"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、格子構造が周期的に配置され、前記第1の周期パターン像が入射されて第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を備えた放射線画像撮影装置であって、前記第1および第2の格子を透過した放射線が前記放射線画像検出器内に納まるように前記放射線画像検出器の検出面内方向の位置を調整する検出器位置調整機構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。前記放射線画像検出器の大きさの情報を取得する検出器情報取得部を備え、前記検出器位置調整機構が、前記検出器情報取得部によって取得された情報に基づいて、前記放射線画像検出器の位置を調整するものであることを特徴とする請求項2記載の放射線画像撮影装置。前記第1および第2の格子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から3いずれか1項記載の放射線画像撮影装置。前記第1および第2の格子の少なくとも一方の大きさの情報を取得する格子情報取得部を備え、前記格子位置調整機構が、前記格子情報取得部によって取得された情報に基づいて、前記第1および第2の格子の位置を調整するものであることを特徴とする請求項4記載の放射線画像撮影装置。前記格子位置調整機構が、前記放射線の照射中心が前記第1および第2の格子の中央を略垂直に透過するように前記第1および第2の格子の位置を調整するものであることを特徴とする請求項5記載の放射線画像撮影装置。前記検出器位置調整機構が、前記第1および第2の格子を透過した放射線の前記放射線画像検出器上における照射範囲が前記放射線画像検出器の中央となるように前記放射線画像検出器の位置を調整する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。拡大撮影における拡大率の入力を受け付けて取得する拡大率取得部と、該拡大率取得部において取得された拡大率に応じて、前記放射線画像検出器を被写体に対して相対的に離接する方向に移動させる拡大撮影移動機構とを備え、前記検出器位置調整機構が、前記拡大率取得部によって取得された拡大率に基づいて前記放射線画像検出器の位置を調整するものであることを特徴とする請求項1から7いずれか1項記載の放射線画像撮影装置。前記検出器位置調整機構が、撮影台上における被写体の位置に応じて前記放射線画像検出器を移動させる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。前記検出器位置調整機構が、前記放射線画像検出器を移動させる検出器移動機構を備えたものであることを特徴とする請求項1から9いずれか1項記載の放射線画像撮影装置。前記検出器位置調整機構が、前記放射線画像検出器の位置を所定の位置に決定するような形状で形成された検出器位置調整部材を備えたものであることを特徴とする請求項1から9いずれか1項記載の放射線画像撮影装置。前記格子位置調整機構が、前記第1および第2の格子を移動させる格子移動機構を備えたものであることを特徴とする請求項5または6記載の放射線画像撮影装置。前記格子位置調整機構が、前記第1および第2の格子の位置を所定の位置に決定するような形状で形成された格子位置調整部材を備えたものであることを特徴とする請求項5または6記載の放射線画像撮影装置。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、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用いて画像を生成する画像生成部とを備えたものであることを特徴とする請求項1から14いずれか1項記載の放射線画像撮影装置。前記第1の格子と前記第2の格子とが、前記第1の格子によって形成される前記第1の周期パターン像の延伸方向と前記第2の格子の延伸方向とが相対的に傾くように配置されたものであり、被写体への前記放射線の照射により前記放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号を用いて画像を生成する画像生成部を備えたものであることを特徴とする請求項1から14いずれか1項記載の放射線画像撮影装置。前記画像生成部が、前記放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号に基づいて、互いに異なる画素行の群から読み出された放射線画像信号を互いに異なる縞画像の放射線画像信号として取得し、該取得した複数の縞画像の放射線画像信号に基づいて画像を生成するものであることを特徴とする請求項15記載の放射線画像撮影装置。被写体への前記放射線の照射により前記放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号に対してフーリエ変換処理を施し、該フーリエ変換処理の結果に基づいて位相コントラスト画像を生成する画像生成部を備えたものであることを特徴とする請求項1から14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、格子構造が周期的に配置され、前記第1の周期パターン像が入射されて第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を備えた放射線画像撮影装置を用いて放射線画像を取得する方法において、前記第1および第2の格子を透過した放射線が前記放射線画像検出器内に納まるように前記放射線画像検出器の検出面内方向の位置を検出器位置調整機構によって調整することを特徴とする放射線画像取得方法。ここで、第1および第2の格子は、放射線源から射出された放射線が略垂直に入射するように配置しなければ、放射線が格子に斜めに入射することになり、この斜入射によって格子のグリッドによる放射線のケラレが生じる。このような放射線のケラレが生じると、格子に放射線が垂直に入射したときよりも格子を透過する放射線の強度が低下してしまう。そして、上述のX線位相画像撮影装置において、位相コントラスト画像は、X線が被写体を通した時のX線の波面の位相変化を、2つの格子によって発生するモアレ強度の変化を計測することで再構成される。しかし、上述したように格子を透過した時点での放射線の強度が低下すると上記モアレを撮影した画像のS/Nが劣化するため、位相コントラスト画像を再構成する際の演算誤差となり、位相コントラスト画像のコントラストや解像度の著しい低下を来す虞がある。また、この放射線のケラレによる放射線の強度低下が位相コントラスト画像に及ぼす影響は、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を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、被写体に対してX線の入射角度を変えながら複数枚撮影を行った後、画像を再構成するCTComputedTomographyやトモシンセシス等や、被写体に対してX線のエネルギーを変えながら複数枚撮影を行った後に画像を再構成するエネルギーサブトラクション等と比較してもその影響は大きい。上述した位相コントラスト画像の撮影は、被写体で発生するX線の波面の位相変化による、放射線画像検出器上で数μm程度の僅かなX線の位置ずれをモアレ画像から計測するが、被写体の画像自体にはほとんど変化はない。一方、CTやトモシンセシス等のX線の入射角度を変えて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ような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を撮影し、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のコントラストが大きく変わるため、エネルギーサブトラクション画像と比較しても位相コントラスト画像の方がわずかな画像変化に対する影響は大きなものとなる。上記のような理由によって第1および第2の格子は、放射線源から射出された放射線が略垂直に入射するように配置することが好ましいが、このように配置された第1および第2の格子に対し、上述した種々の大きさの放射線画像撮影用カセッテが用いられた場合、放射線画像検出器の大きさに対して、格子の大きさは小さいものであるため、その大きさによっては第1および第2の格子を透過した放射線が検出器内に納まらなかったり、検出器の端の方によってしまうことがあり、適切な位相コントラスト画像を撮影できない問題がある。また、放射線画像検出器の大きさが変わった場合だけでなく、2つの回折格子と放射線源が被写体の位置に応じて移動した場合にも同じ問題が生じ得る。なお、特許文献1には、放射線源の移動に合わせて放射線画像検出器を移動させることが記載されているが、上述したような第1および第2の格子による放射線のケラレの問題や、大きさの異なるカセッテを利用することや、そのようなカセッテを用いた場合に、格子を透過した放射線が検出器内に納まらない場合があるという課題があることについては一切考慮されていない。また、特許文献2には、タルボ干渉計方式、タルボロー干渉計方式、屈折コントラスト方式の3つの方式を切り換えて撮影を行う装置において、2つの回折格子を離脱可能にすることにより、回折格子を使用しない屈折コントラスト方式と回折格子を使用するタルボ干渉計方式とを切り替えることが提案されているが、2つの回折格子を使用したときに、格子を透過した放射線が検出器内に納まらない場合があるという課題があることについては一切考慮されていない。本発明は、上記事情に鑑み、第1および第2の格子において格子に入射した放射線のケラレを低減し、また第1および第2の格子を透過した放射線に欠損を生じさせることなく放射線画像検出器によって検出し、より適切な位相コントラスト画像を取得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、格子構造が周期的に配置され、第1の周期パターン像が入射されて第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を備えた放射線画像撮影装置であって、第1および第2の格子を透過した放射線が放射線画像検出器内に納まるように放射線画像検出器の検出面内方向の位置を調整する検出器位置調整機構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、放射線画像検出器を着脱可能に構成することができる。また、放射線画像検出器の大きさの情報を取得する検出器情報取得部を設け、検出器位置調整機構を、検出器情報取得部によって取得された情報に基づいて、放射線画像検出器の位置を調整するものとできる。また、第1および第2の格子を着脱可能に構成することができる。また、第1および第2の格子の少なくとも一方の大きさの情報を取得する格子情報取得部を設け、格子位置調整機構を、格子情報取得部によって取得された情報に基づいて、第1および第2の格子の位置を調整するものとできる。また、格子位置調整機構を、放射線の照射中心が第1および第2の格子の中央を略垂直に透過するように第1および第2の格子の位置を調整するものとできる。また、検出器位置調整機構を、第1および第2の格子を透過した放射線の放射線画像検出器上における照射範囲が放射線画像検出器の中央となるように放射線画像検出器の位置を調整するものとできる。また、拡大撮影における拡大率の入力を受け付けて取得する拡大率取得部と、拡大率取得部において取得された拡大率に応じて、放射線画像検出器を被写体に対して相対的に離接する方向に移動させる拡大撮影移動機構とを設け、検出器位置調整機構を、拡大率取得部によって取得された拡大率に基づいて放射線画像検出器の位置を調整するものとできる。また、検出器位置調整機構を、撮影台上における被写体の位置に応じて放射線画像検出器を移動させるものとできる。また、検出器位置調整機構を、放射線画像検出器を移動させる検出器移動機構を備えたものとできる。また、検出器位置調整機構を、放射線画像検出器の位置を所定の位置に決定するような形状で形成された検出器位置調整部材を備えたものとできる。また、格子位置調整機構を、第1および第2の格子を移動させる格子移動機構を備えたものとできる。また、格子位置調整機構を、第1および第2の格子の位置を所定の位置に決定するような形状で形成された格子位置調整部材を備えたものとできる。また、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、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用いて画像を生成する画像生成部とを設けることができる。また、第1の格子と第2の格子とを、第1の格子によって形成される第1の周期パターン像の延伸方向と第2の格子の延伸方向とが相対的に傾くように配置し、被写体への放射線の照射により放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号を用いて画像を生成する画像生成部を設けることができる。また、画像生成部を、放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号に基づいて、互いに異なる画素行の群から読み出された放射線画像信号を互いに異なる縞画像の放射線画像信号として取得し、その取得した複数の縞画像の放射線画像信号に基づいて画像を生成するものとできる。また、被写体への放射線の照射により放射線画像検出器によって検出された放射線画像信号に対してフーリエ変換処理を施し、そのフーリエ変換処理の結果に基づいて位相コントラスト画像を生成する画像生成部を設けることができる。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、格子構造が周期的に配置され、第1の周期パターン像が入射されて第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を備えた放射線画像撮影装置を用いて放射線画像を取得する方法において、第1および第2の格子を透過した放射線が放射線画像検出器内に納まるように放射線画像検出器の検出面内方向の位置を検出器位置調整機構によって調整することを特徴とする。第1および第2の格子と放射線画像検出器とを備えた放射線画像撮影装置において、第1および第2の格子を透過した放射線が放射線画像検出器内に納まるように放射線画像検出器の検出面内方向の位置を検出器位置調整機構によって調整するようにしたので、たとえば、放射線画像検出器の大きさが変わったり、第1および第2の格子の位置が変わったりしたとしても、第1および第2の格子を透過した放射線を放射線画像検出器上における照射範囲を検出面内に納めることができるので、第1および第2の格子を放射線に欠損を生じさせることなく放射線画像検出器によって検出することができ、より適切な位相コントラスト画像を取得することができる。また、第1および第2の格子を着脱可能なものとし、放射線の照射中心が第1および第2の格子の中央を略垂直に透過するように第1および第2の格子の位置を調整するようにしたので、たとえば、第1および第2の格子の大きさが変わったとしても、第1および第2の格子において、格子に入射した放射線のケラレを低減することができ、より適切な位相コントラスト画像を取得することができる。また、第1および第2の格子を透過した放射線の放射線画像検出器上における照射範囲が放射線画像検出器の中央となるように放射線画像検出器の位置を調整するようにした場合には、放射線画像検出器の検出面のうち画像ムラが発生し難い範囲を使用することができるのでより画質を向上させることができる。また、放射線画像検出器からの信号読出しの範囲を中央領域に限定し、信号の読出時間を短縮することも好ましい。この理由は、被検者によっては長時間じっとしていられないことがあり、この場合は特に、短時間で撮影を行わないと被写体の変位体動やふらつくことによる画像ブレが生じ易いためである。また、撮影中にこのような画像ブレが生じると、再構成された位相コントラスト画像におけるコントラストや解像度が低下を来たす虞があるが、この構成によれば、上述の画像ブレを低減でき、良好な位相コントラスト画像を得ることができる。以下、図面を参照して本発明の放射線画像撮影装置の第1の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、本発明の第1の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、乳房画像撮影装置10に接続されたコンピュータ30と、コンピュータ30に接続されたモニタ40および入力部50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21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。なお、本実施形態においては、グリッドユニット16の位置は、グリッド支持部16aによって固定されているものとし、後述する放射線源ユニット15内の放射線源1から射出された放射線の照射中心が、グリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3の中央を略垂直に透過するような位置に固定されているものとする。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、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の内部には、フラットパネルディテクタ等の放射線画像検出器4と、放射線画像検出器4からの電荷信号の読み出しなどを制御する検出器コントローラ35とが備えられている。また、図示省略したが、カセッテユニット17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変換部などが設けられた回路基板なども設置されている。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。なお、多数の線状電極が設けられ、その線状電極の延伸方向について線状の読取光により走査して画像信号が読み出される光読出方式の放射線画像検出器の場合、1画素の信号を読み出す各線状電極が画素行を構成し、読取光の読取ピッチが画素列を構成するものとする。さらに、カセッテユニット17が設置されるカセッテ支持部17aも、図1に示すY方向に伸縮可能に構成されるとともに、X方向に移動可能に構成されている。そして、アーム部13内にはカセッテ移動機構6が設けられており、このカセッテ移動機構6が、コンピュータ30からの制御信号に応じてカセッテ支持部17aをY方向に伸縮させるとともに、X方向に移動させるように構成されている。すなわち、カセッテ移動機構6によってカセッテ支持部17aがY方向に伸縮するとともに、X方向に移動することによってカセッテユニット17内に設けられた放射線画像検出器4がその検出面X-Y面内方向について移動するように構成されている。なお、カセッテ移動機構6については、公知のアクチュエータによって構成することができる。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、露光時間、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2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MS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の周期パターン像以下、自己像G1という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により形成された自己像G1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、図1に示すコンピュータ30の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6に示すような制御部60、位相コントラスト画像生成部61およびカセッテ情報取得部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に対して所定の制御信号を出力し、システム全体の制御を行うものである。また、制御部60は、カセッテ位置制御部60aを備えている。カセッテ位置制御部60aは、カセッテ情報取得部62において取得されたカセッテ情報に基づいて、アーム部13内のカセッテ移動機構6に制御信号を出力し、カセッテ移動機構6によってカセッテユニット17をX-Y方向に移動させるものである。具体的には、カセッテ位置制御部60aには、図7に示すようなカセッテ情報とカセッテユニット17のX-Y方向の移動量とを対応付けたテーブルが予め設定されており、カセッテ位置制御部60aは、入力されたカセッテ情報に基づいて上記テーブルを参照することによって、そのカセッテ情報に対応する移動量を取得し、その移動量に応じた制御信号をカセッテ移動機構6に出力するものである。本実施形態においては、第1および第2の格子2,3を透過した放射線がカセッテユニット17内の放射線画像検出器4の中央に照射されるような移動量がテーブルに設定されているものとするが、必ずしもこれに限らず、第1および第2の格子2,3を透過した放射線がカセッテユニット17内の放射線画像検出器4の検出面内に納まるような移動量であればよい。なお、この移動量は、カセッテユニット17の予め設定されたデフォルトの位置からの移動量である。カセッテユニット17の移動の具体例については後で述べる。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互いに異なる複数種類の縞画像の画像信号に基づいて放射線位相コントラスト画像を生成するものである。放射線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。カセッテ情報取得部62は、撮影者によって入力部50を用いて入力されたカセッテ情報を取得するものである。撮影者によって入力されるカセッテ情報は、カセッテユニット17内の放射線画像検出器4のX方向およびY方向のサイズによって異なるものである。放射線画像検出器4のサイズとしては、たとえば、18cm×24cm、24cm×30cm、17インチ×17インチ、17インチ×14インチ、9インチ×9インチなどがあるがこれに限らない。なお、本実施形態においてはカセッテ情報を設定入力するようにしたが、これに限らず、放射線画像検出器4のX方向およびY方向のサイズを直接設定入力してもよい。また、本実施形態においては、カセッテ情報を撮影者によって設定入力するようにしたが、これに限らず、カセッテユニット17にカセッテ情報を予め記憶しておき、カセッテ情報取得部62がこれを読み出してカセッテ情報を取得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、撮影条件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。本実施形態においては、特に、上述したカセッテ情報などの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、種々のサイズのグリッドユニット16およびカセッテユニット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S10。次に、カセッテ支持部17aに設置されたカセッテユニット17のカセッテ情報が撮影者によって入力部50を用いて入力され、その入力されたカセッテ情報がカセッテ情報取得部62によって取得されるS12。そして、カセッテ情報取得部62によって取得されたカセッテ情報がカセッテ位置制御部60aに出力され、カセッテ位置制御部60aは、入力されたカセッテ情報に基づいて、図7に示すテーブルを参照してカセッテユニット17の移動量を取得し、その移動量に応じた制御信号をカセッテ移動機構6に出力する。カセッテ移動機構6は、入力された制御信号に応じてカセッテ支持部17aを移動させてカセッテユニット17を移動させるS14。具体的には、上述したようにグリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3を透過した放射線がカセッテユニット17内の放射線画像検出器4の検出面内の中央に照射されるようにカセッテユニット17を移動させる。たとえば、前回の撮影において、図9に示すように、グリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3が、カセッテユニット17内の放射線画像検出器4の検出面内の中央に位置するようにカセッテユニット17が配置された状態から、今回の撮影において、図10に点線で示すように、カセッテユニット17が比較的大きいサイズに交換された場合には、グリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3が、カセッテユニット17内の放射線画像検出器4の検出面内の中央に位置しないことになる。そこで、図10に示すように、カセッテ支持部17aをカセッテ移動機構6によって短くすることにより、放射線画像検出器4の位置が点線位置から実線位置となるようにカセッテユニット17を移動させ、グリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3が、放射線画像検出器4の検出面内の中央に位置するようにする。これによりグリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3を透過した放射線をカセッテユニット17内の放射線画像検出器4の検出面内の中央に入射させることができる。次に、たとえば、図10に示すカセッテユニット17から、図11に示すような長方形のサイズのカセッテユニット17に交換され、第1および第2の格子2,3に対するカセッテユニット17の位置が、図11の点線で示す位置となった場合には、図11に示すように、カセッテ支持部17aをカセッテ移動機構6によって長くすることにより、放射線画像検出器4の位置が点線位置から実線位置となるようにカセッテユニット17を移動させ、グリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3が、放射線画像検出器4の検出面内の中央に位置するようにする。次に、たとえば、図11に示すカセッテユニット17から、図12に示すような比較的小さいサイズのカセッテユニット17に交換され、第1および第2の格子2,3に対するカセッテユニット17の位置が、図12の点線で示す位置となった場合には、図12に示すように、カセッテ支持部17aをカセッテ移動機構6によってさらに長くすることにより、放射線画像検出器4の位置が点線位置から実線位置となるようにカセッテユニット17を移動させ、グリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3が、放射線画像検出器4の検出面内の中央に位置するようにする。そして、上述したようなカセッテユニット17の位置調整の後、位相コントラスト画像の撮影が開始される。具体的には、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S16。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S18、その撮影開始指示の入力に応じて撮影が開始されるS20。まず、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、放射線の波面が第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画像信号はコンピュータ30の位相コントラスト画像生成部61に入力される。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13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14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枚の縞画像信号が取得され、位相コントラスト画像生成部61に記憶される。以下に、このM枚の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によって取得されたM個の縞画像信号から、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15に示すように、第2の格子3の位置kに対して周期的に変化する。図15中の破線は被検体Bが存在しない場合の画素信号の変化を示しており、実線は、被検体Bが存在する場合の画素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、複数の縞画像に基づいて位相コントラスト画像が生成される。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。次に、本発明の放射線画像撮影装置の第2の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16は、本発明の第2の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。第2の実施形態の乳房画像撮影表示システムは、第1の実施形態の乳房画像撮影表示システムにおいてカセッテユニット17を移動可能に構成したのに対し、カセッテユニット17の位置は固定とし、グリッドユニット16と放射線源1とを移動可能に構成したものである。その他の構成は第1の実施形態と同様であるので、以下、第1の実施形態の乳房画像撮影表示システムと異なる構成についてのみ説明する。本実施形態におけるグリッドユニット16は、グリッドユニット16を支持するとともに、グリッドユニット16が着脱可能であるグリッド支持部16aを介してアーム部13に接続され、グリッド支持部16aは、サイズなどが異なる複数種類のグリッドユニット16が着脱可能に構成されている。なお、本実施形態においては、グリッドユニット16をグリッド支持部16a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をアーム部13に取り付けた状態のままでグリッドユニット16を放射線の光路上から待避可能な構成とし、グリッドユニット16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グリッドユニット16を着脱可能に構成するようにしてもよい。すなわち、ここでいう着脱可能な構成とは、取り付けと取り外しが可能な構成に限らず、上述したような待避可能な構成も含むものとする。そして、グリッドユニット16が設置されるグリッド支持部16aは、図16に示すY方向に伸縮可能に構成されるとともに、X方向に移動可能に構成されている。そして、アーム部13内にはグリッド移動機構7が設けられており、このグリッド移動機構7が、コンピュータ30からの制御信号に応じてグリッド支持部16aをY方向に伸縮させるとともに、X方向に移動させるように構成されている。すなわち、グリッド移動機構7によってグリッド支持部16aがY方向に伸縮するとともに、X方向に移動することによってグリッドユニット16内に設けられた第1および第2の格子2,3がその格子面X-Y面内方向について移動するように構成されている。なお、グリッド移動機構7については、公知のアクチュエータによって構成することができる。また、放射線源ユニット15内には、グリッドユニット16の移動に合わせて放射線源1を移動させる線源移動機構8が設けられている。具体的には、線源移動機構8は、グリッドユニット16が移動した際、放射線源1から射出された放射線の照射中心がグリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3の中央を略垂直に透過するようにグリッドユニット16の移動に合わせて放射線源1を移動させるものである。そして、第2の実施形態のコンピュータ30内には、図17に示すように、グリッド位置制御部60bと、グリッド情報取得部63とが設けられている。グリッド位置制御部60bは、グリッド情報取得部63において取得されたグリッド情報に基づいて、アーム部13内のグリッド移動機構7に制御信号を出力し、グリッド移動機構7によってグリッドユニット16をX-Y方向に移動させるものである。具体的には、グリッド位置制御部60bには、図18に示すようなグリッド情報とグリッドユニット16のX-Y方向の移動量とを対応付けたテーブルが予め設定されており、グリッド位置制御部60bは、入力されたグリッド情報に基づいて上記テーブルを参照することによって、そのグリッド情報に対応する移動量を取得し、その移動量に応じた制御信号をグリッド移動機構7に出力するものである。なお、この移動量は、グリッドユニット16の予め設定されたデフォルトの位置からの移動量である。そして、本実施形態においては、グリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3を透過した放射線がカセッテユニット17内の放射線画像検出器4の検出面の中央に照射されるようにグリッドユニット16の移動量が予め設定されているものとする。グリッド情報取得部63は、撮影者によって入力部50を用いて入力されたグリッド情報を取得するものである。撮影者によって入力されるグリッド情報は、グリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3のX方向およびY方向のサイズによって異なるものである。第1の格子2および第2の格子3のサイズとしては、たとえば、6インチ×6インチ、8インチ×8インチ、10インチ×10インチなどがあるがこれに限らない。なお、第1および第2の格子のサイズが異なる場合には、いずれか一方のサイズに基づいてグリッド情報が決定されるものとする。なお、本実施形態においてはグリッド情報を設定入力するようにしたが、これに限らず、第1および第2の格子2,3のX方向およびY方向のサイズを直接設定入力してもよい。また、本実施形態においては、グリッド情報を撮影者によって設定入力するようにしたが、これに限らず、グリッドユニット16にグリッド情報を予め記憶しておき、グリッド情報取得部63がこれを読み出してグリッド情報を取得するようにしてもよい。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19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、種々のサイズのグリッドユニット16の中から所望のグリッドユニット16が撮影者によって選択され、その選択されたグリッドユニット16がグリッド支持部16aに設置されるS30。次に、グリッド支持部16aに設置されたグリッドユニット16のグリッド情報が撮影者によって入力部50を用いて入力され、その入力されたグリッド情報がグリッド情報取得部63によって取得されるS32。そして、グリッド情報取得部63によって取得されたグリッド情報がグリッド位置制御部60bに出力され、グリッド位置制御部60bは、入力されたグリッド情報に基づいて、図18に示すテーブルを参照してグリッドユニット16の移動量を取得し、その移動量に応じた制御信号をグリッド移動機構7に出力する。グリッド移動機構7は、入力された制御信号に応じてグリッド支持部16aを移動させてグリッドユニット16を移動させるS34。具体的には、上述したようにグリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3を透過した放射線がカセッテユニット17内の放射線画像検出器4の検出面内の中央に照射されるようにグリッドユニット16を移動させる。たとえば、前回の撮影において、図20に示すように、グリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3が、カセッテユニット17内の放射線画像検出器4の検出面内の中央に位置するようにグリッドユニット16第1および第2の格子2,3が配置された状態から、今回の撮影において、図21に点線で示すように、グリッドユニット16第1および第2の格子2,3が比較的大きいサイズに交換された場合には、グリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3が、カセッテユニット17内の放射線画像検出器4の検出面内の中央に位置しないことになる。そこで、図21に示すように、グリッド支持部16aをグリッド移動機構7によって短くすることにより、第1および第2の格子2,3の位置が点線位置から実線位置となるようにグリッドユニット16を移動させ、グリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3が、放射線画像検出器4の検出面内の中央に位置するようにする。これによりグリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3においてケラレを発生することなく透過した放射線をカセッテユニット17内の放射線画像検出器4の検出面内の中央に照射させることができる。なお、このとき放射線源ユニット15内における放射線源1もグリッドユニット16に移動に合わせてY方向に移動する。そして、上述したようなグリッドユニット16の位置調整の後、位相コントラスト画像の撮影が開始されるS38,S40。位相コントラスト画像の撮影の作用については、上記第1の実施形態と同様である。なお、上記第1の実施形態の乳房画像撮影表示システムにおいてはカセッテユニット17を移動可能と構成し、上記第2の実施形態の乳房画像撮影システムにおいてはグリッドユニット16を移動可能に構成するようにしたが、カセッテユニット17とグリッドユニット16との両方を移動可能に構成するようにしてもよく、この場合においても、グリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3を透過した放射線がカセッテユニット17内の放射線画像検出器4の検出面内の中央に照射されるようにカセッテユニット17とグリッドユニット16とを相対的に移動させるようにすればよい。また、上記実施形態の乳房画像撮影表示システムの乳房画像撮影装置10においては、カセッテユニット17をX-Y平面内において移動可能に構成したが、さらに、図22に示す乳房画像撮影装置70のように、カセッテ移動機構6によってカセッテ支持部17aを矢印A方向乳房Bから離接する方向にも移動可能とし、これによりいわゆる拡大撮影が可能な構成としてもよい。このように拡大撮影を行う構成とした場合には、第1および第2の格子2,3を透過した放射線が放射線画像検出器4上に照射される範囲が拡大率によって異なることになるので、カセッテ位置制御部60aには、図23に示すように、カセッテ情報と拡大率とに対応する移動量が予め設定されているものとする。なお、ここでいう拡大率Mは、放射線源1の焦点と被写体との距離をa、放射線源1の焦点と放射線画像検出器4の検出面との距離をbとしたときM=b/aで表されるものである。そして、カセッテ位置制御部60aに設定される移動量は、グリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3を透過して拡大された放射線が、カセッテユニット17内の放射線画像検出器4の検出面内に納まり、かつ検出面内の中央に照射されるような量に設定される。カセッテ位置制御部60aは、撮影者によって入力部50を用いて入力された拡大率とカセッテ情報とに基づいて図23に示すテーブルを参照して移動量を取得し、その移動量に応じた制御信号をカセッテ移動機構6に出力するものである。そして、カセッテ移動機構6は、入力された移動量に応じた制御信号に応じてカセッテユニット17をX-Y面内において移動させるとともに、撮影者によって設定入力された拡大率に応じてカセッテユニット17をZ方向矢印A方向に移動させる。その他の構成および作用については、上記実施形態の乳房画像撮影装置10と同様である。また、上記実施形態においては、第1および第2の格子2,3を透過した放射線が放射線画像検出器4の検出面の略中央に照射されるようにグリッドユニット16を移動させるようにしたが、これに限らず、たとえば、撮影台14上における被写体の位置情報を取得し、その位置情報に基づいてグリッドユニット16を移動させ、そのグリッドユニット16の位置に基づいてカセッテユニット17を移動させるようにしてもよい。なお、このときもグリッドユニット16の移動に合わせて放射線源1についても、放射線源1から射出された放射線がグリッドユニット16内の第1および第2の格子2,3の中央を略垂直に透過するように移動する。具体的には、乳房の撮影においては、たとえば、左右のいずれかの乳房から脇の下まで範囲の撮影を行いたい場合があり、その場合には、乳房Bは、図24に示すように、撮影台14もしくは圧迫板18の中央に対して左側もしくは右側のいずれか一方に寄せた位置に設置される。したがって、その一方の側に寄せられた乳房から脇の下までの範囲を適切に撮影するため、乳房Bの設置位置の情報に基づいて、乳房Bが第1および第2の格子2,3を透過する放射線の照射範囲内にくるようにグリッドユニット16第1および第2の格子2,3を図24の点線の位置から実線の位置まで移動させるようにしてもよい。また、図25に示すように、乳房Bが第1および第2の格子2,3を透過する放射線の照射範囲内の左右中央にくるようにグリッドユニット16第1および第2の格子2,3を図25の点線の位置から実線の位置まで移動させるとともに、カセッテユニット17放射線画像検出器4についても、グリッドユニット16第1および第2の格子2,3の左端もしくは図示しないが右端に合わせるように図25の点線の位置から実線の位置まで移動させるようにしてもよい。また、図26に示すように、乳房Bが第1および第2の格子2,3を透過する放射線の照射範囲内の左右中央にくるようにグリッドユニット16第1および第2の格子2,3を図26の点線の位置から実線の位置まで移動させるとともに、カセッテユニット17放射線画像検出器4についても、グリッドユニット16第1および第2の格子2,3の左右中央に位置するように図26の点線の位置から実線の位置まで移動させるようにしてもよい。また、図27に示すように、乳房Bが第1および第2の格子2,3を透過する放射線の照射範囲内の左右中央にくるようにグリッドユニット16第1および第2の格子2,3を図27の点線の位置から実線の位置まで移動させるとともに、カセッテユニット17放射線画像検出器4についても、グリッドユニット16第1および第2の格子2,3の左右上下の中央に位置するように図27の点線の位置から実線の位置まで移動させるようにしてもよい。グリッドユニット16とカセッテユニット17との移動量については、被写体の位置情報と対応づけてテーブルなどによって予め設定しておくようにすればよい。また、被写体の位置情報については、撮影者が入力部50を用いて入力するようにしてもよいし、センサなどを設けて自動的に検出するようにしてもよい。また、たとえば、乳房だけなく手などの被写体も撮影できる構成とする場合には、撮影台14の中央に手が設置される場合と、撮影台14の一辺側に沿って乳房が設置される場合とがあるが、このような場合においても、被写体の位置情報を取得し、その位置情報に基づいてグリッドユニット16およびカセッテユニット17を移動させるようにすればよい。なお、上述のように被写体の位置情報に基づいてグリッドユニット16およびカセッテユニット17を移動させる場合には、グリッドユニット16およびカセッテユニット17は必ずしも着脱可能にする必要はなく、固定のものを利用するようにしてもよい。また、上述した乳房撮影の場合のように、被写体を放射線画像検出器4の端の方に寄せて配置して撮影を行う場合、放射線画像検出器4からの信号読出しの範囲を放射線画像検出器の端から被写体が存在する撮影範囲までとすれば、被写体が中央に配置される場合と比較するとその信号読出しの時間が短くなるというメリットがある。また、上記実施形態においては、グリッドユニット16とカセッテユニット17との位置を調整する機構として、これらを移動させるグリッド移動機構7とカセッテ移動機構6とを設けるようにしたが、このような移動機構を設けるのではなく、グリッドユニット16を所定の位置に位置決めするような形状の冶具をグリッドユニット16のサイズ毎に形成し、この冶具をグリッド支持部16aに取り換えて設置することによって、各サイズのグリッドユニット16が所望の位置に設置されるようにしてもよい。なお、この所望の位置とは、上述した実施形態の移動機構による移動後の位置と同じ位置である。また、カセッテユニット17も同様に、移動機構を設けるのではなく、カセッテユニット17を所定の位置に位置決めするような形状の冶具をカセッテユニット17のサイズ毎に形成し、この冶具をカセッテ支持部17aに取り換えて設置することによって、各サイズのカセッテユニット17が所望の位置に設置されるようにしてもよい。なお、この所望の位置とは、上述した実施形態の移動機構による移動後の位置と同じ位置である。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位相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。なお、この様な構成を取ったとしても一般的な放射線撮影時の散乱線除去のための低密度のグリッドピッチである百数十~数百μmピッチと比較すると第1の格子2と第2の格子3のピッチは1μm~10μmと非常に狭く、ケラレを生じることなく透過した放射線強度を低下させないためには放射線の照射中心が第1および第2の格子の中央を略垂直に透過するように第1および第2の格子2,3の位置を調整するようにすることが重要であり、本実施形態の放射線画像検出器4の検出面内方向の位置をカセッテ移動機構6によって調整することの効果は一般的な放射線撮影時の散乱除去のための低密度のグリッドと比較して非常に大きい。上述した位相コントラスト画像は、放射線の波面の被写体に対する相互作用による位相変化を2つの格子によって発生するモアレの強度変化を計測することで再構成されるが、上述したように格子を透過した時点での放射線の強度が低下すると上記モアレを撮影した画像のS/Nが劣化するため、モアレ画像の僅かな強度変化から位相コントラスト画像を再構成する際の演算誤差となり、位相コントラスト画像のコントラストや解像度の著しい低下を来たす虞がある。一方、僅かな強度変化から画像を演算によって再構成をするわけではない通常のX線の静止画や動画撮影に用いる散乱線防止グリッドの場合は、グリッドと放射線源や放射線検出器の相対的な位置ズレによる1つの画像のムラは、多くの場合において診断上許容できる程度である。これらと比較すると位相コントラスト画像では、格子のケラレが画像に及ぼす影響は遙かに大きなものとなる。また、上記実施形態においては、グリッドユニット16内の走査機構5によって第2の格子3を並進移動させるとともに、複数回の撮影を行うことによって、位相コントラスト画像を生成するための複数の縞画像信号を取得するようにしたが、このように第2の格子を並進移動させることなく、一回の撮影によって複数の縞画像信号を取得する方法もある。具体的には、図28に示すように、第1の格子2と第2の格子3とが、第1の格子2の自己像G1の延伸方向と第2の格子3の延伸方向とが相対的に傾くように配置されるようにする。そして、このように配置された第1の格子2と第2の格子3に対して、放射線画像検出器4によって検出される画像信号の各画素の主走査方向図28のX方向の主画素サイズDxと副走査方向の副画素サイズDyとが、図28に示すような関係となるようにする。主画素サイズDxは、たとえば、放射線画像検出器として、多数の線状電極を有し、その線状電極の延伸方向に直交する方向に延設された線状読取光源によって走査されて画像信号が読み出される、いわゆる光読取方式の放射線画像検出器を用いた場合には、その放射線画像検出器の線状電極の配列ピッチによって決定されるものである。また、副画素サイズDyは、放射線画像検出器に照射される線状の読取光の線状電極の延伸方向についての幅によって決定されるものである。また、いわゆるTFT読取方式の放射線画像検出器やCMOSセンサを用いた放射線画像検出器を用いた場合には、主画素サイズDxは、画像信号が読み出されるデータ電極の配列方向の画素回路の配列ピッチによって決定され、副画素サイズDyは、ゲート電圧が出力されるゲート電極の配列方向の画素回路の配列ピッチによって決定される。そして、位相コントラスト画像を生成するための縞画像の数をMとすると、M個の副画素サイズDyが位相コントラスト画像の副走査方向の1つの画像解像度Dとなるように第1の格子2が第2の格子3に対して傾けられる。具体的には、図29に示すように、第2の格子3のピッチおよび第1の格子2によって第2の格子3の位置に形成される第1の格子2の自己像G1のピッチをP1’、第2の格子3に対する第1の格子2の自己像G1のX-Y面内の相対的な回転角をθ、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度をD=Dy×Mとすると、回転角θを下式20を満たすように設定することによって、副走査方向の画像解像度Dの長さに対して、第1の格子2の自己像G1と第2の格子3の位相がn周期分ずれることになる。なお、図29においては、M=5、n=1の場合を示している。したがって、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度DをM分割したDx×Dyの各画素によって、第1の格子2の自己像G1のn周期分の強度変調をM分割した画像信号が検出できることになる。図29に示す例では、n=1としているので、副走査方向の画像解像度Dの長さに対して、第1の格子2の自己像G1と第2の格子3の位相が1周期分ずれることになる。もっとわかり易く言えば、第1の格子2の自己像G1の1周期分の第2の格子3を通過する範囲が、副走査方向の画像解像度Dの長さにわたって変化する。そして、M=5としているので、Dx×Dyの各画素によって第1の格子2の自己像G1の1周期の強度変調を5分割した画像信号が検出できることになり、すなわち、Dx×Dyの各画素によって互いに異なる5つの縞画像の画像信号をそれぞれ検出することができることになる。なお、たとえば、Dx=50μm、Dy=10μm、M=5とすれば、位相コントラスト画像の主走査方向の画像解像度Dxと副走査方向の画像解像度D=Dy×Mが同じになるが、必ずしも主走査方向の画像解像度Dxと副走査方向の画像解像度Dとを合わせる必要はなく、任意の主副比としてもよい。さらに、ここではM=5としているが、Mは3以上であればよく、5以外であってもよい。また、上記説明ではn=1としたが、nは0以外の整数であれば1以外の整数でもよい。すなわち、nが負の整数の場合には上述した例に対して反対周りの回転となり、また、nを±1以外の整数としてn周期分の強度変調としてもよい。ただし、nがMの倍数の場合は、1組のM個の副走査方向画素Dyの間で第1の格子2の自己像G1と第2の格子3の位相が等しくなり、異なるM個の縞画像とならないためnの値から除外するものとする。また、第2の格子3に対する第1の格子2の自己像G1の回転角θの調整については、たとえば、放射線画像検出器4と第2の格子3の相対回転角を固定した後、第1の格子2を回転させることによって行うことができる。たとえば、上式20でP1’=5μm、D=50μm、n=1とすると、回転角θは約5.7°に設定される。そして、第2の格子3に対する第1の格子2の自己像G1の実際の回転角θ’は、たとえば、第1の格子の自己像G1と第2の格子3によるモアレのピッチによって検出することができる。具体的には、図30に示すように、実際の回転角をθ’、回転によって生じたX方向への見た目の自己像G1のピッチP’とすると、観測されるモアレのピッチPmは、1/Pm=|1/P’-1/P1’|であるので、P’=P1’/cosθ’を上式に代入することによって実際の回転角θ’を求めることができる。なお、モアレのピッチPmについては、放射線画像検出器4によって検出された画像信号に基づいて求めるようにすればよい。そして、上式20によって求められた回転角θと実際の回転角θ’とを比較し、その差の分だけで自動または手動で第1の格子2の回転角を調整するようにすればよい。そして、上記のように構成された放射線位相画像撮影装置においては、放射線画像検出器4から読み出された1フレーム全体の画像信号が位相コントラスト画像生成部61に記憶された後、その記憶された画像信号に基づいて、互いに異なる5つの縞画像の画像信号が取得される。具体的には、図29に示すように、位相コントラスト画像の副走査方向の画像解像度Dを5分割し、第1の格子2の自己像G1の1周期の強度変調を5分割した画像信号が検出できるように第1の格子2の自己像G1を第2の格子3に対して傾けるようにした場合には、図31に示すように、第1読取ラインから読み出された画像信号が第1の縞画像信号M1として取得され、第2読取ラインから読み出された画像信号が第2の縞画像信号M2として取得され、第3読取ラインから読み出された画像信号が第3の縞画像信号M3として取得され、第4読取ラインから読み出された画像信号が第4の縞画像信号M4として取得され、第5読取ラインから読み出された画像信号が第5の縞画像信号M5として取得される。なお、図31に示す第1~第5読取ラインは、図29に示す副画素サイズDyに相当する。また、図31においては、Dx×Dy×5の読取範囲しか示していないが、その他の読取範囲についても、上記と同様にして第1~第5の縞画像信号が取得される。すなわち、図32に示すように、副走査方向について4画素間隔毎の画素行読取ラインからなる画素行群の画像信号が取得されて1フレームの1つの縞画像信号が取得される。より具体的には、第1読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて1フレームの第1の縞画像信号が取得され、第2読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて1フレームの第2の縞画像信号が取得され、第3読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて1フレームの第3の縞画像信号が取得され、第4読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて1フレームの第4の縞画像信号が取得され、第5読取ラインの画素行群の画像信号が取得されて1フレームの第5の縞画像信号が取得される。そして、上記第1~第5の縞画像信号に基づいて、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が生成される。また、上記説明では、図28に示すように、第1の格子2の自己像G1の延伸方向と第2の格子3の延伸方向とが相対的に傾くように配置された状態で撮影された1枚の画像から、互いに異なる画素行群の画像信号を取得することによって複数の縞画像信号を取得し、その複数の縞画像信号を用いて位相コントラスト画像を生成するようにしたが、上記のようにして撮影された1枚の画像に基づいて複数の縞画像信号を生成するのではなく、上記のようにして撮影した1枚の画像に対してフーリエ変換を施すことによっても位相コントラスト画像を生成することができ、このような方法を採用してもよい。具体的には、まず、第1の格子2の自己像G1の延伸方向と第2の格子3の延伸方向とが相対的に傾くように配置された状態で撮影された1枚の画像に対してフーリエ変換処理を施すことによって、その画像に含まれる被検体Bによる吸収情報と位相情報とを分離する。そして、周波数空間上において被検体Bによる位相情報の部分のみを抽出して周波数空間上の中心原点位置に移動した後、その抽出した位相情報に対して逆フーリエ変換処理を施し、各画素に対して、その結果の虚部を実部で除算したものの逆正接関数arctan虚部/実部を演算することによって、式18における屈折角ψを求めることができる。そして、式14における位相シフト分布の微分量、すなわち、位相微分像を取得することができる。なお、上述のフーリエ変換を用いた位相コントラスト画像の生成方法では、第1の格子2の延伸方向と第2の格子3の延伸方向とが相対的に傾くように配置された状態で撮影された1枚の画像を用いることとしたが、このように第1の格子2と第2の格子3とを相対的に傾けた場合に限らず、第1の格子2の自己像G1と第2の格子3の重ね合わせによってモアレを生じさせ、該モアレが検出されている少なくとも1枚の画像縞画像を用いてもよい。また、上記実施形態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33A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33Bは図33Aに示す放射線画像検出器のXZ面断面図、図33Cは図33A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33A~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33A~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24A,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33B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33A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700を備えている。線状読取光源700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700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700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34A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34B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35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700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700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位相コントラスト画像生成部61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位相コントラスト画像生成部61に記憶される。そして、上記実施形態の放射線位相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縞画像が取得される。そして、5枚の縞画像信号に基づいて、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が生成される。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36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37A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37B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38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700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39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、上記実施形態の変形例において、一回の撮影によって複数の縞画像を取得するために第1の格子2の自己像G1を第2の格子3に対して傾けて配置したのと同様に、第1の格子2を放射線画像検出器400,500の線状の電荷蓄積層43に対して傾けて配置するようにしてもよい。なお、上記変形例の放射線画像検出器400,500は、上述した拡大撮影を行う乳房画像撮影装置70においては使用することができない。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40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、平均値に関連する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H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H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H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41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41a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41b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41a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41bには、図41a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。"