"放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像を取得する撮影部と、前記撮影部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位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、を備え、前記演算処理部は、前記放射線画像から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成する吸収画像生成処理と、前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のDC成分が除去された空間周波数スペクトルを取得する空間周波数処理と、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域を分離し、分離された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行っ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処理と、を実行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、前記空間周波数処理において、前記放射線画像から前記吸収画像を減算又は除算し、前記吸収画像が減算又は除算された前記放射線画像に対してフーリエ変換を行うことにより、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルを取得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、前記空間周波数処理において、前記放射線画像及び前記吸収画像に対してフーリエ変換をそれぞれ行って各々の空間周波数スペクトルを取得し、取得された前記画像の空間周波数スペクトルから前記吸収画像の空間周波数スペクトルを減算することにより、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルを取得する放射線撮影システム。請求項1から3のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、前記撮影部は、放射線を検出する画素が2方向に配列された受像部を有する検出器を含んでおり、前記演算処理部は、前記吸収画像生成処理において、前記各画素の画素値を、前記画素の配列方向のうち前記周期パターンと交差する交差方向に平滑化することによって前記吸収画像を生成する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、前記吸収画像生成処理において、前記交差方向に隣り合う複数の画素を一単位として、単位を構成する複数の画素毎に、それら複数の画素を用いて平滑化処理する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、前記吸収画像生成処理において、画素毎に、その画素と該画素に前記交差方向に隣り合う少なくとも1つの画素とを用いて平滑化処理する放射線撮影システム。請求項5又は6に記載の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記平滑化処理において、3以上の複数の画素を用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、前記演算処理部は、前記平滑化処理において、その平滑化処理に用いられる複数の画素の画素値を所定の補間曲線によって補完して該補間曲線の平均を求め、求めた平均値をその平滑化処理において平滑化される画素の画素値とする放射線撮影システム。請求項5又は6に記載の放射線撮影システムであって、前記画素の配列方向のうち前記周期パターンと交差する方向において、前記周期パターンの周期が前記画素の周期の整数倍であって、前記演算処理部は、前記平滑化処理において、前記周期パターンのn周期分ただし、nは自然数の領域に含まれる複数の画素を用いる放射線撮影システム。請求項9に記載の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記平滑化処理において、その平滑化に用いられる複数の画素の画素値の平均を求め、求めた平均値をその平滑化処理において平滑化される画素の画素値とする放射線撮影システム。請求項1から10のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記位相コントラスト画像生成処理において、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルから、前記周期パターンの基本周波数成分を含み、かつ周波数空間における原点を含む周波数領域を分離する放射線撮影システム。請求項1から10のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記位相コントラスト画像生成処理において、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルから、前記周期パターンの基本周波数成分を含み、かつ周波数空間における少なくとも一方の座標軸を跨ぐ周波数領域を分離する放射線撮影システム。請求項1から10のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記位相コントラスト画像生成処理において、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルから、前記周期パターンの基本周波数成分を含み、かつ周波数空間における少なくとも一方の座標軸に隣接する境界を有する周波数領域を分離する放射線撮影システム。請求項1から13のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、前記撮影部は、高放射線吸収部及び低放射線吸収部が交互に設けられた第1の格子及び第2の格子を含み、前記周期パターンは、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に前記第2の格子が重ね合わされることによって形成されるモアレ縞である放射線撮影システム。請求項1から13のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、前記撮影部は、高放射線吸収部及び低放射線吸収部が交互に設けられた第1の格子を含み、前記周期パターンは、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周期パターンである放射線撮影システム。放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像に基づいて前記被写体の位相コントラスト画像を生成する放射線撮影方法であって、前記放射線画像から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成し、前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のDC成分が除去された空間周波数スペクトルを取得し、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域を分離し、分離された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って位相コントラスト画像を生成する放射線撮影方法。コンピュータに、放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成する画像生成処理と、前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のDC成分が除去された空間周波数スペクトルを取得する空間周波数処理と、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域を分離し、分離された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行っ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処理と、を実行させるプログラム。フーリエ変換及び逆フーリエ変換を用いたモアレ縞の解析方法において、分離する周波数領域をなるべく広くとることによって空間分解能が高まることが知られている。しかし、モアレ縞をフーリエ変換して得られる空間周波数スペクトルには、周波数空間の座標軸上に広がるDC成分が存在する。このDC成分は、例えばX線画像検出器の画素配列や、回折格子の透過率ムラや、被写体に起因して生じ得る。分離する周波数領域を広くとりすぎると、このDC成分を含んでしまい、その影響で正確な位相シフト微分像が得られなくなる虞がある。本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、フーリエ変換及び逆フーリエ変換を用いて被写体の位相情報を取得する放射線位相イメージングにおいて、空間分解能を高めると共に位相復元精度を高めることを目的とする。1放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像を取得する撮影部と、前記撮影部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位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、を備え、前記演算処理部は、前記放射線画像から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成する吸収画像生成処理と、前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のDC成分が除去された空間周波数スペクトルを取得する空間周波数処理と、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域を分離し、分離された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行っ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処理と、を実行する放射線撮影システム。2放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像に基づいて前記被写体の位相コントラスト画像を生成する放射線撮影方法であって、前記放射線画像から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成し、前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のDC成分が除去された空間周波数スペクトルを取得し、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域を分離し、分離された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って位相コントラスト画像を生成する放射線撮影方法。本発明によれば、放射線画像の周波数スペクトルからDC成分が除去されており、逆フーリエ変換を行う際に、不要な周波数成分を含むことなく、分離する周波数領域を拡大することができる。それにより、空間分解能を高めると共に位相復元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を生成するコンソール13とに大別される。X線源11は、天井から吊り下げられたX線源保持装置14により上下方向x方向に移動自在に保持されている。撮影部12は、床上に設置された立位スタンド15により上下方向に移動自在に保持されている。X線源11は、X線源制御部17の制御に基づき、高電圧発生器16から印加される高電圧に応じてX線を発生するX線管18と、X線管18から発せられたX線のうち、被写体Hの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限する可動式のコリメータ19aを備えたコリメータユニット19とから構成されている。X線管18は、陽極回転型であり、電子放出源陰極としてのフィラメント図示せずから電子線を放出して、所定の速度で回転する回転陽極18aに衝突させることによりX線を発生する。この回転陽極18aの電子線の衝突部分がX線焦点18bとなる。X線源保持装置14は、天井に設置された天井レール図示せずにより水平方向z方向に移動自在に構成された台車部14aと、上下方向に連結された複数の支柱部14bとからなる。台車部14aには、支柱部14bを伸縮させて、X線源11の上下方向に関する位置を変更するモータ図示せずが設けられている。立位スタンド15は、床に設置された本体15aに、撮影部12を保持する保持部15bが上下方向に移動自在に取り付けられている。保持部15bは、上下方向に離間して配置された2つのプーリ15cの間に掛架された無端ベルト15dに接続され、プーリ15cを回転させるモータ図示せずにより駆動される。このモータの駆動は、操作者の設定操作に基づき、後述するコンソール13の制御装置20により制御される。また、立位スタンド15には、プーリ15c又は無端ベルト15dの移動量を計測することにより、撮影部12の上下方向に関する位置を検出するポテンショメータ等の位置センサ図示せずが設けられている。この位置センサの検出値は、ケーブル等によりX線源保持装置14に供給される。X線源保持装置14は、供給された検出値に基づいて支柱部14bを伸縮させ、撮影部12の上下動に追従するようにX線源11を移動させる。コンソール13には、CPU、ROM、RAM等からなる制御装置20が設けられている。制御装置20には、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置21と、撮影部12により取得された画像データを演算処理してX線画像を生成する演算処理部22と、X線画像を記憶する記憶部23と、X線画像等を表示するモニタ24と、X線撮影システム10の各部と接続されるインターフェースI/F25とがバス26を介して接続されている。入力装置21としては、例えば、スイッチ、タッチパネル、マウス、キーボード等を用いることが可能であり、入力装置21の操作により、X線管電圧やX線照射時間等のX線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。モニタ24は、液晶ディスプレイ等からなり、制御装置20の制御により、X線撮影条件等の文字やX線画像を表示する。撮影部12には、半導体回路からなる放射線画像検出器FPD:FlatPanelDetector30、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。図3は、FPD30の構成を模式的に示す。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、撮影部12の構成を模式的に示す。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高放射線吸収部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高放射線吸収部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、上記間隔d1,d2の領域であるスリット部低放射線吸収部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。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’と第2の吸収型格子32の格子ピッチp2’との微小な差異により、FPD30上における画像コントラストはモアレ縞を含む。このモアレ縞のx方向に関する周期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、画素40の配列ピッチ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、画素40の配列ピッチPをモアレ周期Tより小さくすることを意味している。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、画素40の配列ピッチ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’と第2の吸収型格子32の格子ピッチ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を変更する方法を模式的に示す。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、第2の吸収型格子32の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、第2の吸収型格子32の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。モアレ縞の周期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。そして、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。屈折角φxは、式13で示したように位相シフト分布の微分値に対応する値であるため、屈折角φxをx軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φxが得られる。なお、上記の説明では、画素40のy方向に関するy座標を考慮していないが、各y座標について同様の演算を行うことにより、x方向及びy方向における2次元的な位相シフト分布Φx,yが得られる。ここで、第1及び第2の吸収型格子31、32によって形成されるモアレ縞は次式14で表すことができ、式14は次式15に書き換えることができる。式14において、ax,yはバックグラウンドを表し、bx,yはモアレ縞の基本周波数成分の振幅を表し、f0はモアレ縞の基本周波数を表す。また式15において、cx,yは次式16で表される。従って、モアレ縞からcx,y又はcx,yの成分を取り出すことによって屈折角φx,yの情報を得ることができる。ここで、式15はフーリエ変換によって次式17となる。式17において、Ifx,fy、Afx,fy、Cfx,fyは、それぞれI、ax,y、cx,yに対する2次元のフーリエ変換である。第1及び第2の吸収型格子31,32のような1次元格子を使用した場合に、モアレ縞の空間周波数スペクトルには、典型的には、Afx,fyに由来するDC成分のピークと、これを挟んでCfx,fy及びCfx,fyに由来するモアレの基本周波数成分のピークとの3つのピークが生じる。Afx,fyに由来するピークは原点に、また、Cfx,fy及びCfx,fyに由来するピークは±f0の位置に生じる。モアレ縞の空間周波数スペクトルから屈折角φx、yを得るには、モアレ縞の基本周波数成分のピークを含む領域を切り出し、ピークが周波数空間の原点に重なるように切り出した領域を移動させ、逆フーリエ変換を行う。そして、逆フーリエ変換によって得られる複素数情報から屈折角φx,yを得ることができる。図8は、モアレ縞の一例を模式的に示す。図8において、符号60はモアレ縞の明部、符号61はモアレ縞の暗部をそれぞれ示し、明部60及び暗部61はx方向に交互に並んでいる。なお、上記の相対回転機構50図6参照によって第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、明部60及び暗部61は、x方向と交差する斜め方向に並ぶ場合もある。図9は、図8に示すモアレ縞を、フーリエ変換の一種である高速フーリエ変換FFT:FastFourierTransform処理することによって得られる空間周波数スペクトルを示す。上述のとおり、モアレ縞の空間周波数スペクトルから逆フーリエ変換を用いて屈折角φx、yを得る際には、基本周波数成分62のピークを中心とする領域例えば、図中破線Aで囲まれる領域が切り出されるが、切り出される領域が大きいほど、逆フーリエ変換によって実空間に変換される際の空間分解能が高くなる。ここで、モアレ縞の空間周波数スペクトルには、モアレ縞の基本周波数成分62の他に、DC成分63が存在しており、DC成分63が切り出し領域に含まれると、その影響で位相シフト分布の復元精度が低下する。そこで、FPD30によって検出されるモアレ縞を含んだ放射線画像からモアレ縞を除去した吸収画像を生成し、これを用いて、モアレ縞の空間周波数スペクトルに含まれるDC成分を除去する。まず、吸収画像の生成方法について説明する。図10は、吸収画像の生成方法の一例を示す。画素40の配列方向x方向及びy方向のうち、モアレ縞と交差する方向図8に示すモアレ縞においてx方向に互いに隣り合う3つ以上の画素40を単位とし、単位毎に、1単位を構成する複数の画素40の画素値Iを正弦曲線で補間する。正弦曲線による補間は3点あれば足りるため、互いに隣り合う3つ以上の画素40を単位とする。そして、この正弦曲線の平均値をそれらの画素40の画素値とする平滑化処理を行う。それにより、モアレが除去された吸収画像を生成することができる。図11は、吸収画像の生成方法の他の例を示す。まず、画素40の配列方向のうち、モアレ縞と交差する方向図8に示すモアレ縞においてx方向に関するモアレ縞のモアレ周期Tを求める。モアレ周期Tは、例えばFPD30によって検出されるモアレ縞を含んだ放射線画像から直接見積もってもよいし、また、この放射線画像に対してフーリエ変換処理を行うことにより得られる空間周波数スペクトルから求めてもよい。モアレ周期Tが、画素40のx方向に関する配列ピッチPの整数倍である場合に、モアレ縞のn周期分ここで、nは自然数であるのx方向に互いに隣り合う複数の画素40を単位とする。そして、単位毎に、1単位を構成する複数の画素40の画素値の平均値をそれらの画素40の画素値とする平滑化処理を行う。それにより、モアレ縞が除去された吸収画像を生成することができる。これによれば、正弦曲線による補間を要しないので、吸収画像の生成が容易となる。なお、空間分解能の観点から、モアレ縞の1周期分の複数の画素40を単位として上記の平滑化処理を行うことが好ましい。なお、モアレ縞が除去された吸収画像の生成方法は上述の方法に限られず、画素40の配列方向のうち、モアレ縞と交差する方向図8に示すモアレ縞においてx方向について、画素毎に、近接画素の画素値を用いて平滑化処理を行ってもよい。例えば、画素40のx方向の並びにおいて、k番目の画素40をm個の画素で平滑化する場合、k番目の画素40の画素値をIkとして、Ik,Ik1,,Ikm1のm個の画素値を用いて、前述の平滑化処理を行えばよい。また、モアレ縞の基本周波数以上又は基本周波数近傍の周波数成分を抑える周波数処理によってもモアレ縞が除去された吸収画像を生成することができる。図12は、位相コントラスト画像の生成処理の一例のフローを示す。まず、FPD30によって検出されたモアレ縞を含む放射線画像から吸収画像を生成するステップS1。次いで、放射線画像及び吸収画像に対してフーリエ変換処理を行い、各々の空間周波数スペクトルを取得するステップS2。放射線画像の空間周波数スペクトルには、モアレ縞の基本周波数成分及びDC成分が含まれる。一方、モアレ縞が除去された吸収画像の空間周波数スペクトルには、DC成分のみが含まれる。次いで、放射線画像の空間周波数スペクトルから、吸収画像の空間周波数スペクトルを減算するステップS3。これにより、DC成分が除去されたモアレ縞の空間周波数スペクトルが得られる。DC成分は、被写体Hにも起因して生じるが、吸収画像には被写体Hが含まれており、被写体Hのない背景画像の空間周波数スペクトルを減算する場合に比べて、より正確にDC成分を除去することができる。次いで、DC成分が除去された空間周波数スペクトルから、モアレ縞の基本周波数成分のピークを中心とする所定の領域を切り出すステップS4。DC成分が除去されているので、そのピークが位置していた周波数空間の原点を含むような切り出し領域例えば、図9の破線Aで囲まれる領域の設定が可能となる。次いで、モアレ縞の基本周波数成分のピークが周波数空間の原点に重なるように、切り出された領域を移動させ、逆フーリエ変換を行うステップS5。そして、逆フーリエ変換によって得られる複素数情報から屈折角φx,yを得るステップS6。そして、得られた屈折角φx、yより求まる位相シフト分布の微分量をx軸に沿って積分し、同様の演算を各y座標について行うことにより、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を得るステップS7。図13は、位相コントラスト画像の生成処理の他の例のフローを示す。まず、FPD30によって検出されたモアレ縞を含む放射線画像から吸収画像を生成するステップSS1。次いで、放射線画像から吸収画像を減算するステップSS2。次いで、吸収画像が減算された放射線画像に対してフーリエ変換処理を行い、その空間周波数スペクトルを取得するステップSS3。予め吸収画像が減算されているため、この空間周波数スペクトルには、DC成分は含まれていない。次いで、DC成分が除去されたモアレ縞の空間周波数スペクトルから、モアレ縞の基本周波数成分のピークを中心とする所定の領域を切り出すステップSS4。DC成分が除去されているので、そのピークが位置していた周波数空間の原点を含むような切り出し領域例えば、図9の破線Aで囲まれる領域の設定が可能となる。次いで、モアレの基本周波数成分のピークが周波数空間の原点に重なるように、切り出された領域を移動させ、逆フーリエ変換を行うステップSS5。そして、逆フーリエ変換によって得られる複素数情報から屈折角φx,yを得るステップSS6。そして、得られた屈折角φx、yより求まる位相シフト分布の微分量をx軸に沿って積分し、同様の演算を各y座標について行うことにより、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を得るステップSS7。このように、吸収画像が予め減算された放射線画像に対してフーリエ変換を行って空間周波数スペクトルを得るようにすれば、放射線画像及び吸収画像に対してフーリエ変換処理を行って各々の空間周波数スペクトルを取得し、放射線画像の空間周波数スペクトルから吸収画像の空間周波数スペクトルを減算する場合に比べて、演算負荷を軽減することができる。なお、放射線画像から吸収画像を減算することに替えて、放射線画像を吸収画像で除算して正規化するようにしてもよく、それによっても、DC成分が除去された空間周波数スペクトルを得ることができる。以上の処理は、演算処理部22により行われ、演算処理部22は、位相シフト分布Φx,yを画像化した位相コントラスト画像を記憶部23に記憶させる。上述した位相コントラスト画像の生成処理は、入力装置21から操作者により撮影指示がなされた後、制御装置20の制御に基づいて各部が連係動作して自動的に行われ、最終的に被写体Hの位相コントラスト画像がモニタ24に表示される。以上、説明したように、放射線画像の周波数スペクトルからDC成分が除去されており、逆フーリエ変換を行う際に、不要な周波数成分を含むことなく、分離する周波数領域を拡大することができる。それにより、空間分解能を高めると共に位相復元精度を高めることができる。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は、第1の格子の投影像に対して第2の格子を重ね合わせてモアレ縞を生じさるものであって、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第2の格子を重ね合わせてモアレ縞を生じさせる場合にも、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、位相シフト分布Φを画像化したものを位相コントラスト画像として記憶ないし表示するものとして説明したが、位相シフト分布Φは、屈折角φより求まる位相シフト分布Φの微分量を積分したものであって、屈折角φ及び位相シフト分布Φの微分量もまた被写体によるX線の位相変化に関連している。よって、屈折角φを画像化したもの、また、位相シフトの微分量を画像化したものも位相コントラスト画像に含まれる。また、被写体がない状態で撮影プレ撮影して取得されるモアレ縞に対して、上述の位相コントラスト画像の生成処理を行い、位相コントラスト画像を取得するようにしてもよい。この位相コントラスト画像は、例えば第1及び第2の吸収型格子31,32の不均一性等によって生じる位相ムラ初期位相のズレを反映している。このプレ撮影における位相コントラスト画像を、被写体がある状態で撮影メイン撮影して取得される位相コントラスト画像から減算することで、撮像部12の位相ムラを補正した位相コントラスト画像を得ることが出来る。また、FPD30の画素40の配列ピッチPは、典型的には、G1像のパターン周期p1’第1の吸収型格子31の格子ピッチp1よりも大きく、FPD30はG1像の周期パターンを解像できないため、第2の吸収型格子32を用いてモアレ縞を形成し、被写体Hによるモアレ縞の変調を解析して位相コントラスト画像を生成するようにしているが、G1像を解像可能な画素の配列ピッチがG1像のパターン周期より十分に小さいFPDやその他のX線画像検出器を用いる場合には、被写体HによるG1像の周期パターンを直接解析して位相コントラスト画像を生成することができる。その場合に、第2の吸収型格子32を省くことができる。また、位相コントラスト画像の生成処理において、逆フーリエ変換を行う際に周波数空間の原点を含む周波数領域を切り出すものとして説明したが、図14に示すように、周波数空間の少なくとも一方の座標軸に隣接する境界を有する周波数領域Aを切り出すようにしてもよいし、また、図15に示すように、少なくとも一方の座標軸を跨ぐ周波数領域Aを切り出すようにしてもよい。いずれの場合にも、空間周波数スペクトルからDC成分が除去されていることによって、切り出される周波数領域Aには不要な周波数成分が含まれず、DC成分を避けるように周波数領域を切り出す場合に比べて、切り出される周波数領域を拡大することができる。それにより、空間分解能を高めると共に位相復元精度を高めることができる。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を示す。図16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17は、図16の放射線撮影システムの変形例を示す。図17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。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18は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。X線撮影システム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18を満たすように設定する必要がある。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及び間隔d2は、次式19及び20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。上述した各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、下記1から15の放射線撮影システム、及び下記16の放射線撮影方法、並びに下記17のプログラムが開示されている。1放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像を取得する撮影部と、前記撮影部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位相コントラスト画像を生成する演算処理部と、を備え、前記演算処理部は、前記放射線画像から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成する吸収画像生成処理と、前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のDC成分が除去された空間周波数スペクトルを取得する空間周波数処理と、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域を分離し、分離された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行っ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処理と、を実行する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、前記空間周波数処理において、前記放射線画像から前記吸収画像を減算又は除算し、前記吸収画像が減算又は除算された前記放射線画像に対してフーリエ変換を行うことにより、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルを取得する放射線撮影システム。3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、前記空間周波数処理において、前記放射線画像及び前記吸収画像に対してフーリエ変換をそれぞれ行って各々の空間周波数スペクトルを取得し、取得された前記画像の空間周波数スペクトルから前記吸収画像の空間周波数スペクトルを減算することにより、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルを取得する放射線撮影システム。4上記1から3のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記撮影部は、放射線を検出する画素が2方向に配列された受像部を有する検出器を含んでおり、前記演算処理部は、前記吸収画像生成処理において、前記各画素の画素値を、前記画素の配列方向のうち前記周期パターンと交差する交差方向に平滑化することによって前記吸収画像を生成する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、前記吸収画像生成処理において、前記交差方向に隣り合う複数の画素を一単位として、単位を構成する複数の画素毎に、それら複数の画素を用いて平滑化処理する放射線撮影システム。6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、前記吸収画像生成処理において、画素毎に、その画素と該画素に前記交差方向に隣り合う少なくとも1つの画素とを用いて平滑化処理する放射線撮影システム。7上記5又は6の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記平滑化処理において、3以上の複数の画素を用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、前記演算処理部は、前記平滑化処理において、その平滑化処理に用いられる複数の画素の画素値を所定の補間曲線によって補完して該補間曲線の平均を求め、求めた平均値をその平滑化処理において平滑化される画素の画素値とする放射線撮影システム。9上記5又は6の放射線撮影システムであって、前記画素の配列方向のうち前記周期パターンと交差する方向において、前記周期パターンの周期が前記画素の周期の整数倍であって、前記演算処理部は、前記平滑化処理において、前記周期パターンのn周期分ただし、nは自然数の領域に含まれる複数の画素を用いる放射線撮影システム。10上記9の放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記平滑化処理において、その平滑化に用いられる複数の画素の画素値の平均を求め、求めた平均値をその平滑化処理において平滑化される画素の画素値とする放射線撮影システム。11上記1から10のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記位相コントラスト画像生成処理において、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルから、前記周期パターンの基本周波数成分を含み、かつ周波数空間における原点を含む周波数領域を分離する放射線撮影システム。12上記1から10のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記位相コントラスト画像生成処理において、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルから、前記周期パターンの基本周波数成分を含み、かつ周波数空間における少なくとも一方の座標軸を跨ぐ周波数領域を分離する放射線撮影システム。13上記1から10のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記演算処理部は、前記位相コントラスト画像生成処理において、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルから、前記周期パターンの基本周波数成分を含み、かつ周波数空間における少なくとも一方の座標軸に隣接する境界を有する周波数領域を分離する放射線撮影システム。14上記1から13のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記撮影部は、高放射線吸収部及び低放射線吸収部が交互に設けられた第1の格子及び第2の格子を含み、前記周期パターンは、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に前記第2の格子が重ね合わされることによって形成されるモアレ縞である放射線撮影システム。15上記1から13のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記撮影部は、高放射線吸収部及び低放射線吸収部が交互に設けられた第1の格子を含み、前記周期パターンは、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周期パターンである放射線撮影システム。16放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像に基づいて前記被写体の位相コントラスト画像を生成する放射線撮影方法であって、前記放射線画像から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成し、前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のDC成分が除去された空間周波数スペクトルを取得し、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域を分離し、分離された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って位相コントラスト画像を生成する放射線撮影方法。17コンピュータに、放射線照射野に配置される被写体によって変調を受けた周期パターンを含む放射線画像から前記周期パターンが除去された吸収画像を生成する画像生成処理と、前記放射線画像及び前記吸収画像に基づき、フーリエ変換を用いて前記放射線画像のDC成分が除去された空間周波数スペクトルを取得する空間周波数処理と、DC成分が除去された前記空間周波数スペクトルから前記周期パターンの基本周波数成分を含む周波数領域を分離し、分離された前記周波数領域に対して逆フーリエ変換を行っ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処理と、を実行させるプログラム。"