"第1の格子と、前記第1の格子を通過し、かつ被写体を透過して変調を受けた放射線によって形成される放射線像をマスキングする第2の格子と、前記第2の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、前記放射線画像検出器によって取得された放射線画像に基づいて、前記被写体の微分位相画像を生成する演算処理部と、を備え、前記第1の格子及び前記第2の格子は、前記第1の格子の周期方向と交差する方向に周期を有するモアレ縞を前記放射線像に生じさせる相対位置関係に配置されており、前記演算処理部は、前記モアレ縞の周期方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いて前記微分位相画像のムラを除去又は低減するフィルタリング処理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、前記演算処理部は、周波数空間において前記フィルタリング処理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、前記演算処理部は、フーリエ変換を用いて前記微分位相画像の空間周波数スペクトルを取得し、周波数フィルタを用いて前記空間周波数スペクトルから前記ムラに対応する周波数成分を除去又は低減する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、前記演算処理部は、実空間において前記フィルタリング処理を行う放射線撮影システム。請求項4に記載の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、コンボリューションフィルタを用いて前記微分位相画像のムラを除去又は低減する放射線撮影システム。請求項1から5のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、前記モアレ縞の周期方向は、前記第1の格子の周期方向と略直交している放射線撮影システム。請求項1から6のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、前記第1の格子及び前記第2の格子は、互いに周期方向が90°未満の角度で交差するように配置されてい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、前記第1の格子及び前記第2の格子は、両格子を通過する放射線の光軸まわりに相対回転可能である放射線撮影システム。第1の格子を通過し、かつ被写体を透過して変調を受けた放射線によって形成され、第2の格子によってマスキングされた放射線像を検出して前記被写体の微分位相画像を生成する放射線撮影方法であって、前記第1の格子及び前記第2の格子の相対位置関係を調整し、前記第1の格子の周期方向と交差する方向に周期を有するモアレ縞を前記放射線像に生じさせ、前記モアレ縞の周期方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いて前記位相微分画像のムラを除去又は低減する放射線撮影方法。上述したX線タルボ干渉計においては、X線の位相変化に対する感度を第1の回折格子の周期方向に有することになる。この感度方向を考慮せずに、ムラを除去又は低減するためのフィルタを位相コントラスト画像に対して適用すると、位相情報にまで影響を及ぼす虞がある。本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、位相情報に及ぼす影響を抑制しつつ、ムラが除去ないし低減された位相コントラスト画像を取得することを目的とする。1第1の格子と、前記第1の格子を通過し、かつ被写体を透過して変調を受けた放射線によって形成される放射線像をマスキングする第2の格子と、前記第2の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、前記放射線画像検出器によって取得された放射線画像に基づいて、前記被写体の微分位相画像を生成する演算処理部と、を備え、前記第1の格子及び前記第2の格子は、前記第1の格子の周期方向と交差する方向に周期を有するモアレ縞を前記放射線像に生じさせる相対位置関係に配置されており、前記演算処理部は、前記モアレ縞の周期方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いて前記微分位相画像のムラを除去又は低減するフィルタリング処理を行う放射線撮影システム。2第1の格子を通過し、かつ被写体を透過して変調を受けた放射線によって形成され、第2の格子によってマスキングされた放射線像を検出して前記被写体の微分位相画像を生成する放射線撮影方法であって、前記第1の格子及び前記第2の格子の相対位置関係を調整し、前記第1の格子の周期方向と交差する方向に周期を有するモアレ縞を前記放射線像に生じさせ、前記モアレ縞の周期方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いて前記位相微分画像のムラを除去又は低減する放射線撮影方法。本発明によれば、モアレ縞の周期方向を第1の格子の周期方向と交差する方向に設定しており、モアレ縞に起因して微分位相画像に表れるムラもまた、第1の格子の周期方向と交差する方向に生じることとなる。そして、モアレ縞の周期方向、つまりは、第1の格子の周期方向と交差する方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いることによって、位相情報に影響を及ぼすことなくムラを除去ないし低減することができる。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を生成するコンソール13とに大別される。X線源11は、天井から吊り下げられたX線源保持装置14により上下方向x方向に移動自在に保持されている。撮影部12は、床上に設置された立位スタンド15により上下方向に移動自在に保持されている。X線源11は、X線源制御部17の制御に基づき、高電圧発生器16から印加される高電圧に応じてX線を発生するX線管18と、X線管18から発せられたX線のうち、被写体Hの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限する可動式のコリメータ19aを備えたコリメータユニット19とから構成されている。X線管18は、陽極回転型であり、電子放出源陰極としてのフィラメント図示せずから電子線を放出して、所定の速度で回転する回転陽極18aに衝突させることによりX線を発生する。この回転陽極18aの電子線の衝突部分がX線焦点18bとなる。X線源保持装置14は、天井に設置された天井レール図示せずにより水平方向z方向に移動自在に構成された台車部14aと、上下方向に連結された複数の支柱部14bとからなる。台車部14aには、支柱部14bを伸縮させて、X線源11の上下方向に関する位置を変更するモータ図示せずが設けられている。立位スタンド15は、床に設置された本体15aに、撮影部12を保持する保持部15bが上下方向に移動自在に取り付けられている。保持部15bは、上下方向に離間して配置された2つのプーリ15cの間に掛架された無端ベルト15dに接続され、プーリ15cを回転させるモータ図示せずにより駆動される。このモータの駆動は、操作者の設定操作に基づき、後述するコンソール13の制御装置20により制御される。また、立位スタンド15には、プーリ15cまたは無端ベルト15dの移動量を計測することにより、撮影部12の上下方向に関する位置を検出するポテンショメータ等の位置センサ図示せずが設けられている。この位置センサの検出値は、ケーブル等によりX線源保持装置14に供給される。X線源保持装置14は、供給された検出値に基づいて支柱部14bを伸縮させ、撮影部12の上下動に追従するようにX線源11を移動させる。コンソール13には、CPU、ROM、RAM等からなる制御装置20が設けられている。制御装置20には、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置21と、撮影部12により取得された画像データを演算処理してX線画像を生成する演算処理部22と、X線画像を記憶する記憶部23と、X線画像等を表示するモニタ24と、X線撮影システム10の各部と接続されるインターフェースI/F25とがバス26を介して接続されている。入力装置21としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等を用いることが可能であり、入力装置21の操作により、X線管電圧やX線照射時間等のX線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。モニタ24は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置20の制御により、X線撮影条件等の文字やX線画像を表示する。撮影部12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X線検出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TFTThinFilmTransistor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、テルビウム賦活酸化ガドリニウムGd2O2STbやタリウム賦活ヨウ化セシウムCsI:Tl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、X線の露光量や露光分布いわゆるシェーディングの補正や、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,31b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及び間隔d2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及び間隔d2は、次式1及び2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3で表される。式3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、AtsushiMomoseetalJapaneseJournalofAppliedPhysicsVol47No102008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4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5となり、上記距離L2を、次式6を満たす範囲の値に設定する。ただし、必ずしも上記距離L2は、式4ないし式6を満たす必要はなく、例えば撮影部12の薄型化の要請がない場合などには、式4ないし式6から外れる範囲の値も採り得る。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7及び8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9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10を満たす必要があり、更には、次式11を満たすことが好ましいここで、nは正の整数である。式10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11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12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13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14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から出力される画像データの各画素の信号、つまりは各画素40の信号の位相ズレ量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15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15から屈折角φが求まり、式14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、以下に説明する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。格子ピッチp2の整数分の1ずつ第2の吸収型格子32を移動させながらFPD30で縞画像を撮影し、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16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17の関係式を用いると、上記屈折角φxは、次式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、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18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、縞走査に伴う画素40の信号値の変化を示す。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。各画素40の信号の位相ズレ量ψから、式18に基づいて屈折角φxが求められ、そして、屈折角φxは、上記式14で示したように位相シフト分布Φxの微分量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。なお、位相シフト分布Φx,yを位相コントラスト画像とするものとして説明したが、位相シフト分布Φの微分量や、これに対応する値である屈折角φ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、位相シフト分布Φの微分量や屈折角φの2次元的な分布を位相コントラスト画像としてもよい。以下、位相シフト分布Φの微分量や屈折角φの2次元的な分布を画像としたものを微分位相画像と称する。図10は、モアレ縞、及びこのモアレ縞によって微分位相画像に表れるムラの一例を示す。微分位相画像には、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生じるモアレ縞の影響によってムラが生じる場合がある。このムラの勾配は、モアレ縞の周期方向とほぼ一致する。本X線撮影システム10は、X線の位相変化に対する感度を第1の吸収型格子31の周期方向x方向に有しており、モアレ縞の周期方向がx方向と交差するように、第1及び第2の吸収型格子の相対位置関係が調整されている。モアレ縞の周期方向をx方向と交差する方向に設定することによって、微分位相画像に表れるムラの勾配もまた、x方向と交差する方向に生じる。図示の例においては、モアレ縞の周期方向がx方向と略直交する略y方向に設定されFIG。10A、ムラの勾配もまた略y方向に生じているFIG.10B。モアレ縞の周期方向は、例えば、上述した相対回転機構50図6参照を用いて、第2の吸収型格子32を、光軸Aを中心として第1の吸収型格子31に対して回転させることによって適宜変更することができる。図11は、図10の微分位相画像の空間周波数スペクトルを示す。本X線撮影システム10では、微分位相画像に表れるムラを、周波数フィルタを用いて除去又は低減する。まず、微分位相画像に対してフーリエ変換を行うことにより、その空間周波数スペクトルを取得する。微分位相画像の空間周波数スペクトルには、位相情報被写体Hの位相シフト分布に由来する周波数成分60と、ムラに由来する周波数成分61とが含まれる。上述の通り、ムラの勾配を、x方向と交差する方向に生じさせることにより、周波数空間において、位相情報の周波数成分60とムラの周波数成分61とを分離することができる。微分位相画像の空間周波数スペクトルに対して、分離されたムラの周波数成分61をマスクする周波数フィルタFを適用し、ムラの周波数成分61を除去又は低減する。そのような周波数フィルタは、モアレ縞の周期方向の画像コントラスト変化に作用する。位相情報の周波数成分60とムラの周波数成分61とが分離されているので、上記の周波数フィルタが位相情報の周波数成分60に与える影響は抑制される。図示の例においては、モアレ縞の周期方向がx方向と略直交する略y方向に設定され、ムラの勾配もまた略y方向に生じており、周波数空間においては、y方向の周期的変化に対応するv軸上ないしv軸の近傍にムラの周波数成分61が位置する。一方で、X線の位相変化に対する感度をy方向には有していないため、位相情報の周波数成分60はv軸から外れて位置する。このように、モアレ縞の周期方向を位相感度方向と直交する方向に設定しておくことによって、位相情報の周波数成分60とムラの周波数成分61とを確実に分離することができ、位相情報の周波数成分60に影響を与えることなくムラの周波数成分61を除去又は低減することができる。そして、ムラの周波数成分60が除去又は低減された空間周波数スペクトルに対して逆フーリエ変換を行い、微分位相画像に復元する。それにより、ムラが除去又は低減された微分位相画像が得られる。以上の演算は、演算処理部22により行われ、演算処理部22は、ムラが除去又は低減された位相コントラスト画像を記憶部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がモニタ24に表示される。以上、説明したように、モアレ縞の周期方向を第1の吸収型格子31の周期方向と交差する方向に設定しており、モアレ縞に起因して微分位相画像に表れるムラもまた、第1の吸収型格子31の周期方向と交差する方向に生じることとなる。そして、モアレ縞の周期方向、つまりは、第1の吸収型格子31の周期方向と交差する方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いることによって、位相情報に影響を及ぼすことなくムラを除去ないし低減することができる。また、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に幾何学的に投影するため、照射X線には、高い空間的可干渉性は要求されず、X線源11として医療分野で用いられている一般的なX線源を用いることができる。そして、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の検出感度を向上させることができる。なお、上述したX線撮影システム10では、周波数空間において、微分位相画像の空間周波数スペクトルに対して周波数フィルタを適用し、微分位相画像に表れるムラを除去又は低減するものとして説明したが、この周波数フィルタに対応するコンボリューションフィルタを用いて、実空間において、微分位相画像に表れるムラを除去又は低減するようにしてもよい。また、上述した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、被写体がない状態で撮影プレ撮影して取得される放射線画像から微分位相画像を作成するようにしてもよい。この微分位相画像は、検出系の位相ムラを反映しているモアレによる位相ズレ、グリッドの不均一性、等が含まれている。そして、被写体がある状態で撮影メイン撮影して取得される放射線画像から微分位相画像を作成し、これからプレ撮影で得られた微分位相画像を引くことで、検出系の位相ムラを補正した微分位相画像を得ることが出来る。図12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12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13は、図12の放射線撮影システムの変形例を示す。図13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14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、上記第1実施形態のX線撮影システム10と異なる。その他の構成については、前述したX線撮影システム10と同一であるので説明は省略する。前述したX線撮影システム10では、X線源11から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19を満たすように設定する必要がある。上記式19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及び間隔d2は、次式20及び21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。上述のX線撮影システム10の第1及び第2の吸収型格子31,32は、X線遮蔽部31b,32bの周期配列方向が直線状すなわち、格子面が平面状となるように構成されているが、これに代えて、図15に示すように、格子面を曲面状に凹面化した第1及び第2の吸収型格子110,111を用いることもできる。この場合に、検出面が円筒面状のFPD112を用いることが好ましく、FPD112の検出面は、X線焦点18bを通りy方向に延びる直線を中心軸とする円筒面状とする。第1の吸収型格子110は、X線透過性でかつ湾曲した基板110aの表面に、複数のX線遮蔽部110bが所定のピッチp1で周期的に配列されている。各X線遮蔽部110bは、y方向に直線状に延伸しており、第1の吸収型格子110の格子面は、X線焦点18bを通りX線遮蔽部110bの延伸方向に延びる直線を中心軸とする円筒面に沿った形状となっている。同様に、第2の吸収型格子111は、X線透過性でかつ湾曲した基板111aの表面に、複数のX線遮蔽部111bが所定のピッチp2で周期的に配列されている。各X線遮蔽部111bは、y方向に直線状に延伸しており、第2の吸収型格子111の格子面は、X線焦点18bを通りX線遮蔽部111bの延伸方向に延びる直線を中心軸とする円筒面に沿った形状となっている。X線焦点18bから第1の吸収型格子110までの距離をL1、第1の吸収型格子110から第2の吸収型格子111までの距離をL2とした場合に、第1の吸収型格子110の格子ピッチp1及び第2の吸収型格子111の格子ピッチp2は、上記式1の関係を満たすように決定され、第1の吸収型格子110のスリット部の開口幅d1と第2の吸収型格子111のスリット部の開口幅d2は、上記式2の関係を満たすように決定される。第1及び第2の吸収型格子110,111の格子面を円筒面状とすることにより、X線焦点18bから照射されるX線は、被検体Hが存在しない場合、すべて格子面に垂直に入射することになるため、X線遮蔽部110bの厚みh1とX線遮蔽部111bの厚みh2との上限の制約が緩和され、上記式7及び8を考慮する必要がなくなる。上記の第1及び第2の吸収型格子110,111を用いたX線撮影システムでは、第1及び第2の吸収型格子110,111のいずれか一方を、X線焦点18bを中心として、格子面円筒面に沿った方向に移動させることにより上述の縞走査を行い、屈折角φを演算し、この屈折角φに基づいて位相シフト分布Φを得ることができる。前述の各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、下記1から8の放射線撮影システム、及び下記9の放射線撮影方法が開示されている。1第1の格子と、前記第1の格子を通過し、かつ被写体を透過して変調を受けた放射線によって形成される放射線像をマスキングする第2の格子と、前記第2の格子によってマスキングされた前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、前記放射線画像検出器によって取得された放射線画像に基づいて、前記被写体の微分位相画像を生成する演算処理部と、を備え、前記第1の格子及び前記第2の格子は、前記第1の格子の周期方向と交差する方向に周期を有するモアレ縞を前記放射線像に生じさせる相対位置関係に配置されており、前記演算処理部は、前記モアレ縞の周期方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いて前記微分位相画像のムラを除去又は低減するフィルタリング処理を行う放射線撮影システム。2上記1の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、周波数空間において前記フィルタリング処理を行う放射線撮影システム。3上記2の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、フーリエ変換を用いて前記微分位相画像の空間周波数スペクトルを取得し、周波数フィルタを用いて前記空間周波数スペクトルから前記ムラに対応する周波数成分を除去又は低減する放射線撮影システム。4上記1のの放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、実空間において前記フィルタリング処理を行う放射線撮影システム。5上記4の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、コンボリューションフィルタを用いて前記微分位相画像のムラを除去又は低減する放射線撮影システム。6上記1から5のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記モアレ縞の周期方向は、前記第1の格子の周期方向と略直交している放射線撮影システム。7上記1から6のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記第1の格子及び前記第2の格子は、互いに周期方向が90°未満の角度で交差するように配置されている放射線撮影システム。8上記7の放射線撮影システムであって、前記第1の格子及び前記第2の格子は、両格子を通過する放射線の光軸まわりに相対回転可能である放射線撮影システム。9第1の格子を通過し、かつ被写体を透過して変調を受けた放射線によって形成され、第2の格子によってマスキングされた放射線像を検出して前記被写体の微分位相画像を生成する放射線撮影方法であって、前記第1の格子及び前記第2の格子の相対位置関係を調整し、前記第1の格子の周期方向と交差する方向に周期を有するモアレ縞を前記放射線像に生じさせ、前記モアレ縞の周期方向の画像コントラスト変化に作用するフィルタを用いて前記位相微分画像のムラを除去又は低減する放射線撮影方法。"