた1組の放射線画像信号群を一括して送信する通信部とを備えたことを特徴とする放射線画像撮影装置。前記放射線画像検出器と前記記憶部と前記紐付け部と前記通信部とが1つの筐体内に収容されたカセッテを備え、該カセッテが、着脱可能に構成されたものであることを特徴とする請求項1記載の放射線画像撮影装置。前記記憶部に記憶された各放射線画像信号のうちの一部の範囲の放射線画像信号を取得する部分放射線画像信号取得部を備え、前記紐付け部が、前記一部の範囲の各放射線画像信号を紐付けするものであり、前記通信部が、前記紐付けされた1組の一部の範囲の放射線画像信号を一括送信するものであることを特徴とする請求項1または2記載の放射線画像撮影装置。前記一部の範囲が関心領域であることを特徴とする請求項3記載の放射線画像撮影装置。前記複数の放射線画像信号に対して圧縮処理を施す圧縮処理部を備え、前記紐付け部が、前記圧縮処理の施された放射線画像信号を紐付けするものであり、前記通信部が、前記紐付け部において紐づけされた1組の圧縮処理済の放射線画像信号群を一括して送信するものであることを特徴とする請求項1または2記載の放射線画像撮影装置。前記一部の範囲の複数の放射線画像信号に対して圧縮処理を施す圧縮処理部を備え、前記紐付け部が、前記圧縮処理の施された放射線画像信号を紐付けするものであり、前記通信部が、前記紐付け部において紐づけされた1組の圧縮処理済の放射線画像信号群を一括して送信するものであることを特徴とする請求項3または4記載の放射線画像撮影装置。前記紐付け部が、前記各放射線画像信号のヘッダ情報に基づいて紐付けを行うものであることを特徴とする請求項1から6いずれか1項記載の放射線画像撮影装置。前記紐付け部が、前記各放射線画像信号のヘッダ情報に含まれる患者情報に基づいて紐付けを行うものであることを特徴とする請求項7記載の放射線画像撮影装置。前記通信部が、無線通信を行うものであることを特徴とする請求項1から8いずれか1項記載の放射線画像撮影装置。格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第1の周期パターン像を形成する第1の格子と、前記第1の周期パターン像が入射され、第2の周期パターン像を形成する第2の格子と、該第2の格子によって形成された前記第2の周期パターン像を検出する放射線画像検出器と、前記第1の格子および第2の格子の少なくとも一方の格子を、該一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構とを備えた放射線画像撮影装置を用いて、前記走査機構による移動にともなって前記一方の格子の各位置について前記放射線画像検出器によって検出された複数の前記第2の周期パターン像を表す放射線画像信号を取得する放射線画像取得方法において、前記複数の放射線画像信号を記憶するとともに、該記憶した複数の放射線画像信号を紐付けし、該紐づけした1組の放射線画像信号群を一括して送信することを特徴とする放射線画像取得方法。しかしながら、上述したX線位相画像撮影装置においては、第2の格子を第1の格子に対して並進移動させながら複数枚の放射線画像の撮影を行う必要があるが、1枚の放射線画像の撮影を行う毎に放射線画像信号を無線通信信号としてカセッテからコンソールに送信するようにしたのでは、無線通信部の無線通信信号の送信速度は有線と比較すると非常に遅いため、無線送信完了まで次の画像を撮影出来なくなるので画像の撮影間隔を長くする必要がある。しかしこのようにすると、複数回の撮影を完了するまでに要する時間が長くなる。医用画像の撮影現場では、その撮影間隔の間に被写体の変位体動が生じ易い。したがって、X線位相イメージングの撮影のように複数回撮影する場合には、被験者によっては長時間じっとしていられないことがあり、被写体の変位によって画像のボケが生じる。このような撮影動作における被写体の変位は、位相コントラスト画像のコントラストや解像度の低下を引き起こすという問題がある。この問題は、上述した無線通信では、その送信速度が遅いため顕著となるが、有線通信においても、ある程度の撮影間隔は必要となるので同じ体動の問題が生じうる。そこで、撮影間隔を短縮するために無線通信信号または有線通信信号の送信と次の放射線画像の撮影記録および読出しとを並行して行うことが考えられるが、放射線画像の読出しは消費電力が大きく、更に通信信号の送信も消費電力が大きいため、放射線画像の読出しと通信信号の送信を並行して実行すると電力負荷が非常に大きくなる。したがって、カセッテFPDにおける制御系などの回路の発熱量が大きくなり、温度変化によるオフセット変動を生じるなどの問題がある。FPDは、X線を直接又は間接的に電荷に変換する光電変換素子を各画素に含み、また、各画素に発生した電荷を読み出してデジタルの画像データに変換して出力する読出回路を備えている。画像データを構成する各画素の信号値には、画素の暗電流や読出回路の温度ドリフトに起因するオフセット成分が含まれており、一般に、このオフセット成分を除去するオフセット補正がなされる。特許文献1に記載された放射線撮影システムにおいても、画像データに対してオフセット補正が行われているが、そのオフセット補正の詳細は記載されていない。オフセット補正は典型的には撮影の前にX線を照射せずにFPDの各画素の読み出しを行って補正用データを取得する。この補正用データは、画素の暗電流や読出し回路の温度ドリフトに起因するオフセットを反映している。撮影によって取得された画像データのオフセット補正は、この撮影画像データから補正用データを減算することによって行われる。ここで画素の暗電流や読み出し回路の温度ドリフトに起因するオフセットは、画素や読出回路の温度に依存する。上述したX線位相画像撮影装置においては、位相コントラスト画像を生成するために縞走査法が用いられ、第2の格子を所定の走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を連続して行うため、制御系などの回路の発熱量が大きいと画素や読出回路の温度が上昇し易く、撮影間でオフセット変動が生じ得る。そして、位相コントラスト画像は、複数回の撮影によって得られた各画素の信号値の変化からX線の屈折角度分布が演算され、この屈折角度分布に基づいて生成される。しかし被写体との相互作用によって生じるX線の波面の位相変化による屈折角度は、軟部組織に対してせいぜい数μrad程度である。このため、このような組織を識別可能とするような画像コントラストを与えるために検出すべき、X線の位置ずれ量は放射線画像検出器上で数μm程度と僅かである。上述したX線位相画像撮影装置では、前述した通り第2の格子を所定の走査ピッチで並進移動させながら複数回の撮影を行い、X線画像検出器で得られる各画素の信号値の複数枚におけるわずかなモアレ画像の強度変化から、X線の位置ずれ量を計測し、位相コントラスト画像を再構成している。そのため撮影間のオフセット変動は屈折角度分布を演算する際の演算誤差となる。そして、この演算誤差は、位相コントラスト画像における粒状、コントラストや解像度を悪化させ、診断検査能力の顕著な低下を招く虞がある。このように、位相コントラスト画像におけるオフセットの変動が及ぼす影響は、複数画像のわずかな強度変化から画像を演算によって再構成するわけではない通常のX線の静止画や動画撮影の場合と比較して遙かに大きなものとなる。また、CTやトモシンセシス等の被写体に対してX線の入射角度を変えながら被写体を複数枚撮影した後、画像を再構成する場合と比較しても影響は大きい。それは、上述したX線位相画像撮影装置では、被写体に対してX線の入射角度を変えずに第2の回折格子を並進移動しながらX線の位相変化による、放射線画像検出器上で数μm程度の僅かなX線の位置ずれを複数のモアレ画像間のわずかな強度変化から位相コントラスト画像を再構成するためである。このとき、被写体の画像自体にはほとんど変化はない。一方、X線の入射角度を変えて複数の画像から再構成画像を演算するCTやトモシンセシス等では、被写体の画像自体が大きく変わるが、このような複数の画像から再構成画像を演算するCTやトモシンセシス等の再構成を行う他の撮影と比較しても、位相コントラスト画像ではわずかな画像変化に対する影響は大きなものとなる。さらに、同じX線の入射角度で異なる複数のエネルギーの被写体画像からエネルギー吸収分布を再構成することで軟部組織と骨部組織などを分離するエネルギーサブトラクション画像でも、撮影エネルギーが異なることで複数画像間の被写体コントラストが大きく変わるため、位相コントラスト画像の方がオフセット変動によるわずかな画像変化の変動で及ぼされる影響は大きい。よって位相コントラスト画像においては再構成された画像への発熱によるオフセット変動の影響が顕著に大きいという問題がある。なお、特許文献1には、上述したようなX線位相画像撮影装置において、位相コントラスト画像を再構成するための放射線画像の組に対して、共通のIDを付して紐付けすることが提案されているが、カセッテからコンソールへの通信信号の送信方法については、具体的に何の提案もされておらず、上述したカセッテにおける複数枚画像撮影時の発熱などの課題についても一切考慮されていない。本発明は、上記事情に鑑み、第2の格子を第1の格子に対して並進移動させながら複数枚の放射線画像の撮影を行い、その複数枚の放射線画像を送信する放射線画像撮影装置において、放射線画像の撮影の制御や無線通信信号の出力の制御を行う制御回路などへの負荷を軽くし、発熱量を抑制することができる放射線画像取得方法および放射線画像撮影装置を提供することを目的とするものである。本発明の放射線画像撮影装置は、格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第1の周期パターン像を形成する第1の格子と、第1の周期パターン像が入射され、第2の周期パターン像を形成する第2の格子と、第2の格子によって形成された第2の周期パターン像を検出する放射線画像検出器と、第1の格子および第2の格子の少なくとも一方の格子を、その一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構とを備え、走査機構による移動にともなって一方の格子の各位置について放射線画像検出器によって検出された複数の第2の周期パターン像を表す放射線画像信号を取得する放射線画像撮影装置において、複数の放射線画像信号を記憶する記憶部と、記憶部に記憶された複数の放射線画像信号を紐付けする紐付け部と、紐付け部において紐づけされた1組の放射線画像信号群を一括して送信する通信部とを備えたことを特徴とする。また、上記本発明の放射線画像撮影装置においては、放射線画像検出器と記憶部と紐付け部と通信部とが1つの筐体内に収容されたカセッテを設け、そのカセッテを着脱可能に構成することができる。また、記憶部に記憶された各放射線画像信号のうちの一部の範囲の放射線画像信号を取得する部分放射線画像信号取得部を設け、紐付け部を、上記一部の範囲の各放射線画像信号を紐付けするものとし、通信部を、その紐付けされた1組の一部の範囲の放射線画像信号を一括送信するものとできる。また、上記一部の範囲を関心領域とすることができる。また、複数の放射線画像信号に対して圧縮処理を施す圧縮処理部を設け、紐付け部を、圧縮処理の施された放射線画像信号を紐付けするものとし、通信部を、紐付け部において紐づけされた1組の圧縮処理済の放射線画像信号群を一括して送信するものとできる。また、一部の範囲の複数の放射線画像信号に対して圧縮処理を施す圧縮処理部を設け、紐付け部を、圧縮処理の施された放射線画像信号を紐付けするものとし、通信部を、紐付け部において紐づけされた1組の圧縮処理済の放射線画像信号群を一括して送信するものとできる。また、紐付け部を、各放射線画像信号のヘッダ情報に基づいて紐付けを行うものとできる。また、紐付け部を、各放射線画像信号のヘッダ情報に含まれる患者情報に基づいて紐付けを行うものとできる。また、通信部を、無線通信を行うものとできる。本発明の放射線画像取得方法は、格子構造が周期的に配置され、放射線源から射出された放射線を通過させて第1の周期パターン像を形成する第1の格子と、第1の周期パターン像が入射され、第2の周期パターン像を形成する第2の格子と、第2の格子によって形成された第2の周期パターン像を検出する放射線画像検出器と、第1の格子および第2の格子の少なくとも一方の格子を、その一方の格子の延伸方向に直交する方向に移動させる走査機構とを備えた放射線画像撮影装置を用いて、走査機構による移動にともなって一方の格子の各位置について放射線画像検出器によって検出された複数の第2の周期パターン像を表す放射線画像信号を取得する放射線画像取得方法において、複数の放射線画像信号を記憶するとともに、その記憶した複数の放射線画像信号を紐付けし、その紐づけした1組の放射線画像信号群を一括して送信することを特徴とする。本発明の放射線画像取得方法および放射線画像撮影装置によれば、一方の格子の各位置について放射線画像検出器によって検出された複数の放射線画像信号を記憶するとともに、その記憶した複数の放射線画像信号を紐付けし、その紐づけした1組の放射線画像信号群を一括して送信するようにしたので、既に撮影された放射線画像信号の送信と次の放射線画像の撮影とを並行して同時に行う必要がないので、放射線画像の撮影の制御や通信信号の出力の制御を行う制御回路などへの負荷を軽くし、発熱量を抑制してオフセット変動を抑制することができる。また、上記本発明の放射線画像撮影装置において、記憶部に記憶された各放射線画像信号のうちの一部の範囲の放射線画像信号を取得し、その一部の範囲の各放射線画像信号を紐付けし、その紐付けされた1組の一部の範囲の放射線画像信号を一括送信するようにした場合には、送信データ量を減らすことができるので、送信時間を短縮することができるとともに、さらに発熱量を抑制してオフセット変動を抑制することができる。さらに、放射線画像を圧縮し、圧縮した画像を紐付けして一括送信するようにした場合には、より送信データ量を減らすことが出来るので、送信時間を短縮することが出来るとともに、発熱時間を短縮できることにより、さらに発熱量を抑制してオフセット変動を抑制することが出来る。また、各放射線画像信号のヘッダ情報に基づいて紐付けを行うようにした場合には、たとえば、患者情報などのヘッダ情報に基づいて紐付けすることができるので、改めてIDなどを設定する必要がなく、簡易に紐付けを行うことができる。以下、図面を参照して本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムについて説明する。図1は、本発明の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システム全体の概略構成を示す図である。本乳房画像撮影表示システムは、図1に示すように、乳房画像撮影装置10と、コンピュータ30、モニタ40および入力部50からなるコンソール70とを備えている。そして、乳房画像撮影装置10は、図1に示すように、基台11と、基台11に対し上下方向Z方向に移動可能であり、かつ回転可能な回転軸12と、回転軸12により基台11と連結されたアーム部13を備えている。アーム部13はアルファベットのCの形をしており、アーム部13の一方の側には乳房Bが設置される撮影台14が設けられ、他方の側には撮影台14と対向するように放射線源ユニット15が設けられている。アーム部13の上下方向の移動は、基台11に組み込まれたアームコントローラ33により制御される。また、撮影台14の乳房設置面とは反対側には、グリッドユニット16とカセッテユニット17とが撮影台14からこの順に配置されている。グリッドユニット16は、グリッドユニット16を支持するグリッド支持部16aを介してアーム部13に接続されており、グリッドユニット16の内部には、後で詳述する第1の格子2、第2の格子3および走査機構5が設けられている。カセッテユニット17は、カセッテユニット17を支持するとともに、カセッテユニット17が着脱可能であるカセッテ支持部17aを介してアーム部13に接続されている。なお、本実施形態においては、カセッテユニット17をカセッテ支持部17aに対して取り付けたり、取り外したりできるようにして着脱可能な構成としたが、このような構成に限らず、たとえば、グリッドユニット16と同様に、カセッテユニット17をアーム部13に取り付けた状態のままでカセッテユニット17を放射線の光路上から待避可能な構成とし、カセッテユニット17を放射線の光路上に設置させたり、待避させることによってカセッテユニット17を着脱可能に構成するようにしてもよい。そして、本実施形態においては、サイズなどが異なる複数種類のカセッテユニット17が着脱可能に構成されているものとする。カセッテユニット17は、放射線を透過する材料からなる筐体17b内に、フラットパネルディテクタ等の放射線画像検出器4と、カセッテコントローラ35と、無線通信部37とを設けたものである。なお、カセッテユニット17の内部の構成については、後で詳述する。放射線源ユニット15の中には放射線源1と、放射線源コントローラ34が収納されている。放射線源コントローラ34は、放射線源1から放射線を照射するタイミングと、放射線源1における放射線発生条件管電流、時間、管電圧等を制御するものである。また、アーム部13には、撮影台14の上方に配置されて乳房を押さえつけて圧迫する圧迫板18と、その圧迫板18を支持する圧迫板支持部20と、圧迫板支持部20を上下方向Z方向に移動させる圧迫板移動機構19が設けられている。圧迫板18の位置、圧迫圧は、圧迫板コントローラ36により制御される。ここで、本実施形態の乳房画像撮影表示システムは、放射線源1、第1の格子2、第2の格子3および放射線画像検出器4を用いて乳房Bの位相コントラスト画像を撮影するものであるが、この位相コントラスト画像の撮影を行うために必要とされる放射線源1、第1の格子2および第3の格子3の構成についてより詳細に説明する。図2は、図1に示す放射線源1、第1および第2の格子2,3および放射線画像検出器4のみを抽出して示したものであり、図3は、図2に示す放射線源1、第1および第2の格子2,3および放射線画像検出器4を上方から見た模式図である。放射線源1は、乳房Bに向けて放射線を射出するものであり、第1の格子2に放射線を照射したとき、タルボ干渉効果を発生させうるだけの空間的干渉性を有するものである。たとえば、放射線の発光点のサイズが小さいマイクロフォーカスX線管やプラズマX線源を利用することができる。また、通常の医療現場で用いられるような比較的放射線の発光点いわゆる焦点サイズの大きな放射線源を用いる場合は、所定のピッチを有するマルチスリットを放射線の射出側に設置して使用することができる。この場合の詳細な構成は、たとえば、FranzPfeifferTimmWeikampOliverBunkChristianDavidNaturePhysics2258261LettersPhaseretrievalanddifferentialphasecontrastimagingwithlowbrillianceXraysourcesに記されているが、そのスリットのピッチP0は以下の式を満たすような大きさとする必要がある。なお、P2は第2の格子3のピッチ、Z3は、図3に示すように、マルチスリットMSから第1の格子2までの距離、Z2は第1の格子2から第2の格子3までの距離である。第1の格子2は、放射線源1から射出された放射線を通過させて第1の周期パターン像を形成するものであり、図4に示すように、放射線を主として透過する基板21と、基板21上に設けられた複数の部材22とを備えている。複数の部材22は、いずれも放射線の光軸に直交する面内の一方向X方向およびZ方向に直交するY方向、図4の紙面厚さ方向に延伸した線状の部材である。複数の部材22は、X方向に一定の周期P1で、互いに所定の間隔d1を空けて配列されている。部材22の素材としては、たとえば、金、白金などの金属を用いることができる。また、第1の格子2としては、照射される放射線に対して約90°または約180°の位相変調を与える、いわゆる位相変調型格子であることが望ましく、たとえば、部材22を金とした場合、通常の医療診断用のX線エネルギー領域において必要な厚さh1は1μm~10μm程度になる。また、振幅変調型格子を用いることもできる。この場合、部材22は放射線を十分に吸収する厚さが必要である。たとえば、部材22を金とした場合、通常の医療診断用のX線エネルギー領域において必要な厚さh1は10μm~数100μm程度になる。第2の格子3は、第1の格子2により形成された第1の周期パターン像を強度変調して第2の周期パターン像を形成するものであり、図5に示すように、第1の格子2と同様に、放射線を主として透過する基板31と、基板31に設けられた複数の部材32とを備えている。複数の部材32は放射線を遮蔽するものであり、いずれも放射線の光軸に直交する面内の一方向X方向およびZ方向に直交するY方向、図5の紙面厚さ方向に延伸した線状の部材である。複数の部材32は、X方向に一定の周期P2で、互いに所定の間隔d2を空けて配列されている。複数の部材32の素材としては、たとえば、金、白金などの金属を用いることができる。第2の格子3は、振幅変調型格子であることが望ましい。このとき、部材32は放射線を十分に吸収する厚さが必要である。たとえば、部材32を金とした場合、通常の医療診断用のX線エネルギー領域において必要な厚さh2は10μm~数100μm程度になる。ここで、放射線源1から照射される放射線が、平行ビームではなく、コーンビームである場合には、第1の格子2を通過して形成される第1の格子2の自己像G1は、放射線源1からの距離に比例して拡大される。そして、本実施形態においては、第2の格子3の格子ピッチP2と間隔d2は、そのスリット部が、第2の格子3の位置における第1の格子2の自己像G1の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定される。すなわち、放射線源1の焦点から第1の格子2までの距離をZ1、第1の格子2から第2の格子3までの距離をZ2とし、第1の格子2を90°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子とした場合、第2の格子ピッチP2は、次式2の関係を満たすように決定される。なお、P1’は、第2の格子3の位置における第1の格子2の自己像G1のピッチである。また、第1の格子2を180°の位相変調を与える位相変調型格子とした場合には、次式3の関係を満たすように決定される。なお、放射線源1から照射される放射線が平行ビームである場合には、第1の格子2を90°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子とした場合、P2=P1を満たすように決定され、第1の格子2を180°の位相変調を与える位相変調型格子とした場合には、P2=P1/2を満たすように決定される。そして、本実施形態の乳房画像撮影装置10をタルボ干渉計として機能させるためには、さらにいくつかの条件をほぼ満たさねばならない。その条件について以下に説明する。まず、第1の格子2と第2の格子3とのグリッド面が、図2に示すX-Y平面に平行であることが必要である。そして、さらに、第1の格子2と第2の格子3との距離Z2は、第1の格子2が90°の位相変調を与える位相変調型格子である場合、次の条件をほぼ満たさなければならない。ただし、λは放射線の波長通常は実効波長、mは0か正の整数、P1は上述した第1の格子2の格子ピッチ、P2は上述した第2の格子3の格子ピッチである。また、第1の格子2が180°の位相変調を与える位相変調型格子である場合には、次の条件をほぼ満たさなければならない。ただし、λは放射線の波長通常は実効波長、mは0か正の整数、P1は上述した第1の格子2の格子ピッチ、P2は上述した第2の格子3の格子ピッチである。さらに、第1の格子2が振幅変調型格子である場合には、次の条件をほぼ満たさなければならない。ただし、λは放射線の波長通常は実効波長、m’は正の整数、P1は上述した第1の格子2の格子ピッチ、P2は上述した第2の格子3の格子ピッチである。なお、上式4,5,6は、放射線源1により照射される放射線がコーンビームである場合であり、放射線が平行ビームである場合には、上式4に代えて下式7、上式5に代えて下式8、上式6に代えて下式9となる。また、図4および図5に示すように、第1の格子2の部材22は厚みh1で形成され、第2の格子3の部材32は厚みh2で形成されるが、厚みh1と厚みh2とを厚くしすぎると、第1の格子2および第2の格子3に斜めに入射する放射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部材22,32の延伸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の上限を規定することが好ましい。放射線画像検出器4の検出面におけるX方向の有効視野の長さVを確保するためには、厚みh1,h2は、次式10および次式11を満たすように設定することが好ましい。ここで、Lは、放射線源1の焦点から放射線画像検出器4の検出面までの距離である図3参照。そして、グリッドユニット16内に設けられた走査機構5は、上述したような第2の格子3をその部材32の延伸方向に直交する方向X方向に並進移動させることにより、第1の格子2と第2の格子3との相対位置を変化させるものである。走査機構5は、たとえば、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。そして、走査機構5によって並進移動する第2の格子3の各位置において第2の格子3により形成された第2の周期パターン像が、放射線画像検出器4によって検出される。図6は、カセッテユニット17の内部構成を示すブロック図である。上述したようにカセッテユニット17内には、放射線画像検出器4と、放射線画像検出器4からの放射線画像信号の読み出しを制御したり、読み出した放射線画像信号を記憶したりするカセッテコントローラ35と、カセッテコントローラ35に記憶された放射線画像信号などを無線通信信号として送信するとともに、コンソール70から出力された無線通信信号の制御信号などを受信する無線通信部37とが備えられている。放射線画像検出器4は、2次元状に画素が配列され、放射線画像の記録と読出しを繰り返して行うことができるものであり、放射線の照射を直接受けて電荷を発生する、いわゆる直接型の放射線画像検出器を用いてもよいし、放射線を一旦可視光に変換し、その可視光を電荷信号に変換する、いわゆる間接型の放射線画像検出器を用いるようにしてもよい。また、放射線画像信号の読出方式としては、TFTthinfilmtransistorスイッチがオンオフされることによって放射線画像信号が読みだされる、いわゆるTFT読出方式のものや、読取光を照射することによって放射線画像信号が読み出される、いわゆる光読出方式のものを用いることが望ましいが、これに限らずその他のものを用いるようにしてもよい。カセッテコントローラ35は、図6に示すように、放射線画像検出器4によって第2の格子3の各位置について検出された複数の放射線画像信号を記憶する画像メモリ35aと、画像メモリ35aに記憶された複数の放射線画像信号を紐付けする紐付け部35bと、放射線画像検出器4からの電荷信号の読出しや画像メモリ35aからの放射線画像信号の読出しなどカセッテユニット17の全体を制御する制御部35cとを備えている。紐付け部35bは、1枚の位相コントラスト画像を再構成するために撮影された複数の放射線画像信号を1組の放射線信号群として紐付けするものである。なお、紐付けとは、上述した複数の放射線画像信号に対して関連性をもたせることを意味する。そして、本実施形態においては、撮影対象である被写体の患者情報に基づいて複数の放射線画像信号を紐付けするものとするが、紐付けのためのパラメータとしては、患者情報に限らず、複数の放射線画像信号に共通して関連する事項であれば如何なる情報でもよく、たとえば、撮影メニューや、撮影部位や、撮影時刻などを用いて紐付けするようにしてもよい。本実施形態における撮影メニューとは、撮影者が放射線の撮影において必要な条件であり、たとえば、撮影手技や、患者の撮影部位に対して適切な線量の放射線を照射するための管電圧、管電流、照射時間などの条件などがある。なお、撮影メニューとしてはこれらに限らず、放射線の撮影を行う際に必要な情報であれば如何なる条件を含めるようにしてもよい。なお、上述した患者情報、撮影メニューおよび撮影部位などの情報は、本実施形態においては、コンソール70の入力部50を用いて撮影者によって入力されたものが用いられ、撮影時刻の情報はコンソール70によって計測されたものが用いられるとする。そして、コンソール70において取得された患者情報などは無線通信信号としてカセッテユニット17に向けて出力され、カセッテユニット17の無線通信部37によって受信される。そして、カセッテユニット17によって受信された患者情報などは、カセッテユニット17において、その患者情報などに関連して撮影された複数の放射線画像信号が画像メモリ35aに記憶される際に、そのヘッダ情報として放射線画像信号に付加されて記憶されるものとする。そして、紐付け部35bは、そのヘッダ情報を介して複数の放射線画像信号を1組の放射線画像信号群として関連付けて管理するものである。なお、紐付けのためのパラメータは、1種類の情報に限らず、2種類以上の情報を組み合わせて紐付けのパラメータとしてもよい。そして、制御部35cは、1枚の位相コントラスト画像を再構成するための複数の放射線画像信号の全ての撮影が終了した後、紐付け部35bにより紐付けされたこれらの1組の放射線画像信号群を画像メモリ35aから読み出して、無線通信部37を介して一括してコンソール70に送信させるものである。また、図示省略したが、カセッテコントローラ35の内部には、放射線画像検出器4から読み出された電荷信号を電圧信号に変換するチャージアンプや、チャージアンプから出力された電圧信号をサンプリングする相関2重サンプリング回路や、電圧信号をデジタル信号に変換するAD変換部なども設けられている。図7は、図1に示すコンソール70のコンピュータ30の内部構成を示すブロック図である。コンピュータ30は、中央処理装置CPUおよび半導体メモリやハードディスクやSSD等のストレージデバイスなどを備えており、これらのハードウェアによって、図7に示すような制御部60、位相コントラスト画像生成部61および無線通信部62が構成されている。制御部60は、各種のコントローラ33~36に対して無線通信部62を介して所定の制御信号を無線通信信号として出力し、システム全体の制御を行うものである。なお、アームコントローラ33,放射線源コントローラ34および圧迫板コントローラ36はコンピュータ30の無線通信部62から送信された無線通信信号を受信可能な受信部を備えているものとする。また、制御部60は、入力部50において受け付けられた患者情報、撮影メニュー、撮影部位などの情報を無線通信部62を介してカセッテユニット17のカセッテコントローラ35に向けて送信するものである。位相コントラスト画像生成部61は、放射線画像検出器4により第2の格子3の位置毎に検出された複数の放射線画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成するものである。位相コントラスト画像の生成方法については、後で詳述する。無線通信部62は、上述したように各種のコントローラ33~36に対する制御信号を無線通信信号として送信するとともに、カセッテユニット17の無線通信部37から送信された1組の放射線画像信号群を受信し、これを位相コントラスト画像生成部61に出力するものである。なお、本実施形態においては、カセッテユニット17における無線通信部37と、コンソール70のコンピュータ30における無線通信部62との間で、無線通信を用いて放射線画像信号群や撮影メニューなどの送受信を行うようにしたが、必ずしも無線通信を用いなくてもよく、カセッテユニット17とコンピュータ30とをケーブルなどで接続して有線通信を用いて送受信を行うようにしてもよい。また、本実施形態においては、放射線画像検出器4を備えたカセッテユニット17を乳房画像撮影装置10本体に対して着脱可能な構成としたが、このような構成に限らず、カセッテユニット17内の構成を乳房画像撮影装置10本体と一体として構成するようにしてもよい。モニタ40は、コンピュータ30の位相コントラスト画像生成部61において生成された位相コントラスト画像を表示するものである。入力部50は、たとえば、キーボードやマウスなどのポインティングデバイスから構成されるものであり、患者情報、撮影メニュー、撮影部位などの情報や撮影開始指示などの撮影者による入力を受け付けるものである。次に、本実施形態の乳房画像撮影表示システムの作用について、図8に示すフローチャートを参照しながら説明する。まず、乳房Bの大きさや撮影手技などに応じて、種々のサイズのカセッテユニット17の中から所望のカセッテユニット17が撮影者によって選択され、その選択されたカセッテユニット17がカセッテ支持部17aに設置される。次に、撮影者によってコンソール70の入力部50を用いて患者情報や撮影メニューや撮影部位などが入力され、コンピュータ30によって受け付けられるS10。そして、撮影台14の上に患者の乳房Bが設置され、圧迫板18により乳房Bが所定の圧力によって圧迫されるS12。次に、撮影者によって入力部50において位相コントラスト画像の撮影開始指示が入力されS14、その撮影開始指示の入力に応じてコンピュータ30の制御部60から制御信号が出力され、その制御信号は無線通信部62を介して放射線源コントローラ34やカセッテコントローラ35に送信され、位相コントラスト画像の撮影が開始されるS16。なお、このとき入力部50において入力された患者情報、撮影メニュー、撮影部位などの情報も無線通信部62を介してカセッテユニット17のカセッテコントローラ35に向けて送信されるものとする。そして、コンソール70から送信された制御信号に応じて放射線源1から放射線が射出され、その放射線は乳房Bを透過した後、第1の格子2に照射される。第1の格子2に照射された放射線は、第1の格子2で回折されることにより、第1の格子2から放射線の光軸方向において所定の距離において、タルボ干渉像を形成する。これをタルボ効果と呼び、光波が第1の格子2を通過したとき、第1の格子2から所定の距離において、第1の格子2の自己像G1を形成する。たとえば、第1の格子2が、90°の位相変調を与える位相変調型格子の場合、上式4または上式7180°の位相変調型格子の場合は上式5または上式8、強度変調型格子の場合は上式6または上式9で与えられる距離において第1の格子2の自己像G1を形成する一方、被検体である乳房Bによって、第1の格子2に入射する放射線の波面は歪むため、第1の格子2の自己像G1はそれに従って変形している。続いて、放射線は、第2の格子3を通過する。その結果、上記の変形した第1の格子2の自己像G1は第2の格子3との重ね合わせにより、強度変調を受け、上記波面の歪みを反映した画像信号として放射線画像検出器4により検出される。そして、放射線画像検出器4によって検出された放射線画像信号はカセッテコントローラ35に出力され、カセッテコントローラ35の画像メモリ35aに記憶される。次に、位相コントラスト画像生成部61において位相コントラスト画像を生成する方法について説明するが、まず、本実施形態における位相コントラスト画像の生成方法の原理について説明する。図9は、被検体B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つの放射線の経路を例示している。符号X1は、被検体Bが存在しない場合に直進する放射線の経路を示しており、この経路X1を進む放射線は、第1の格子2および第2の格子3を通過して放射線画像検出器4に入射する。符号X2は、被検体Bが存在する場合に、被検体Bにより屈折されて偏向した放射線の経路を示している。この経路X2を進む放射線は第1の格子2を通過した後、第2の格子3により遮蔽される。被検体Bの位相シフト分布Φxは、被検体Bの屈折率分布をnx,z、放射線の進む方向をzとして、次式12で表される。ここで、説明の簡略化のため、y座標は省略している。第1の格子2から第2の格子3の位置に形成された自己像G1は、被検体Bでの放射線の屈折により、その屈折角ψに応じた量だけx方向に変位する。この変位量Δxは、放射線の屈折角ψが微小であることに基づいて、近似的に次式13で表される。ここで、屈折角ψは、放射線の波長λと被検体Bの位相シフト分布Φxを用いて、次式14で表される。このように、被検体Bでの放射線の屈折による自己像G1の変位量Δxは、被検体B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、放射線画像検出器4で検出される各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψ被検体Bがある場合とない場合とでの各画素の強度変調信号の位相ズレ量に、次式15のように関連している。したがって、各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを求めることにより、上式15から屈折角ψが求まり、上式14を用いて位相シフト分布Φxの微分量が求まる。この微分量をxについて積分することにより、被検体Bの位相シフト分布Φx、すなわち被検体Bの位相コントラスト画像を生成することができる。本実施形態では、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の格子2または第2の格子3の一方を他方に対して相対的にX方向に並進移動させながら、上述したような撮影を行う。本実施形態においては、上述の走査機構5により第2の格子3を移動させる。第2の格子3の移動にともなって、放射線画像検出器4によって検出される縞画像が移動し、並進距離X方向への移動量が、第2の格子3の配列周期の1周期配列ピッチP2に達すると、すなわち第1の格子2の自己像G1と第2の格子3との間の位相変化が2πに達すると縞画像は元の位置に戻る。このような縞画像の変化を、配列ピッチP2の整数分の1ずつ第2の格子3を移動させながら、放射線画像検出器4において縞画像を検出し、その検出した複数の縞画像から各画素の強度変調信号を取得し、各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを取得する。図10は、配列ピッチP2をM2以上の整数個に分割した移動ピッチP2/Mずつ第2の格子3を移動させる様子を模式的に示している。走査機構5は、k=0,1,2,,M-1のM個の各移動位置に、第2の格子3を順に並進移動させる。なお、図10では、第2の格子3の初期位置を、被検体Bが存在しない場合における第2の格子3の位置での第1の格子2の自己像G1の暗部が、第2の格子3の部材32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、被検体Bにより屈折されなかった放射線が第2の格子3を通過する。次に、k=1,2,と順に第2の格子3を移動させていくと、第2の格子3を通過する放射線は、被検体Bにより屈折されなかった放射線の成分が減少する一方で、被検体Bにより屈折された放射線の成分が増加する。特に、k=M/2では、主として、被検体Bにより屈折された放射線の成分のみが第2の格子3を通過する。k=M/2を超えると、逆に、第2の格子3を通過する放射線は、被検体Bにより屈折された放射線の成分が減少する一方で、被検体Bにより屈折されなかった放射線の成分が増加する。そして、k=0,1,2,,M-1の各位置で放射線画像検出器4による撮影を行うことによってM枚の放射線画像信号が取得され、カセッテコントローラ35の画像メモリ35aに記憶されるS18。そして、上述したようにしてM枚の放射線画像信号が画像メモリ35aに記憶される際、コンソール70のコンピュータ30から送信された患者情報、撮影メニュー、撮影部位などの情報がヘッダ情報として各放射線画像信号に付加されて記憶される。さらにこのとき紐付け部35bによってヘッダ情報の患者情報に基づいて紐付けされて管理されるS20。そして、1枚の位相コントラスト画像を構成するM枚の全ての放射線画像信号が紐付けされて記憶されると、カセッテユニット17の制御部35cは、この紐付け管理された1組の放射線画像信号群を画像メモリ35aから読み出し、無線通信部37から一括してコンソール70に向けて送信させるS22。カセッテユニット17の無線通信部37から一括送信されたM枚の放射線画像信号群は、コンソール70の無線通信部62によって受信され、位相コントラスト画像生成部61に入力される。そして、位相コントラスト画像生成部61において、入力されたM枚の放射線画像信号に基づいて位相コントラスト画像が生成される。以下に、このM枚の放射線画像信号の各画素の画素信号から各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを算出する方法を説明する。まず、第2の格子3の位置kにおける各画素の画素信号Ikxは、次式16で表される。ここで、xは、画素のx方向に関する座標であり、A0は入射放射線の強度であり、Anは強度変調信号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、ψxは、上記屈折角ψを放射線画像検出器4の画素の座標xの関数として表したものである。次いで、次式17の関係式を用いると、上記屈折角ψxは、式18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、放射線画像検出器4の各画素の位相ズレ量Ψに対応する。したがって、放射線画像検出器4の各画素について取得されたM個の放射線画像信号から、式18に基づいて各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψを算出することにより、屈折角ψxが求められる。具体的には、放射線画像検出器4の各画素について取得されたM個の縞画像信号は、図11に示すように、第2の格子3の位置kに対して、第2の格子2の格子ピッチP2の周期で周期的に変化する。図11中の破線は被検体Bが存在しない場合の縞画像信号の変化を示しており、実線は、被検体Bが存在する場合の縞画像信号の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψに対応する。そして、屈折角ψxは、上式14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ψxをx軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φxを取得することができる。上記説明では、画素のy方向に関するy座標を考慮していないが、各y座標についても同様の演算を行うことにより、屈折角の2次元分布ψx,yが得られ、これをx軸に沿って積分することにより、2次元的な位相シフト分布Φx,yを位相コントラスト画像として得ることができる。また、屈折角の2次元分布ψx,yに代えて、位相ズレ量の2次元分布Ψx,yをx軸に沿って積分することにより位相コントラスト画像を生成するようにしてもよい。屈折角の2次元分布ψx,yや位相ズレ量Ψx,yは、位相シフト分布Φx,yの微分値に対応するものであるため位相微分像と呼ばれるが、この位相微分像を位相コントラスト画像として生成するようにしてもよい。以上のようにして位相コントラスト画像生成部61において、M枚の放射線画像信号に基づいて位相コントラスト画像が生成される。そして、位相コントラスト画像生成部61において生成された位相コントラス画像は、モニタ40に出力されて表示される。なお、上記実施形態においては、各放射線画像信号の全部をカセッテユニット17からコンソール70に出力するようにしたが、送信時間をより短縮するには各放射線画像信号における一部の範囲の放射線画像信号に限定した方がよい。したがって、たとえば、制御部35cが画像メモリ35aから各放射線画像信号を読み出す際、各放射線画像信号の全体の範囲のうちの一部の関心領域の範囲の部分放射線画像信号のみを抽出し、この抽出した部分放射線画像信号群を無線通信部37からコンソール70に向けて一括送信するようにしてもよい。なお、関心領域については予め設定しておくようにしてもよいし、撮影者が入力部50を用いて任意に設定入力するようにしてもよい。また、使用するカセッテユニット17内の放射線画像検出器4のサイズによる放射線画像の検出エリアとグリッドユニット16内の第1、第2の格子2,3の放射線を透過するエリアとの関係を予め登録しておき、カセッテユニット17内の放射線画像検出器4の放射線画像の検出エリア上における第1、第2の格子2,3を透過した放射線の照射エリアを関心領域に設定しておくようにしても良い。さらに制御部35cで関節部を骨と骨の隙間から既知の画像認識手段で認識して関節部周囲を含めた画像領域を関心領域に設定しても良い。その際に撮影メニューの情報などから撮影部位の情報を取得し、既知の画像認識手段でその撮影部位の典型的な画像形態のデータベース画像と比較して関節部や乳房部などの関心部位を認識して設定しても良い。なお撮影された画像には第1の格子2の自己像G1と第2の格子3とによって形成されるモアレはのっているが関節部や乳房領域など大きなコントラストの付く関心領域の認識程度は十分可能である。さらに、図12に示すように、画像メモリ35aに記憶された各放射線画像信号を既知の圧縮方式によって圧縮する圧縮処理部35dを設け、紐付け部35bを上記圧縮した各放射線画像信号を紐付けするものとし、無線通信部37を、その紐付けされた1組の圧縮された放射線画像信号を一括送信するものとしてもよい。また、上記圧縮処理部35dにおいて、基準となる画像とそれ以外の画像との差分を演算し、その差分された画像に対して圧縮処理を行うようにしてもよい。基準となる画像としては、たとえば、位相コントラスト画像を構成する複数枚の画像のうちの最初の画像を用いるようにしてもよいし、1枚前に撮影された画像などを使用することができる。特に、位相イメージングで撮影された放射線画像は第2の格子3を並進移動しながら放射線の位相シフトによる1μm程度の僅かな放射線の位置ずれを被写体画像に対してモアレの重畳として撮影しているため、画像間で被写体の画像自体にはほとんど変化はなく、各画像が高い相関性を有するため基準画像との差分画像をとると変化は小さく低周波成分も多いため圧縮率を非常に高めることができる。さらに上記一部の範囲の画像を圧縮することでさらに画像データを小さくしてもよい。また、上記実施形態の放射線画像撮影装置においては、カセッテユニット17を着脱可能な構成としたが、これに限らず、カセッテユニット17を固定するようにしてもよい。また、上記実施形態の放射線画像撮影装置は、第1の格子2から第2の格子3までの距離Z2がタルボ干渉距離となるようにしたが、これに限らず、第1の格子2が入射放射線を回折せずに投影させる構成とするようにしてもよい。このように構成すれば第1の格子2を通過して射影される投影像が、第1の格子2の後方の全ての位置で相似的に得られるため、第1の格子2から第2の格子3までの距離Z2を、タルボ干渉距離を無関係に設定することができる。具体的には、第1の格子2と第2の格子3とを、ともに吸収型振幅変調型格子として構成するとともに、タルボ干渉効果の有無に関わらず、スリット部を通過した放射線を幾何学的に投影するように構成する。より詳細には、第1の格子2の間隔d1と第2の格子3の間隔d2とを、放射線源1から照射される放射線の実効波長より十分大きな値とすることで、照射放射線に含まれる大部分をスリット部で回折せずに、直進性を保ったまま通過するように構成することができる。たとえば、放射線源のターゲットとしてタングステンを用いた場合には、放射線の実効波長は、管電圧50kVにおいて約0.4Åである。この場合には、第1の格子2の間隔d1と第2の格子3の間隔d2を、1μm~10μm程度とすれば大部分の放射線がスリットによって回折されずに幾何学的に投影される。なお、第1の格子2の格子ピッチP1と第2の格子3の格子ピッチP2との関係は、上記第1の実施形態と同様である。そして、上記のような構成の放射線位相画像撮影装置においては、第1の格子2と第2の格子3との距離Z2を、上式6においてm’=1とした場合の最小のタルボ干渉距離より短い値に設定することができる。すなわち、上記距離Z2が、次式19を満たす範囲の値に設定する。なお、第1の格子2の部材22と第2の格子3の部材32とは、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、放射線を完全に遮蔽吸収することが好ましいが、上述した放射線吸収に優れる材料金、白金等を用いたとしても、吸収されずに透過する放射線が少なからず存在する。このため、放射線の遮蔽性を高めるためには、部材22,32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。部材22,32による遮蔽は、照射放射線の90以上であることが好ましく、たとえば、放射線源1の管電圧が50kVの場合には、厚みh1,h2は、金Au換算で100μm以上であることが好ましい。ただし、上記実施形態と同様に、いわゆる放射線のケラレの問題があるため、第1の格子2の部材22と第2の格子3の部材32との厚さh1,h2の制限がある。上記のような構成の放射線画像撮影装置によれば、第1の格子2と第2の格子3との距離Z2をタルボ干渉距離よりも短くすることができるので、一定のタルボ干渉距離を確保しなければならない上記実施形態の放射線画像撮影装置と比較すると、撮影装置をより薄型化することができる。また、上記実施形態の放射線画像撮影装置においては、第1の格子2と第2の格子3との2つの格子を用いるようにしたが、第2の格子3の機能を放射線画像検出器にもたせることによって第2の格子3を用いないようにすることができる。以下、第2の格子3の機能を有する放射線画像検出器の構成について説明する。第2の格子3の機能を有する放射線画像検出器は、放射線が第1の格子2を通過することによって第1の格子2によって形成された第1の格子2の自己像G1を検出するとともに、その自己像G1に応じた電荷信号を後述する格子状に分割された電荷蓄積層に蓄積することによって自己像G1に強度変調を施して縞画像を生成し、その生成した縞画像を画像信号として出力するものである。図13Aは、第2の格子3の機能を有する放射線画像検出器400の斜視図、図13Bは図13Aに示す放射線画像検出器のXZ面断面図、図13Cは図13Aに示す放射線画像検出器のYZ面断面図である。放射線画像検出器400は、図13A~Cに示すように、放射線を透過する第1の電極層41、第1の電極層41を透過した放射線の照射を受けることにより電荷を発生する記録用光導電層42、記録用光導電層42において発生した電荷のうち一方の極性の電荷に対しては絶縁体として作用し、且つ他方の極性の電荷に対しては導電体として作用する電荷蓄積層43、読取光の照射を受けることにより電荷を発生する読取用光導電層44、および第2の電極層45をこの順に積層してなるものである。なお、上記各層は、ガラス基板46上に第2の電極層45から順に形成されている。第1の電極層41としては、放射線を透過するものであればよく、たとえば、ネサ皮膜SnO2、ITOIndiumTinOxide、IZOIndiumZincOxide、アモルファス状光透過性酸化膜であるIDIXOIdemitsuIndiumXmetalOxide;出光興産株などを50~200nm厚にして用いることができ、また、100nm厚のAlやAuなども用いることもできる。記録用光導電層42は、放射線の照射を受けることにより電荷を発生するものであればよく、放射線に対して比較的量子効率が高く、また暗抵抗が高いなどの点で優れているa-Seを主成分とするものを使用する。厚さは10μm以上1500μm以下が適切である。また、特にマンモグラフィ用途である場合には、150μm以上250μm以下であることが好ましく、一般撮影用途である場合には、500μm以上1200μm以下であることが好ましい。電荷蓄積層43は、蓄積したい極性の電荷に対して絶縁性の膜であれば良く、アクリル系有機樹脂、ポリイミド、BCB、PVA、アクリル、ポリエチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルイミド等のポリマーやAs2S3、Sb2S3、ZnS等の硫化物、その他に酸化物、フッ化物より構成される。更には、蓄積したい極性の電荷に対して絶縁性であり、それと逆の極性の電荷に対しては導電性を有する方がより好ましく、移動度×寿命の積が、電荷の極性により3桁以上差がある物質が好ましい。好ましい化合物としては、As2Se3、As2Se3にCl、Br、Iを500ppmから20000ppmまでドープしたもの、As2Se3のSeをTeで50程度まで置換したAs2SexTe1-x30.5<x<1、As2Se3のSeをSで50程度まで置換したもの、As2Se3からAs濃度を±15程度変化させたAsxSeyxy=100、34≦x≦46、アモルファスSe-Te系でTeを5-30wtのもの等が挙げられる。なお、電荷蓄積層43の材料としては、第1の電極層41と第2の電極層45との間に形成される電気力線が曲がらないようにするため、その誘電率が、記録用光導電層42と読取用光導電層44の誘電率の1/2倍以上2倍以下のものを用いることが望ましい。そして、電荷蓄積層43は、図13A~Cに示すように、第2の電極層45の透明線状電極45aおよび遮光線状電極45bの延伸方向に平行となるように線状に分割されている。また、電荷蓄積層43は、透明線状電極45aもしくは遮光線状電極45bの配列ピッチよりも細かいピッチで分割されるが、その配列ピッチP2と間隔d2は、上記実施形態の第2の格子3の条件と同様である。また、電荷蓄積層43は、積層方向Z方向について2μm以下の厚さで形成される。そして、電荷蓄積層43は、たとえば、上述したような材料と金属板に開口を整列して形成したメタルマスクやファイバーなどによって形成されたマスクとを用いて抵抗加熱蒸着によって形成することができる。また、フォトリソグラフィを用いて形成するようにしてもよい。読取用光導電層44としては、読取光の照射を受けることにより導電性を呈するものであればよく、たとえば、a-Se、Se-Te、Se-As-Te、無金属フタロシアニン、金属フタロシアニン、MgPcMagnesiumphtalocyanine,VoPcphaseIIofVanadylphthalocyanine、CuPcCupperphtalocyanineなどのうち少なくとも1つを主成分とする光導電性物質が好適である。厚さは5~20μm程度が適切である。第2の電極層45は、読取光を透過する複数の透明線状電極45aと読取光を遮光する複数の遮光線状電極45bとを有するものである。透明線状電極45aと遮光線状電極45bとは、放射線画像検出器400の画像形成領域の一方の端部から他方の端部まで連続して直線状に延びるものである。そして、透明線状電極45aと遮光線状電極45bとは、図13A,Bに示すように、所定の間隔を空けて交互に配列されている。透明線状電極45aは読取光を透過するとともに、導電性を有する材料から形成されている。たとえば、第1の電極層41と同様に、ITO、IZOやIDIXOを用いることができる。そして、その厚さは100~200nm程度である。遮光線状電極45bは読取光を遮光するとともに、導電性を有する材料から形成されている。たとえば、上記の透明導電材料とカラーフィルターを組み合せて用いることができる。透明導電材料の厚さは100~200nm程度である。そして、放射線画像検出器400においては、後で詳述するが、隣接する透明線状電極45aと遮光線状電極45bとの1組を用いて画像信号が読み出される。すなわち、図13Bに示すように、1組の透明線状電極45aと遮光線状電極45bとによって1画素の画像信号が読み出されることになる。たとえば、1画素が略50μmとなるように透明線状電極45aと遮光線状電極45bとを配置することができる。そして、図13Aに示すように、透明線状電極45aと遮光線状電極45bの延伸方向に直交する方向X方向に延設された線状読取光源500がカセッテユニット17内に設けられる。線状読取光源500は、LEDLightEmittingDiodeやLDLaserDiodeなどの光源と所定の光学系とから構成され、透明線状電極45aおよび遮光線状電極45bの延伸方向Y方向について略10μmの幅の線状の読取光を放射線画像検出器400に照射するように構成されている。そして、この線状読取光源500は、所定の移動機構図示省略によってY方向について移動するものであり、この移動により線状読取光源500から発せられた線状の読取光によって放射線画像検出器400が走査されて画像信号が読み出される。なお、タルボ干渉計として機能させるための第1の格子2と放射線画像検出器400との距離の条件については、放射線画像検出器400が第2の格子3として機能するものであるので、第1の格子2と第2の格子3との距離の条件と同様である。次に、上記のように構成された放射線画像検出器400の作用について説明する。まず、図14Aに示すように高圧電源100によって放射線画像検出器400の第1の電極層41に負の電圧を印加した状態において、タルボ効果によって形成された第1の格子2の自己像G1を担持した放射線が、放射線画像検出器400の第1の電極層41側から照射される。そして、放射線画像検出器400に照射された放射線は、第1の電極層41を透過し、記録用光導電層42に照射される。そして、その放射線の照射によって記録用光導電層42において電子-正孔対が発生し、そのうち正の電荷は第1の電極層41に帯電した負の電荷と結合して消滅し、負の電荷は潜像電荷として電荷蓄積層43に蓄積される図14B参照。ここで、電荷蓄積層43は、上述したような配列ピッチで線状に分割されているので、記録用光導電層42において第1の格子2の自己像G1に応じて発生した電荷のうちその直下に電荷蓄積層43が存在する電荷のみが電荷蓄積層43によってトラップされて蓄積され、それ以外の電荷については線状の電荷蓄積層43の間以下、非電荷蓄積領域というを通過し、読取用光導電層44を通過した後、透明線状電極45aと遮光線状電極45bとに流れ出してしまう。このように記録用光導電層42において発生した電荷のうち、その直下に線状の電荷蓄積層43が存在する電荷のみを蓄積することによって、第1の格子2の自己像G1は電荷蓄積層43の線状のパターンとの重ね合わせにより強度変調を受け、被検体Bによる自己像G1の波面の歪みを反映した縞画像の画像信号が電荷蓄積層43に蓄積されることになる。すなわち、電荷蓄積層43は、上記実施形態の第2の格子3と同等の機能を果たすことになる。そして、次に、図15に示すように、第1の電極層41が接地された状態において、線状読取光源500から発せられた線状の読取光L1が第2の電極層45側から照射される。読取光L1は透明線状電極45aを透過して読取用光導電層44に照射され、その読取光L1の照射により読取用光導電層44において発生した正の電荷が電荷蓄積層43における潜像電荷と結合するとともに、負の電荷が、透明線状電極45aに接続されたチャージアンプ200を介して遮光線状電極45bに帯電した正の電荷と結合する。そして、読取用光導電層44において発生した負の電荷と遮光線状電極45bに帯電した正の電荷との結合によって、チャージアンプ200に電流が流れ、この電流が積分されて画像信号として検出される。そして、線状読取光源500が、副走査方向Y方向に移動することによって線状の読取光L1によって放射線画像検出器400が走査され、線状の読取光L1の照射された読取ライン毎に上述した作用によって画像信号が順次検出され、その検出された読取ライン毎の画像信号が画像メモリ35aに順次入力されて記憶される。そして、放射線画像検出器400の全面が読取光L1に走査されて1フレーム全体の画像信号が画像メモリ35aに記憶される。そして、上記実施形態の放射線画像撮影装置において第2の格子3を第2の格子に対して相対的に並進運動させたように、上述した第2の格子3の機能を有する放射線画像検出器400を並進運動させることによって複数の放射線画像信号が取得される。なお、放射線画像検出器400を並進運動させるのではなく、第1の格子2を並進運動させる構成としてもよい。そして、1枚の位相コントラスト画像を構成する複数の放射線画像信号が全て画像メモリ35aに記憶された後の作用については、上記実施形態と同様である。また、上述した第2の格子3の機能を有する放射線画像検出器400おいては、電極間に、記録用光導電層42、電荷蓄積層43および読取用光導電層44の3層を設ける構成としたが、必ずしもこの層構成である必要はなく、たとえば、図16に示すように、読取用光導電層44を設けることなく、第2の電極層の透明線状電極45aおよび遮光線状電極45b上に直接接触するように線状の電荷蓄積層43を設け、その電荷蓄積層43の上に記録用光導電層42を設けるようにしてもよい。なお、この記録用光導電層42は、読取用光導電層としても機能するものである。この放射線画像検出器500の構造は、読取用光導電層44なしに第2の電極層45に直接電荷蓄積層43を設ける構造であり、線状の電荷蓄積層43の形成を容易にする。すなわち、この線状の電荷蓄積層43は、蒸着で形成することができる。この蒸着工程において、選択的に線状パターンを形成するためにメタルマスクなどを用いるが、読取用光導電層44の上に線状の電荷蓄積層43を設ける構成では、読取用光導電層44の蒸着後のメタルマスクをセットする工程のため、読取用光導電層44の蒸着工程と記録用光導電層42の蒸着工程の間で大気中操作により、読取用光導電層44に劣化や、光導電層間に異物が混入して品質の劣化をもたらす虞がある。上述した読取用光導電層44を設けない構造とすることで、光導電層の蒸着後の大気中操作を減らすことができるため、上述の品質劣化の懸念を低減することができる。記録用光導電層42および電荷蓄積層43の材料については、上述した放射線画像検出器400と同様である。また、電荷蓄積層43の線状構成についても、上述した放射線画像検出器と同様である。以下に、この放射線画像検出器500の放射線画像の記録と読み出しの作用について説明する。まず、図17Aに示すように高圧電源100によって放射線画像検出器500の第1の電極層41に負の電圧を印加した状態において、第1の格子2の自己像G1を担持した放射線が、放射線画像検出器4の第1の電極層41側から照射される。そして、放射線画像検出器4に照射された放射線は、第1の電極層41を透過し、記録用光導電層42に照射される。そして、その放射線の照射によって記録用光導電層42において電子-正孔対が発生し、そのうち正の電荷は第1の電極層41に帯電した負の電荷と結合して消滅し、負の電荷は潜像電荷として電荷蓄積層43に蓄積される図17B参照。なお、第2の電極層45に接した線状の電荷蓄積層43は絶縁性の膜であるから、この電荷蓄積層43に到達した電荷はそこに捕えられ、第2の電極層45へ行くことができず、蓄積されて留まる。ここでも、上述した放射線画像検出器400と同様に、記録用光導電層42において発生した電荷のうち、その直下に線状の電荷蓄積層43が存在する電荷のみを蓄積することによって、第1の格子2の自己像G1は電荷蓄積層43の線状のパターンとの重ね合わせにより強度変調を受け、被検体Bによる自己像G1の波面の歪みを反映した縞画像の画像信号が電荷蓄積層43に蓄積されることになる。そして、図18に示すように、第1の電極層41が接地された状態において、線状読取光源500から発せられた線状の読取光L1が第2の電極層45側から照射される。読取光L1は、透明線状電極45aを透過して電荷蓄積層43近傍の記録用光導電層42に照射され、その読取光L1の照射により発生した正の電荷が線状の電荷蓄積層43へ引き寄せられて再結合する。そして、もう一方の負の電荷は、透明線状電極45aへ引き寄せられ、透明線状電極45aに帯電した正の電荷および透明線状電極45aに接続されたチャージアンプ200を介して遮光線状電極45bに帯電した正の電荷と結合する。これによりチャージアンプ200に電流が流れ、この電流が積分されて画像信号として検出される。また、上述した放射線画像検出器400,500においては、電荷蓄積層43を、完全に線状に分離して形成するようにしたが、これに限らず、たとえば、図19に示す放射線画像検出器600のように、平板形状の上に線状のパターンを形成することによって格子状の電荷蓄積層43を形成するようにしてもよい。また、上記実施形態は、本発明の放射線画像撮影装置を乳房画像撮影表示システムに適用した例を説明したが、これに限らず、本発明の放射線画像撮影装置は、被検者を立位状態で撮影する放射線画像撮影システムや、被検者を臥位状態で撮影する放射線画像撮影システムや、被検者を立位状態および臥位状態で撮影可能な放射線画像撮影システムや、長尺撮影を行う放射線画像システムなどにも適用可能である。さらに、本発明は、3次元画像を取得する放射線位相CT装置や、立体視が可能なステレオ画像を取得するステレオ撮影装置や、断層画像を取得するトモシンセシス撮影装置などに適用することも可能である。また、上記実施形態においては、位相コントラスト画像を取得することによりこれまで描出が難しかった画像を得ることができるが、従来のX線画像診断学は吸収画像に基づいているため、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と読影の助けになる。たとえば、吸収画像と位相コントラスト画像を重み付けや階調、周波数処理などの適当な処理によって重ね合わせることにより吸収画像が表現できなかった部分を位相コントラスト画像の情報で補うことは有効である。しかし、位相コントラスト画像とは別に吸収画像を撮影することは、位相コントラスト画像の撮影と吸収画像の撮影との間の被写体の動きによって良好な重ね合わせを困難にするのに加え、撮影回数が増えることにより被検体の負担となる。また、近年、位相コントラスト画像や吸収画像の他に、小角散乱画像が注目されている。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、たとえば、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。そこで、位相コントラスト画像を生成するために取得した複数枚のカセッテ補正済縞画像から、吸収画像を生成する吸収画像生成部や小角散乱画像を生成する小角散乱画像生成部をコンピュータ30にさらに設けるようにしてもよい。吸収画像生成部は、画素毎に得られる画素信号Ikx,yを、図20に示すようにkについて平均化して平均値を算出して画像化することにより吸収画像を生成するものである。なお、平均値の算出は、画素信号Ikx,yをkについて単純に平均化することにより行ってもよいが、Mが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素信号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ようにしてもよい。また、正弦波に限らず、矩形波や三角波形状を用いるようにしてもよい。また、吸収画像の生成には、平均値に限られず、平均値に対応する量であれば、画素信号Ikx,yをkについて加算した加算値等を用いることが可能である。小角散乱画像生成部は、画素毎に得られる画素信号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、画素信号Ikx,yの最大値と最小値との差を求めることによって行ってもよいが、Mが小さい場合には誤差が大きくなるため、画素信号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よい。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、分散値や標準偏差などを用いることができる。また、位相コントラスト画像は、第1および第2の格子2,3の部材22,32の周期配列方向X方向のX線の屈折成分に基づくものとなり、部材22,23の延伸方向Y方向の屈折成分は反映されない。すなわち、X方向に交差する方向直交する場合はY方向に沿った部位輪郭がX方向の屈折成分に基づく位相コントラスト画像として描出されるのであり、X方向に交差せずにX方向に沿っている部位輪郭はX方向の位相コントラスト画像として描出されない。すなわち、被検体とする部位の形状と向きによっては描出できない部位が存在する。例えば、膝等の関節軟骨の荷重面の方向を格子の面内方向であるXY方向のうちY方向に合わせると、Y方向にほぼ沿った荷重面YZ面近傍の部位輪郭は十分に描出されるが、荷重面に交差しX方向にほぼ沿って延びる軟骨周辺組織腱や靭帯などについては描出が不十分になると考えられる。被検体を動かすことにより、描出が不十分な部位を再度撮影することは可能ではあるが、被検体及び術者の負担が増えることに加え、再度撮影した画像との位置再現性を担保することが難しいといった問題がある。そこで、他の例として、図21に示すように、第1および第2の格子2,3の格子面の中心に直交する仮想線X線の光軸Aを中心として、第1および第2の格子2,3を、図21aに示すような第1の向きから任意の角度で回転させて、図21bに示すような第2の向きとする回転機構180をグリッドユニット16内に設け、第1の向きと第2の向きとのそれぞれにおいて位相コントラスト画像を生成するように構成することも好適である。こうすることで、上述した位置再現性の問題をなくせる。なお、図21aには、第2の格子3の部材32の延伸方向がY方向に沿う方向となるような第1および第2の格子2,3の第1の向きを示し、図21bには、図21aの状態から90度回転させ、第2の格子3の部材32の延伸方向がX方向に沿う方向となるような第1および第2の格子2,3の第2の向きを示したが、第1の格子2と第2の格子3との間の傾き関係を維持した状態であれば、第1および第2の格子2,3の回転角度は任意である。また、第1の向きおよび第2の向きに加えて、第3の向き、第4の向きなど、2回以上の回転操作を行って、それぞれの向きでの位相コントラスト画像を生成するように構成してもよい。また、上述したように、1次元格子である第1および第2の格子2,3を回転させるのではなく、第1および第2の格子の2,3を、それぞれの部材22,32を2次元方向に延設した2次元格子の構成としてもよい。このように構成することにより、1次元格子を回転させる構成と比較すると、1度の撮影で第1の方向、第2の方向に対する位相コントラスト画像が得られるため、撮影間の被検体の体動や装置振動の影響がなく、第1および第2の方向の位相コントラスト画像間の位置再現性においてより良好である。また、回転機構を排除することで、装置の簡略化、コストダウンが可能である。なお、上記のように2方向以上での位相コントラスト画像の生成を行う場合には、2方向以上の位相コントラスト画像を再構成するための全ての放射線画像信号がカセッテユニット17の画像メモリ35aに紐付けして記憶された後、これらを一括してコンソール70に送信するようにすればよい。もしくは、各方向についての位相コントラスト画像を再構成するための複数の放射線画像信号がカセッテユニット17の画像メモリ35aに紐付けして記憶される度に、これらを一括してコンソール70に送信するようにしてもよい。"