"通過する放射線によって周期パターンを含む放射線像を形成する格子と、前記放射線像の前記周期パターンの周期との関係においてモアレを形成する画素ピッチに配列された複数の画素を有し、これらの画素によって前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、前記格子に入射する放射線の照射野に配置される被写体に起因して、前記放射線画像検出器によって取得される画像のモアレに生じる変調に基づいて、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、前記画素ピッチは、前記周期パターンの周期の1/2倍よりも大きい放射線撮影システム。請求項1又は2のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、前記格子を通過する放射線の光軸を中心として、前記格子及び前記放射線画像検出器を相対回転させる相対回転機構を備える放射線撮影システム。請求項1又は2のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、前記格子を通過する放射線の光軸及び前記格子のピッチ方向に直交する軸を中心として、前記格子及び前記放射線画像検出器を相対的に傾斜させる相対傾斜機構を備える放射線撮影システム。請求項1又は2のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、前記格子を通過する放射線の光軸に沿って、前記格子及び前記放射線画像検出器を相対的に移動させる相対移動機構を備える放射線撮影システム。請求項5に記載の放射線撮影システムであって、前記格子は、吸収型格子であ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、互いに隣り合う3つ以上の前記画素を一組として、各組を構成する複数の前記画素の画素値を補間してなる信号を演算し、前記被写体があるときと前記被写体がないときとの前記信号の位相ズレ量に基づいて、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、前記放射線画像検出器によって取得される画像に対してフーリエ変換を行って該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、前記空間周波数スペクトルのうちの前記モアレの基本周波数成分を含む空間周波数領域を前記空間周波数スペクトルから分離し、分離された前記空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って部分位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システム。請求項1に記載の放射線撮影システムであって、前記格子及び前記放射線画像検出器を、互いに位相の異なる複数の相対位置関係に配置する走査部を更に備え、前記放射線画像検出器は、前記複数の相対位置関係の各々において前記放射線像を検出し、前記演算処理部は、前記画素毎に、前記複数の相対位置関係の各々において前記放射線像を検出して得られるその画素の複数の画素値を補間してなる信号を演算し、前記被写体があるときと前記被写体がないときとの前記信号の位相ズレ量に基づいて、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システム。請求項1から9のいずれか一項に記載の放射線撮影システムであって、前記各画素は、放射線を検出して電荷を蓄積し、前記放射線画像検出器は、前記各画素に蓄積された電荷を読み出す読み出し回路を有し、前記読み出し回路は、半導体基板に形成されている前記放射線撮影システム。特許文献3に記載されたX線撮影システムは、G1像の周期的強度分布の周期よりも小さい画素ピッチの検出器を用いてG1像の周期的強度分布を検出し、これを解析して位相情報を取得しており、画素ピッチが小さいことから空間分解能に優れる。そして、第2の回折格子を介さないことから位相情報の精度の向上が図られる。しかしながら、各画素が小さくなるほどにS/Nが低下する傾向にあり、S/Nの低下に起因して位相情報の精度が低下する虞がある。本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、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、位相情報の精度を高めることを目的とする。通過する放射線によって周期パターンを含む放射線像を形成する格子と、前記放射線像の前記周期パターンの周期との関係においてモアレを形成する画素ピッチに配列された複数の画素を有し、これらの画素によって前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、前記格子に入射する放射線の照射野に配置される被写体に起因して、前記放射線画像検出器によって取得される画像のモアレに生じる変調に基づいて、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、を備える放射線撮影システム。本発明によれば、放射線像の周期パターンの周期と放射線画像検出器の画素ピッチとの干渉によって、放射線画像検出器によって取得される画像にモアレを生じさせ、被写体に起因するモアレの変調に基づいて位相コントラスト画像を生成する。よって、放射線像の周期パターンを検出可能なほどに画素ピッチを小さくする必要がなく、S/Nを確保して位相情報の精度を高めることができる。図1は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの一例の構成を示し、図2は、図1の放射線撮影システムの制御ブロックを示す。X線撮影システム10は、被写体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、X線画像検出器30と、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吸収型格子31とが設けられている。図3及び図4は、撮影部12の構成を模式的に示す。X線画像検出器30は、その検出面が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。吸収型格子31は、X線画像検出器30とX線源11との間に配置されている。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。基板31aは、X線を透過させるシリコンやガラス、樹脂等のX線透過性部材により形成されている。X線遮蔽部31bは、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。X線遮蔽部31b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。そして、X線遮蔽部31bは、上記の材料を用い、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。吸収型格子31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。吸収型格子31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、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。吸収型格子31からX線画像検出器30までの距離L2は、タルボ干渉計では、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においては、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、吸収型格子31のG1像が、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、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。従って、距離L2を、タルボ干渉距離よりも小さく設定し、撮影部12の薄型化することができる。X線遮蔽部31b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の厚みh1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の厚みh1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の上限を規定する。X線画像検出器30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X線画像検出器30の検出面までの距離をLとすると、厚みh1は、図4に示す幾何学的関係から、次式1を満たすように設定する必要がある。例えば、d1=2.5μm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以下とすればよい。以上の構成において、吸収型格子31のG1像がX線画像検出器30によって撮像される。次に、X線画像検出器30の構成について説明する。図5は、X線画像検出器30の構成を模式的に示す。X線画像検出器30は、X線を検出して電荷を蓄積する複数の画素40がxy方向に2次元配列されてなる受像部41と、各画素40に蓄積された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から順次読み出された信号を画像データに変換して記憶する信号処理回路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。複数の画素40は、X線画像検出器30上に形成されるG1像のパターン周期と同じオーダーの数μmのピッチに配列されている。そのような微細な画素ピッチに複数の画素が配列される受像部としては、各画素に蓄積された電荷を読み出す読み出し回路が単結晶シリコン等からなる半導体基板に形成される、CCDChargeCoupledDeviceセンサやCMOSComplementaryMetalOxideSemiconductorセンサなどの固体撮像素子をベースに構成することができる。各画素40は、例えば、半導体基板に形成されるフォトダイオードによって構成することができる。この場合に、典型的には、X線を受光してフォトダイオードの分光感度に適合する波長の蛍光を発するシンチレータが用いられる。シンチレータを形成する材料としては、例えば、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などが用いられる。また、各画素40は、アモルファスセレンやアモルファスシリコンなどの非晶質半導体あるいは有機光電変換材料を用いて半導体基板上に形成される薄膜型のフォトダイオードによって構成することもできる。なお、受像部41には、上記の画素ピッチを満たす限りにおいて、読み出し回路としてのTFTThinFilmTransistorスイッチが絶縁性基板上に形成されてなるTFTパネルをベースに構成されたFPDFlatPanelDetectorを用いることもできる。G1像の周期パターンのx方向に関する周期と画素40のx方向に関する配列ピッチ、及び/又はG1像の周期パターンのy方向に関する周期と画素40のy方向に関する配列ピッチに微小な差異設計上の差異に限らず、製造誤差や配置誤差に起因する差異も含むがあると、X線画像検出器30によって取得される画像にはモアレが生じる。本X線撮影システム10においては、このモアレ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が生成される。画素40の配列ピッチは、設計的に定められた値であり変更することが困難であるため、モアレを生じさせるにあたって、x方向及び/又はy方向に関する画素40の配列ピッチとG1像の周期パターンの周期との関係を調整するには、吸収型格子31の位置調整を行い、x方向及び/又はy方向に関するG1像の周期パターンの周期を変更することにより調整することが好ましい。なお、画素40の配列ピッチは、G1像の周期パターンを検出解像するに必要なピッチであるG1像の周期パターンの周期の1/2よりも大きい値であることが好ましい。図6に、G1像の周期パターンの周期を変更する方法を模式的に示す。G1像の周期パターンのx方向に関する周期p1’の変更は、例えば、吸収型格子31を、光軸Aを中心として回転させることにより行うことができる。相対回転機構50により、吸収型格子31をX線画像検出器30に対して角度θだけ回転させると、吸収型格子31のx方向に関する実質的な格子ピッチは、p1→p1/cosθと変化し、この結果、G1像の周期パターンの周期p1’が変化するFIG.6A。別の例として、G1像の周期パターンのx方向に関する周期p1’の変更は、吸収型格子31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傾斜させることにより行うことができる。相対傾斜機構51により、吸収型格子31をX線画像検出器30に対して角度αだけ傾斜させると、吸収型格子31のx方向に関する実質的な格子ピッチは、p1→p1×cosαと変化し、この結果、G1像の周期パターンの周期p1’が変化するFIG.6B。更に別の例として、G1像の周期パターンのx方向に関する周期p1’の変更は、吸収型格子31を、光軸Aの方向に沿って移動させることにより行うことができる。相対移動機構52により、吸収型格子31をX線画像検出器30に対して移動量δだけ移動させると、X線画像検出器30の位置に形成される吸収型格子31のG1像の周期パターンの周期は、p1’→p1’×L1L2δ/L1L2と変化する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G1像の周期パターンの周期p1’を変更する機構を、好適に採用することができる。G1像の周期パターンの周期p1’を変更するための機構相対回転機構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できる。なお、以上は、x方向に関する画素40の配列ピッチ及びG1像の周期パターンの周期について説明したが、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と同様の機構によって、y方向に関する画素40の配列ピッチとG1像の周期パターンの周期との関係についても調整することができる。画素40のx方向に関する配列ピッチPと、G1像の周期パターンのx方向に関する周期p1’との関係において、画像に生じるモアレのx方向に関する周期Tは、次式2で表される。X線源11と吸収型格子31との間に被写体Hを配置すると、X線画像検出器30により検出される画像に生じるモアレは、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、このモアレ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、吸収型格子31を通過してX線画像検出器30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、吸収型格子31により遮蔽される。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3で表される。吸収型格子31からX線画像検出器30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。そして、G1像のx方向に関するパターン周期p1’と画素40のx方向に関する配列ピッチPとの微小な差異により画像に生じるモアレもまた、G1像の変位に応じてx方向に変位することになる。G1像の変位量Δxは、X線の屈折角φxが微小であることに基づいて、近似的に次式4で表される。ここで、屈折角φx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5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、G1像の変位量Δxが周期p1’に達すると、モアレが元の状態にもどることから、モアレの変位量ΔXは、G1像の変位量Δxを用いて、次式6で表される。この変位量ΔXは、X線画像検出器30から出力される信号の位相ズレ量ψ被写体Hがある場合とない場合とにおける信号の位相ズレ量に、次式7のように関連している。したがって、X線画像検出器30から出力される信号の位相ズレ量ψを求めることにより、式6及び7から屈折角φが求まり、式5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。以下、上記の位相ズレ量ψの算出方法について説明する。図8は、X線画像検出器30から出力される信号を模式的に示す。x方向に隣り合う複数の画素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を補間する。図示の例では、複数の画素40の画素値を正弦曲線により補間したものであり、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つの画素40を単位としている。G1像の周期パターンのx方向に関する周期p1’と画素40のx方向に関する配列ピッチPとが画像にモアレを生じさせる関係にある場合に、信号曲線は、モアレ周期Tで周期的に変化する。G1像がx方向に変位すると、それに伴って、モアレもまたx方向に変位し、モアレに対応する信号曲線の位相が変化する。G1像の変位量Δxが、その周期パターンの周期p1’に達すると、モアレの変位量ΔXは、そのモアレ周期Tとなり、モアレ及び信号曲線は元の状態に戻る。被写体Hが存在しない場合の信号曲線FIG.8Aと、被写体Hが存在する場合の信号曲線FIG.8Bとの両者の波形の位相差が、その単位を構成する画素40の群の信号の位相ズレ量ψに対応する。屈折角φxは、式5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φxをx軸に沿って積分することにより、位相シフト分布Φxが得られる。なお、上記の説明では、画素40のy方向に関するy座標を考慮していないが、各y座標について同様の演算を行うことにより、x方向及びy方向における2次元的な位相シフト分布Φx,yが得られる。以上の処理を経て、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、X線撮影システム10によれば、G1像の周期パターンの周期p1’とX線画像検出器30の画素ピッチPとの干渉によって、X線画像検出器30によって取得される画像にモアレを生じさせ、被写体Hに起因するモアレの変調に基づいて位相コントラスト画像を生成する。よって、G1像の周期パターンを検出可能なほどに画素ピッチを小さくする必要がなく、S/Nを確保して位相情報の精度を高めることができる。また、吸収型格子31で殆どのX線を回折させずに、X線画像検出器30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、吸収型格子31からX線画像検出器30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、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、G1像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、格子が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、タルボ干渉像の周期パターンであっても、X線画像検出器30の画素40の配列ピッチとの関係で画像にモアレを形成することができ、その場合にも本発明は有用である。よって、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画像のモアレに対して、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、例えば吸収型格子31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、撮影部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。図9は、X線撮影システム10の変形例に関し、モアレの解析方法の他の例を示す。本例においては、フーリエ変換及び逆フーリエ変換を用いて、モアレを解析する。吸収型格子31の周期パターンの周期とX線画像検出器30の画素40の配列ピッチとの干渉によって形成されるモアレは次式8で表すことができ、式8は次式9に書き換えることができる。式8において、ax,yはバックグラウンドを表し、bx,yはモアレの基本周期に対応した空間周波数成分の振幅を表し、f0x、f0yはモアレの基本周期を表す。また式9において、cx,yは次式10で表される。従って、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9はフーリエ変換によって次式11となる。式11において、Ffx,fy、Afx,fy、Cfx,fyは、それぞれf、ax,y、cx,yに対する2次元のフーリエ変換である。吸収型格子31のような1次元格子を使用した場合に、モアレの空間周波数スペクトルには、少なくとも、Afx,fyに由来するピークと、これを挟んでCfx,fy及びCfx,fyに由来するモアレの基本周期に対応した空間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±f0x,±f0y複合同順の位置に生じる。モアレの空間周波数スペクトルから屈折角φx、yを得るには、モアレの基本周期に対応する空間周波数成分のピーク周波数を含む領域Aを切り出し、ピーク周波数が周波数空間の原点に重なるように切り出した領域A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10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し、図11は、図10の放射線撮影システムの制御ブロックを示す。なお、上述したX線撮影システム10と共通する要素には、共通の符号を付することにより説明を省略あるいは簡略する。図10に示すX線撮影システム60は、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62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62の撮影動作を制御するとともに、撮影部62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。撮影部62には、X線画像検出器30と、吸収型格子31と、吸収型格子31を上下方向x方向に並進移動させることにより、X線画像検出器30に対する吸収型格子31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7を参照して、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、式3で表される。そして、吸収型格子31からX線画像検出器30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φx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φxが微小であることに基づいて、近似的に式4で表される。ここで、屈折角φx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5で表される。即ち、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、X線画像検出器30の各画素40から出力される信号の位相ズレ量ψ被写体Hがある場合とない場合とにおける信号の位相ズレ量に次式12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12から屈折角φxが求まり、式5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60では、上記位相ズレ量ψを、縞走査法を用いて算出する。縞走査法では、X線画像検出器30及び吸収型格子31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、両者の周期構造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60においては、走査機構33により吸収型格子31を移動させているが、X線画像検出器30を移動させてもよい。吸収型格子31の移動に伴ってモアレもまた移動し、並進距離x方向への移動量が吸収型格子31の格子周期の1周期格子ピッチp1に達するとすなわち、位相変化が2πに達すると、モアレは元の状態に戻る。このようなモアレの変化を伴う吸収型格子31の移動を格子ピッチp1の整数分の1の走査ピッチで行いながら撮影し、得られる複数の画像から各画素40の信号を取得して、各画素40の信号の位相ズレ量ψを得る。走査機構33は、k=0,1,2,,M-1のM個の各走査位置に、吸収型格子31を順に並進移動させる。k=0,1,2,,M-1の各位置で撮影を行うことにより、画素40毎にM個の画素値が得られる。以下に、このM個の画素値から各画素40の信号の位相ズレ量ψを算出する方法を説明する。吸収型格子31の位置kにおける各画素40の画素値をIkxと標記すると、Ikxは、次式13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の画素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。次式14の関係式を用いると、上記屈折角φxは、次式15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、画素40毎に得られたM個の信号値から、式15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12は、縞走査法によって得られる一つの画素40の信号を示す。画素40毎に得られたM個の画素値は、吸収型格子31の位置kに対して、格子ピッチp1の周期で周期的に変化する。図12中の破線は、被写体Hが存在しない場合の信号の変化を示しており、図12中の実線は、被写体Hが存在する場合の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40の信号の位相ズレ量ψに対応する。なお、上述した縞走査法によるモアレの解析においては、X線画像検出器30及び吸収型格子31の相対移動に伴ってモアレが全体として移動するため、モアレの周期が画像サイズに比べて長くとも適用可能である。図13は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。図13に示すマンモグラフィ装置80は、被検体として乳房BのX線画像位相コントラスト画像を撮影する装置である。マンモグラフィ装置80は、基台図示せずに対して旋回可能に連結されたアーム部材81の一端に配設されたX線源収納部82と、アーム部材81の他端に配設された撮影台83と、撮影台83に対して上下方向に移動可能に構成された圧迫板84とを備える。X線源収納部82にはX線源11が収納されており、撮影台83には撮影部12が収納されている。X線源11と撮影部12とは、互いに対向するように配置されている。圧迫板84は、移動機構図示せずにより移動し、撮影台83との間で乳房Bを挟み込んで圧迫する。この圧迫状態で、上記したX線撮影が行われる。なお、X線源11及び撮影部12は、前述したX線撮影システム10のものと同様の構成であるため、各構成要素には、X線撮影システム10と同一の符号を付している。その他の構成及び作用については、前述したX線撮影システム10と同様であるため説明は省略する。図14は、図13の放射線撮影システムの変形例を示す。図14に示すマンモグラフィ装置90は、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が吸収型格子31とX線画像検出器30との間に位置する場合であっても、X線画像検出器30の位置に形成される吸収型格子31の投影像G1像の周期パターンが被検体Bにより変調される。したがって、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、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X線画像検出器30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10,60にも適用することが可能である。図15は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。X線撮影システム100は、X線源101のコリメータユニット102に、マルチスリット103を配設した点が、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X線画像検出器30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、吸収型格子31と同様な構成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、吸収型格子31のX線遮蔽部31b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から吸収型格子31までの距離をL3として、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、次式16を満たすように設定する必要がある。式16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線の吸収型格子31による投影像G1像が、X線画像検出器30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。このように、本X線撮影システム100では、マルチスリット103により形成される複数の点光源に基づくG1像が重ね合わせられることにより、X線強度を低下させずに、位相コントラスト画像の画質を向上させることができる。以上説明したマルチスリット103は、前述したいずれのX線撮影システムにおいても適用可能である。図16は、本発明の実施形態を説明するための放射線撮影システムの他の例を示す。上述のX線撮影システム10の吸収型格子31は、X線遮蔽部31b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13に示すように、格子面を曲面状に凹面化した吸収型格子110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。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、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。FPD112の画素ピッチは、このFPD112上に形成されるG1像のパターン周期の周期との関係において、画像にモアレを生じさせるピッチとされている。吸収型格子110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の上限の制約が緩和され、上記式1を考慮する必要がなくなる。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1~10の放射線撮影システムが開示されている。1通過する放射線によって周期パターンを含む放射線像を形成する格子と、前記放射線像の前記周期パターンの周期との関係においてモアレを形成する画素ピッチに配列された複数の画素を有し、これらの画素によって前記放射線像を検出する放射線画像検出器と、前記格子に入射する放射線の照射野に配置される被写体に起因して、前記放射線画像検出器によって取得される画像のモアレに生じる変調に基づいて、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、前記画素ピッチは、前記周期パターンの周期の1/2倍よりも大きい放射線撮影システム。3上記1又は2の放射線撮影システムであって、前記格子を通過する放射線の光軸を中心として、前記格子及び前記放射線画像検出器を相対回転させる相対回転機構を備える放射線撮影システム。4上記1又は2の放射線撮影システムであって、前記格子を通過する放射線の光軸及び前記格子のピッチ方向に直交する軸を中心として、前記格子及び前記放射線画像検出器を相対的に傾斜させる相対傾斜機構を備える放射線撮影システム。5上記1又は2の放射線撮影システムであって、前記格子を通過する放射線の光軸に沿って、前記格子及び前記放射線画像検出器を相対的に移動させる相対移動機構を備える放射線撮影システム。6上記5の放射線撮影システムであって、前記格子は、吸収型格子である放射線撮影システム。7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、互いに隣り合う3つ以上の前記画素を一組として、各組を構成する複数の前記画素の画素値を補間してなる信号を演算し、前記被写体があるときと前記被写体がないときとの前記信号の位相ズレ量に基づいて、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システム。8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、前記放射線画像検出器によって取得される画像に対してフーリエ変換を行って該放射線画像の空間周波数スペクトルを取得し、前記空間周波数スペクトルのうちの前記モアレの基本周波数成分を含む空間周波数領域を前記空間周波数スペクトルから分離し、分離された前記空間周波数領域に対して逆フーリエ変換を行って部分位相コントラスト画像を生成する放射線撮影システム。9上記1の放射線撮影システムであって、前記格子及び前記放射線画像検出器を、互いに位相の異なる複数の相対位置関係に配置する走査部を更に備え、前記放射線画像検出器は、前記複数の相対位置関係の各々において前記放射線像を検出し、前記演算処理部は、前記画素毎に、前記複数の相対位置関係の各々において前記放射線像を検出して得られるその画素の複数の画素値を補間してなる信号を演算し、前記被写体があるときと前記被写体がないときとの前記信号の位相ズレ量に基づいて、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システム。10上記1から9のいずれか一つの放射線撮影システムであって、前記各画素は、放射線を検出して電荷を蓄積し、前記放射線画像検出器は、前記各画素に蓄積された電荷を読み出す読み出し回路を有し、前記読み出し回路は、半導体基板に形成されている前記放射線撮影システム。"