"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において、前記放射線画像検出器の性能を補正する検出器補正データと前記第1および第2の格子の性能を補正する格子補正データとを別々に記憶する補正データ記憶部と、該補正データ記憶部に記憶された前記検出器補正データと前記格子補正データとを別個に独立して更新する補正データ更新部と、該補正データ更新部により更新された前記検出器補正データおよび前記格子補正データと前記第2の周期パターン像とに基づいて画像を生成する画像生成部とを備えたことを特徴とする放射線画像撮影装置。前記放射線画像検出器が着脱可能に構成されたものであり、前記放射線画像検出器の着脱を検出する検出器着脱検出部を備え、前記補正データ更新部が、前記放射線画像検出器の着脱が検出された際に前記検出器補正データを更新す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り、前記第1および第2の格子の着脱を検出する格子着脱検出部を備え、前記補正データ更新部が、前記第1および第2の格子の着脱が検出された際に前記格子補正データを更新するものであることを特徴とする請求項1または2記載の放射線画像撮影装置。前記放射線画像検出器と前記第1および第2の格子とが着脱可能に構成されたものであり、前記放射線画像検出器の着脱を検出する検出器着脱検出部と、前記第1および第2の格子の着脱を検出する格子着脱検出部とを備え、前記補正データ更新部が、前記放射線画像検出器と前記第1および第2の格子とのうちの前記放射線画像検出器のみの着脱が検出された場合には、前記検出器補正データおよび前記格子補正データのうちの前記検出器補正データのみを更新し、前記放射線画像検出器と前記第1および第2の格子とのうちの前記第1および第2の格子のみの着脱が検出された場合には、前記検出器補正データおよび前記格子補正データのうちの前記格子補正データのみを更新す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移動機構を備え、前記補正データ更新部が、前記移動機構によって前記放射線画像検出器が移動させられた際に前記格子補正データを更新する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。前記放射線画像検出器と前記第1および第2の格子とが着脱可能に構成されたものであり、前記放射線画像検出器の着脱を検出する検出器着脱検出部と、前記第1および第2の格子の着脱を検出する格子着脱検出部と、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移動機構とを備え、前記補正データ更新部が、前記放射線画像検出器と前記第1および第2の格子とのうちの前記第1および第2の格子のみの着脱が検出された場合には、前記検出器補正データおよび前記格子補正データのうちの前記格子補正データのみを更新し、前記放射線画像検出器と前記第1および第2の格子とのうちの前記放射線画像検出器のみの着脱が検出され、かつ前記移動機構により前記放射線画像検出器が移動してない場合には、前記検出器補正データおよび前記格子補正データのうちの前記検出器補正データのみを更新し、前記放射線画像検出器と前記第1および第2の格子とのうちの前記放射線画像検出器のみの着脱が検出され、かつ前記移動機構により前記放射線画像検出器が移動した場合には、前記検出器補正データおよび前記格子補正データの両方を更新す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。前記検出器補正データが、前記放射線画像検出器のオフセット補正データ、感度補正データおよび欠陥画素補正データの少なくとも1つを含むものであることを特徴とする請求項1から6いずれか1項記載の放射線画像撮影装置。前記格子補正データが、被写体を配置していない状態で前記放射線画像検出器によって検出された前記第2の周期パターン像に基づく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。前記格子補正データが、前記放射線画像検出器のオフセット補正が施された前記第2の周期パターン像に基づくものであることを特徴とする請求項8記載の放射線画像撮影装置。前記格子補正データが、前記放射線画像検出器の感度補正が施された前記第2の周期パターン像に基づくものであることを特徴とする請求項8または9記載の放射線画像撮影装置。前記格子補正データが、前記第1および第2の格子の欠陥位置情報を含むものであることを特徴とする請求項8から10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を備え、前記画像生成部が、前記走査機構による移動にともなって前記一方の格子の各位置について前記放射線画像検出器によって検出された複数の前記第2の周期パターン像を表す放射線画像信号に対して前記検出器補正データを用いた補正を施し、該補正の施された放射線画像信号と前記格子補正データとを用いて位相コントラスト画像を生成するものであることを特徴とする請求項1から11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の格子の前記第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、前記画像生成部が、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前記検出器補正データを用いた補正を施し、該補正の施された放射線画像信号と前記格子補正データとを用いて位相コントラスト画像を生成するものであることを特徴とする請求項1から11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前記位相コントラスト画像を生成するものであることを特徴とする請求項13記載の放射線画像撮影装置。前記画像生成部が、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ものであることを特徴とする請求項1から11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前記被写体の放射線画像を生成する放射線画像生成方法において、前記放射線画像検出器の性能を補正する検出器補正データと前記第1および第2の格子の性能を補正する格子補正データとを別々に記憶し、該検出器補正データと前記格子補正データとを別個に独立して更新し、該更新した検出器補正データおよび格子補正データと前記第2の周期パターン像とに基づいて画像を生成することを特徴とする放射線画像生成方法。しかしながら、放射線画像検出器、乃至は第1、第2の格子の着脱の都度、全てのキャリブレーションを行うようにしたのでは、キャリブレーションを行って撮影が可能になるまでの時間が非常に長くなってしまうという問題がある。この問題に対し、使用する個々の放射線画像検出器および第1、第2の格子に対する補正データを取得しておき、実際に使用する組合せに応じて補正データを選択し、放射線画像検出器および第1、第2の格子の着脱の都度のキャリブレーション動作を不要にすることが解決手段として考えられる。しかし、X線位相画像撮影装置では、画素単位の微弱な信号変化をS/Nよく検出する必要があるため、その補正データにおいても、画素サイズのオーダーの位置精度が要求される。このため、上記解決手段によっては、放射線画像検出器、乃至は第1、第2の格子の着脱において、良好な位相コントラスト画像を得ることは困難である。なお、特許文献1には、上述したような問題点は指摘されておらず、その解決策についても何の提案もなされていない。ところで、X線位相画像撮影装置において、補正すべき各々の項目は、第1および第2の格子の性能のみ由来し、放射線画像検出器の性能とは独立しているものと放射線画像検出器の性能にのみ由来し、第1および第2の格子の性能とは独立しているものに分類可能なものが含まれる。このことから、たとえば、放射線画像撮影用カセッテの交換のみが行われ、第1および第2の格子の交換は行われなかった場合においては、放射線画像検出器の性能を補正するためのキャリブレーションは必要であるが、第1および第2の格子の性能を補正するためのキャリブレーションは行う必要がなく、逆に、第1および第2の格子の交換のみが行われ、放射線画像撮影用カセッテの交換は行われなかった場合においては、第1および第2の格子の性能を補正するためのキャリブレーションは必要であるが、放射線画像検出器の性能を補正するためのキャリブレーションは必要ないといえる。本発明は、上記事情に鑑み、キャリブレーションを簡略化して撮影時間の短縮化を図ることができる放射線画像生成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2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において、放射線画像検出器の性能を補正する検出器補正データと第1および第2の格子の性能を補正する格子補正データとを別々に記憶する補正データ記憶部と、補正データ記憶部に記憶された検出器補正データと格子補正データとを別個に独立して更新する補正データ更新部と、補正データ更新部により更新された検出器補正データおよび格子補正データと第2の周期パターン像とに基づいて画像を生成する画像生成部とを備えたことを特徴とする。また、上記本発明の放射線画像撮影装置においては、放射線画像検出器を着脱可能に構成されたものとし、放射線画像検出器の着脱を検出する検出器着脱検出部を設け、補正データ更新部を、放射線画像検出器の着脱が検出された際に検出器補正データを更新するものとできる。また、第1および第2の格子を着脱可能に構成されたものとし、第1および第2の格子の着脱を検出する格子着脱検出部を設け、補正データ更新部を、第1および第2の格子の着脱が検出された際に格子補正データを更新するものとできる。また、放射線画像検出器と第1および第2の格子とを着脱可能に構成されたものとし、放射線画像検出器の着脱を検出する検出器着脱検出部と、第1および第2の格子の着脱を検出する格子着脱検出部とを設け、補正データ更新部を、放射線画像検出器と第1および第2の格子とのうちの放射線画像検出器のみの着脱が検出された場合には、検出器補正データおよび格子補正データのうちの検出器補正データのみを更新し、放射線画像検出器と第1および第2の格子とのうちの第1および第2の格子のみの着脱が検出された場合には、検出器補正データおよび格子補正データのうちの格子補正データのみを更新するものとできる。また、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移動機構を設け、補正データ更新部を、移動機構によって放射線画像検出器が移動させられた際に格子補正データを更新するものとできる。また、放射線画像検出器と第1および第2の格子とを着脱可能に構成されたものとし、放射線画像検出器の着脱を検出する検出器着脱検出部と、第1および第2の格子の着脱を検出する格子着脱検出部と、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移動機構とを設け、補正データ更新部を、放射線画像検出器と第1および第2の格子とのうちの第1および第2の格子のみの着脱が検出された場合には、検出器補正データおよび格子補正データのうちの格子補正データのみを更新し、放射線画像検出器と第1および第2の格子とのうちの放射線画像検出器のみの着脱が検出され、かつ移動機構により放射線画像検出器が移動してない場合には、検出器補正データおよび格子補正データのうちの検出器補正データのみを更新し、放射線画像検出器と第1および第2の格子とのうちの放射線画像検出器のみの着脱が検出され、かつ移動機構により放射線画像検出器が移動した場合には、検出器補正データおよび格子補正データの両方を更新するものとできる。また、検出器補正データを、放射線画像検出器のオフセット補正データ、感度補正データおよび欠陥画素補正データの少なくとも1つを含むものとできる。また、格子補正データを、被写体を配置していない状態で放射線画像検出器によって検出された第2の周期パターン像に基づくものとできる。また、格子補正データを、放射線画像検出器のオフセット補正が施された第2の周期パターン像に基づくものとできる。また、格子補正データを、放射線画像検出器の感度補正が施された第2の周期パターン像に基づくものとできる。また、格子補正データを、第1および第2の格子の欠陥位置情報を含むものとすることができる。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を設け、画像生成部を、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に対して検出器補正データを用いた補正を施し、その補正の施された放射線画像信号と格子補正データとを用いて位相コントラスト画像を生成するものとできる。また、第1の格子と第2の格子とを、第1の格子の第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されたものとし、画像生成部を、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検出器補正データを用いた補正を施し、その補正の施された放射線画像信号と格子補正データとを用いて位相コントラスト画像を生成するものとできる。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位相コントラスト画像を生成するものときる。また、画像生成部を、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ものとできる。本発明の放射線画像生成方法は、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被写体の放射線画像を取得する放射線画像取得方法において、放射線画像検出器の性能を補正する検出器補正データと第1および第2の格子の性能を補正する格子補正データとを別々に記憶し、検出器補正データと格子補正データとを別個に独立して更新し、その更新した検出器補正データおよび格子補正データと第2の周期パターン像とに基づいて画像を生成することを特徴とする。ここで、上記着脱可能な構成とは、取り付けたり、取り外したりできる構成に限らず、取り付けた状態のままで設置位置を変更することによって通常の設置状態から待避させる構成も含むものとする。本発明の放射線画像生成方法および放射線画像撮影装置によれば、放射線画像検出器の性能を補正する検出器補正データと第1および第2の格子の性能を補正する格子補正データとを別々に記憶し、検出器補正データと格子補正データとを別個に独立して更新するようにしたので、たとえば、放射線画像検出器の着脱のみが行われた場合には、検出器補正データの更新のみを行うようにしたり、第1および第2の格子の着脱のみが行われた場合には、格子補正データの更新のみを行うようにしたりすることができ、キャリブレーションを簡略化し、キャリブレーションを行って撮影が可能になるまでの時間の短縮を図ることができる。また、本発明の放射線画像撮影装置において、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て拡大率を変更して拡大撮影を行う際には、放射線画像検出器の移動によって特に変動のない検出器補正データについては更新を行わず、放射線画像検出器の移動によって変動する格子補正データのみを更新するようにできるので、この場合においてもキャリブレーションを簡略化、キャリブレーションを行って撮影が可能になるまでの時間の短縮を図ることができる。以下、図面を参照して本発明の放射線画像撮影装置の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システムについて説明する。図1は、本発明の一実施形態を用いた乳房画像撮影表示システム全体の概略構成を示す図である。本乳房画像撮影表示システムは、図1に示すように、乳房画像撮影装置10と、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11に組み込まれたアームコントローラ33により制御される。また、撮影台14の乳房設置面とは反対側には、グリッドユニット16とカセッテユニット17とが撮影台14からこの順に配置されている。グリッドユニット16は、グリッドユニット16を支持するとともに、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、本実施形態においては、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、グリッドユニット16と同様に、カセッテユニット17をアーム部13に取り付けた状態のままでカセッテユニット17を放射線の光路上から待避可能な構成とし、カセッテユニット17を放射線の光路上に設置させたり、待避させることによってカセッテユニット17を着脱可能に構成するようにしてもよい。そして、本実施形態においては、サイズなどが異なる複数種類のカセッテユニット17が着脱可能に構成されているものとする。そして、アーム部13内には、カセッテ支持部17aを上下方向Z方向に移動させるカセッテ移動機構6が設けられている。カセッテ移動機構6は、拡大撮影における拡大率に応じた距離だけカセッテユニット17を移動させるものであり、アームコントローラ33によって制御される。なお、本実施形態における拡大率とは、放射線源1の焦点と乳房B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b/aで表される。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、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。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により形成された第1の周期パターン像を強度変調して第2の周期パターン像を形成するものであり、図5に示すように、第1の格子2と同様に、放射線を主として透過する基板31と、基板31に設けられた複数の部材32とを備えている。複数の部材32は放射線を遮蔽するものであり、いずれも放射線の光軸に直交する面内の一方向X方向およびZ方向に直交するY方向、図5の紙面厚さ方向に延伸した線状の部材である。複数の部材32は、X方向に一定の周期P2で、互いに所定の間隔d2を空けて配列されている。複数の部材32の素材としては、たとえば、金、白金などの金属を用いることができる。第2の格子3は、振幅変調型格子であることが望ましい。このとき、部材32は放射線を十分に吸収する厚さが必要である。たとえば、部材32を金とした場合、通常の医療診断用のX線エネルギー領域において必要な厚さh2は10μm~数100μm程度になる。ここで、放射線源1から照射される放射線が、平行ビームではなく、コーンビームである場合には、第1の格子2を通過して形成される第1の格子2の自己像G1は、放射線源1からの距離に比例して拡大される。そして、本実施形態においては、第2の格子3の格子ピッチP2と間隔d2は、そのスリット部が、第2の格子3の位置における第1の格子2の自己像G1の明部の周期パターンとほぼ一致するように決定される。すなわち、放射線源1の焦点から第1の格子2までの距離をZ1、第1の格子2から第2の格子3までの距離をZ2とし第1の格子2を90°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子とした場合、第2の格子ピッチP2は、次式2の関係を満たすように決定される。なお、P1’は、第2の格子3の位置における第1の格子2の自己像G1のピッチである。また、第1の格子2を180°の位相変調を与える位相変調型格子とした場合には、次式3の関係を満たすように決定される。なお、放射線源1から照射される放射線が平行ビームである場合には、第1の格子2を90°の位相変調を与える位相変調型格子または振幅変調型格子とした場合、P2=P1を満たすように決定され、第1の格子2を180°の位相変調を与える位相変調型格子とした場合には、P2=P1/2を満たすように決定される。そして、本実施形態の乳房画像撮影装置10をタルボ干渉計として機能させるためには、さらにいくつかの条件をほぼ満たさねばならない。その条件について以下に説明する。まず、第1の格子2と第2の格子3とのグリッド面が、図2に示すX-Y平面に平行であることが必要である。そして、さらに、第1の格子2と第2の格子3との距離Z2は、第1の格子2が90°の位相変調を与える位相変調型格子である場合、次の条件をほぼ満たさなければならない。ただし、λは放射線の波長通常は実効波長、mは0か正の整数、P1は上述した第1の格子2の格子ピッチ、P2は上述した第2の格子3の格子ピッチである。また、第1の格子2が180°の位相変調を与える位相変調型格子である場合には、次の条件をほぼ満たさなければならない。ただし、λは放射線の波長通常は実効波長、mは0か正の整数、P1は上述した第1の格子2の格子ピッチ、P2は上述した第2の格子3の格子ピッチである。また、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、カセッテ補正データ記憶部62、グリッド補正データ記憶部63、カセッテ着脱検出部64およびグリッド着脱検出部65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、入力部50において撮影者によって入力された拡大撮影の拡大率に基づいて、図1に示すカセッテ移動機構6を制御するものである。また、制御部60は、補正データ更新部60aを備えている。補正データ更新部60aは、入力部50において撮影者によって入力されたキャリブレーション開始指示に応じて、後述するカセッテ補正データやグリッド補正データを取得して更新するように放射線源1や放射線画像検出器4などを制御するものである。そして、補正データ更新部60aは、カセッテユニット17の着脱状況やグリッドユニット16の着脱状況や拡大率変更の有無などに応じてカセッテ補正データとグリッド補正データとを別個に独立して更新するものである。なお、その更新方法については後で詳述する。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。カセッテ補正データ記憶部62は、放射線画像検出器4の性能を補正するカセッテ補正データが記憶されたものであり、具体的には、本実施形態においては、カセッテ補正データとして、放射線画像検出器4のオフセット補正データ、感度補正データおよび欠陥画素補正データが記憶されている。なお、カセッテ補正データには、リニアリティ補正データ、残像補正データなども含まれるが、これらは通常、出荷時に取得され、補正データの取得方法も通常の放射線画像検出器と同じであるため、本実施形態での詳細な説明は省略する。オフセット補正データは、放射線画像検出器4に放射線を照射していない状態で放射線画像検出器4から出力されたオフセット補正用画像に基づいて生成されるものである。図7は、オフセット補正データOdataの一例を模式的に示したものである。なお、オフセット補正データOdataは、ランダムノイズを低減させるために、複数のオフセット補正用画像を画素毎に平均化して取得することが望ましい。感度補正データは、放射線画像検出器4に対して被写体と第1および第2の格子2,3とを通過していない一様な放射線を照射することによって放射線画像検出器4から出力された感度補正データ生成用画像Dxに基づいて生成されるものである。具体的には、感度補正データSdataは、感度補正データ生成用画像Dxに対して上述したオフセット補正データOdataを用いてオフセット補正を施したものに基づいて生成され、下式によって算出される。Sdata=C/Dx-Odataただし、Cは規格化係数感度補正データSdataは、ランダムノイズを低減するために、上式のようにオフセット補正を施した複数の感度補正データ生成用画像Dxを画素毎に平均化したものに基づいて生成することが望ましい。図8は、感度補正データ生成用画像Dxに基づいて生成された感度補正データSdataの一例を模式的に示したものである。なお、感度補正データSdataは、上述したように、第1および第2の格子2,3を含む被写体がない状態での放射線の照射によって取得された感度補正データ生成用画像によって生成されるが、グリッドユニット16の待避については、たとえば、感度補正データ生成用画像を撮影する際に自動的に行う構成としてもよいし、もしくは、感度補正データ生成用画像を撮影する際にモニタ40にグリッドユニット16を取り外すよう促すメッセージを表示するなどして撮影者に報知し、その報知によって撮影者がグリッドユニット16を取り外すようにしてもよい。欠陥画素補正データは、放射線を照射した状態か、もしくは放射線を放射線していない状態において放射線画像検出器4から出力された欠陥画素補正データ生成用画像を用いて生成される。具体的には、欠陥画素補正データ生成用画像の各画素に対して、予め設定された所定の閾値を用いて閾値判定を行うことによって欠陥画素が抽出され、その欠陥画素のアドレス情報が欠陥画素補正データとして取得されて記憶されている。なお、欠陥画素の抽出方法はこれに限らず、各種公知の方法を用いることが可能である。なお、欠陥画素補正データを放射線を照射した状態で取得する場合には、感度補正データの場合と同様にしてグリッドユニット16を退避させることが好ましい。グリッド補正データ記憶部63は、第1および第2の格子の性能を補正するグリッド補正データが記憶されたものである。本実施形態においては、位相コントラスト画像を生成する際に、第1,第2の格子2,3の格子ピッチの面内バラツキや、第1,第2の格子2,3の相対位置ずれに対する補正データ以降、位相オフセット補正データと呼ぶや、格子の欠陥補正データ以降、位相欠陥補正データと呼ぶをグリッド補正データとする。グリッド補正データは、被写体Bを設置していない状態で第1の格子2および第2の格子3を通過した放射線を放射線画像検出器4によって検出し、後述する位相コントラスト画像の生成処理と同様の処理によって取得されるものである。具体的には、グリッド補正データは、後述する位相コントラスト画像の撮影のときと同様に、第1の格子2に対して第2の格子3をX方向第2の格子3の部材32の延伸方向に直交する方向についてその配列ピッチP2の整数分の1ずつ並進移動させ、第2の格子3の各位置において、第1の格子2および第2の格子3によって形成され、放射線画像検出器4によって検出された画像から生成される。本実施形態においては、上述したようにして、グリッド補正データ生成のために取得した複数のグリッド補正データ生成用画像Dgに対して、下式に示すように、放射線画像検出器4のオフセット補正と感度補正を施したものをグリッド補正データ生成用画像データDpk=0~M-1として取得する。Dpk=0~M-1=Dgk=0~M-1-Odata×Sdata図9は、上述した感度補正データ生成用画像Dxと感度補正前のグリッド補正データ生成用画像Dgと感度補正後のグリッド補正データ生成用画像Dpとの関係を示すものであり、図10は、第2の格子3の位置k=0~M-1について撮影したグリッド補正データ生成用画像Dgk=0~M-1に対して、オフセット補正および感度補正を施したグリッド補正データ生成用画像Dpk=0~M-1の一例を模式的に示したものである。このようにして得られたグリッド補正データ生成用画像は、検出器の性能が補正され、グリッドの性能が分離抽出されていることに着目されたい。そして、後に詳述する処理によって、グリッド補正データ生成用画像から位相オフセット補正データ、位相欠陥補正データといったグリッド補正データを生成し、グリッド補正データ記憶部63に記憶する。カセッテ着脱検出部64は、カセッテ支持部17aへのカセッテユニット17の着脱を検出するものである。カセッテ着脱検出部64は、たとえば、電気的な接触、非接触を検出することによってカセッテユニット17の着脱を検出するものとしてもよいし、光学的なセンサなどの出力によってカセッテユニット17の着脱を検出するものとしてもよい。グリッド着脱検出部65は、グリッド支持部16aへのグリッドユニット16の着脱を検出するものである。グリッド着脱検出部65は、カセッテ着脱検出部63と同様に、たとえば、電気的な接触、非接触を検出するものでもよし、光学的なセンサなどの出力を検出するものでもよい。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、拡大撮影における拡大率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11および図12に示すフローチャートを参照しながら説明する。まず、撮影者によって入力部50を用いて種々の撮影条件が入力されるS10。このとき拡大撮影を行う場合には、拡大率が入力され、入力部50において受け付けられた拡大率は制御部60に出力される。そして、制御部60は、拡大撮影の拡大率が入力された場合には、入力された拡大率に応じた拡大撮影が行われるように制御部60がアームコントローラ33に制御信号を出力し、その制御信号に応じてアームコントローラ33によってカセッテ移動機構6が駆動制御され、カセッテ移動機構6によってカセッテユニット17が上下方向に移動するS12。すなわち、カセッテ移動機構6が、放射線源1と放射線画像検出器4の検出面との距離が、撮影者によって設定入力された拡大率に応じた距離となるようにカセッテユニット17をZ方向に移動させる。次に、撮影者によって入力部50を用いてキャリブレーション開始指示が入力される。そして、入力部50において受け付けられたキャリブレーション開始指示は、制御部60の補正データ更新部60aに入力され、補正データ更新部60aは、グリッドユニット16およびカセッテユニット17の着脱検出状況と、拡大率変更の有無に応じて更新する補正データを選択し、その補正データの取得を開始するS14。ここで、補正データ更新部60aの作用について、図12に示すフローチャートを参照しながら具体的に説明する。補正データ更新部60aは、まず、前回の位相コントラスト画像の撮影から今回の位相コントラスト画像の撮影の間において、カセッテユニット17およびグリッドユニット16の着脱が行われたか否かの情報をカセッテ着脱検出部64とグリッド着脱検出部65とから取得する。そして、補正データ更新部60aは、カセッテユニット17とグリッドユニット16との両方の着脱が行われている場合にはS30,YES、S32,YES、カセッテ補正データとグリッド補正データとの両方を取得するように放射線源1および放射線画像検出器4などを制御する。そして、取得したカセッテ補正データをカセッテ補正データ記憶部62に記憶させて更新するとともに、グリッド補正データをグリッド補正データ記憶部63に記憶させて更新するS34。また、補正データ更新部60aは、カセッテユニット17のみの着脱が行われ、グリッドユニット16の着脱が行われていない場合にはS30,YES、S32,NO、撮影者によって拡大撮影の指示が行われているか否かを確認し、拡大撮影の指示が行われている場合にはS36,YES、カセッテ補正データとグリッド補正データとの両方を取得するように放射線源1および放射線画像検出器4などを制御する。そして、取得したカセッテ補正データをカセッテ補正データ記憶部62に記憶させて更新するとともに、グリッド補正データをグリッド補正データ記憶部63に記憶させて更新するS38。一方、撮影者によって拡大撮影の指示が行われていない場合にはS36,NO、カセッテ補正データおよびグリッド補正データのうちのカセッテ補正データのみを取得するように放射線源1および放射線画像検出器4などを制御する。そして、取得したカセッテ補正データをカセッテ補正データ記憶部62に記憶させて更新し、グリッド補正データについては更新しないS40。また、補正データ更新部60aは、カセッテユニット17の着脱が行われず、グリッドユニット16の着脱が行われている場合にはS30,NO、S42,YES、カセッテ補正データおよびグリッド補正データのうちのグリッド補正データのみを取得するように放射線源1および放射線画像検出器4などを制御する。そして、取得したグリッド補正データをグリッド補正データ記憶部63に記憶させて更新し、カセッテ補正データについては更新しないS44。一方、補正データ更新部60aは、カセッテユニット17およびグリッドユニットの両方の着脱が行われていない場合にはS30,NO、S42,NO、撮影者によって拡大率変更の指示が行われているか否かを確認する。そして、拡大率変更の指示が行われている場合にはS46,YES、カセッテ補正データおよびグリッド補正データのうちのグリッド補正データのみを取得するように放射線源1および放射線画像検出器4などを制御する。そして、取得したグリッド補正データをグリッド補正データ記憶部63に記憶させて更新し、カセッテ補正データについては更新しないS48。一方、撮影者によって拡大率変更の指示が行われていない場合にはS46,NO、カセッテ補正データおよびグリッド補正データの両方とも更新しないS50。上記のようにして、補正データ更新部60aは、グリッドユニット16およびカセッテユニット17の着脱検出状況と、拡大率変更の有無に応じて、更新する補正データを選択し、その補正データの更新を行う。そして、上述したような補正データの更新が行われた後、位相コントラスト画像の撮影が開始される。具体的には、図11に示すフローチャートに戻り、まず、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、その撮影開始指示の入力に応じて放射線源1から放射線が射出されるS18。そして、その放射線は乳房Bを透過した後、第1の格子2に照射される。第1の格子2に照射された放射線は、第1の格子2で回折されることにより、第1の格子2から放射線の光軸方向において所定の距離において、タルボ干渉像を形成する。これをタルボ効果と呼び、光波が第1の格子2を通過したとき、第1の格子2から所定の距離において、第1の格子2の自己像G1を形成する。たとえば、第1の格子2が、90°の位相変調を与える位相変調型格子の場合、上式4または上式7180°の位相変調型格子の場合は上式5または上式8、強度変調型格子の場合は上式6または上式9で与えられる距離において第1の格子2の自己像G1を形成する一方、被検体である乳房Bによって、第1の格子2に入射する放射線の波面は歪むため、第1の格子2の自己像G1はそれに従って変形している。続いて、放射線は、第2の格子3を通過する。その結果、上記の変形した第1の格子2の自己像G1は第2の格子3との重ね合わせにより、強度変調を受け、上記波面の歪みを反映した画像信号として放射線画像検出器4により検出される。そして、放射線画像検出器4によって検出された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。そして、位相コントラスト画像生成部61は、カセッテ補正データ記憶部62に記憶されたカセッテ補正データを用いて、入力された画像信号に対してオフセット補正、感度補正および欠陥画素補正を施し、そのカセッテ補正済画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成するS20。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。なお、各々の位置で撮影した各画像は、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発生するモアレによって、放射線画像検出器4では縞状の画像として検出されるため、以降はこれを縞画像と呼ぶことにする。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。位相コントラスト画像生成部61は、上述したようにカセッテ補正データ記憶部62に記憶されたカセッテ補正データを用いて、入力されたM枚の縞画像信号に対してオフセット補正、感度補正および欠陥画素補正を施し、そのカセッテ補正済縞画像信号に基づいて位相コントラスト画像を生成する。以下に、このM枚のカセッテ補正済縞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の各画素における強度変調信号の位相ズレ量Ψに対応する。したがって、放射線画像検出器4の各画素について取得されたM個の補正済縞画像信号の画素信号から、式18に基づいて位相コントラスト画像の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によって取得された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縞画像信号の変化を示しており、実線は、被検体Bが存在する場合の縞画像信号の変化を示している。この両者の波形の位相差が各画素の強度変調信号の位相ズレ量Ψに対応する。一方で、第1、第2の格子2,3の格子ピッチの面内バラツキや、第1、第2の格子2,3間の相対位置のズレといったグリッドユニット16の性能、あるいはグリッドユニット16と放射線画像検出器4間の相対位置のズレによっては、被写体Bが存在しない場合の強度変調信号の位相は各画素ごとに異なり、これを初期位相Ψ0とすると、上記の位相ズレ量Ψは、図16に示すように、被写体Bによる位相ズレ量Ψtに初期位相Ψ0がオフセットとなって重畳されている。この初期位相Ψ0が前述の位相オフセットであり、初期位相Ψ0の各画素ごとのバラツキによって、位相コントラスト画像上のアーチファクトとなる。この位相オフセットを補正し、被写体Bによる位相ズレΨtを求めるためには、被写体Bが存在しない場合の前記強度変調信号の位相ズレ量Ψを初期位相Ψ0とし、被写体Bが存在する場合の位相ズレΨから減算すればよい。すなわち、位相オフセット補正データは、初期位相Ψ0とすることができる。本実施形態では、グリッド補正データ記憶部63には、この前述の被写体Bが存在しない状態で撮影したグリッド補正データ生成用画像Dpk=0~M-1の画素信号から、上式18に基づいて各画素の強度変調信号の相互の位相ズレΨを算出することで得られた各画素における強度変調信号の初期位相Ψ0が、位相オフセットデータとして記憶されている。そして、位相コントラスト画像生成部61は、上述した撮影によって取得されたM枚のカセッテ補正済縞画像信号の各画素信号から強度変調信号を生成して、位相ズレ量Ψを算出し、グリッド補正データ記憶部63に記憶された位相オフセット補正データ初期位相Ψ0との差分に基づいて、被写体Bによる位相ズレ量Ψtを算出し、これに基づいて屈折角ψxを算出する。ところで、第1、第2の格子23の少なくともどちらか一方にボイドがあったり、ホコリが付着すると、ボイドやホコリの位置に対応する放射線画像検出器4の画素において、第1の格子2の格子パターン像と第2の格子3の格子パターンとの重ねあわせによる縞画像が得られず、強度変調信号が得られない画素となる。これを位相欠陥画素と呼ぶこととし、本実施形態では、この位相欠陥画素の位置を位相欠陥補正データとしてグリッド補正データ記憶部63に記憶する。なお、位相欠陥画素の要因としては、他にも格子の接合部や格子パターンの倒れ等、構造上、製造上の様々な要因が考えられ、ボイドやホコリに限定されるものではない。具体的には、被写体Bが存在しない状態で撮影したグリッド補正データ生成用縞画像Dpk=0~M-1の画素信号から、図17に示すように各画素ごとに走査ステップkに対する強度変調信号を生成し、この強度変調信号の振幅が所定の閾値以下の画素を位相欠陥画素と判定する。なお、位相欠陥画素の判定方法は、上記に限らず、位相欠陥画素となる各種要因に応じて他の判定方法を用いてもかまわない。そして、位相コントラスト画像生成部61は、上述のようにして得られた屈折角ψxに対して、グリッド補正データ記憶部63に記憶された位相欠陥画素補正データに基づいて、位相コントラスト画像の欠陥画素位置を特定し、位相欠陥画素を補正する。位相欠陥画素の補正方法は、典型的には、位相欠陥画素の屈折角φを、周囲の正常画素の屈折角φから線形補間によって生成する等、放射線画像検出器の欠陥画素補正に用いられるような各種の補正方法を用いることが可能である。また、位相欠陥画素補正は、上記位相オフセット補正を実施した後が好ましい。また、上述したようなグリッド補正データ生成のために、被写体が存在しない状態で撮影する縞画像数は、被写体が存在する状態で撮影する縞画像枚数とは必ずしも一致する必要はない。すなわち、グリッド補正データ生成用画像の走査ステップ数は、走査ステップ数k=0~M-1のうち、いくつかのkを間引いて減らしてもよいし、走査ピッチを細かくして増やしてもよい。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や位相ズレ量の2次元分布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、複数の縞画像信号とグリッド補正データとに基づいて位相コントラスト画像が生成されるS22。なお、上記実施形態の放射線位相画像撮影装置は、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の後方のあらゆる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、管電圧を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位相画像撮影装置と比較すると、撮影装置をより薄型化することができる。また、上記実施形態の乳房画像撮影システムは、拡大撮影の際、放射線源の位置を変えずにカセッテユニット17のみを移動させるものであるが、上記のように第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の場合には、カセッテユニット17の移動に合わせて放射線源ユニット15も同じ方向に移動させるようにしてもよい。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18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18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18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19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17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19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、本実施形態においては、上述したとおり、Dx=50μm、Dy=10μm、M=5としているので、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、本実施形態においては、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18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20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のピッチを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19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21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21に示す第1~第5読取ラインは、図18に示す副画素サイズDyに相当する。また、図21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22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。なお、グリッド補正データについても、上記本撮影と同様にして1回の撮影によって5枚のグリッド補正データが取得される。そして、上記第1~第5の縞画像信号と5枚のグリッド補正データとに基づいて、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18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、各画素単位に対して、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。ここで、上述した光読取方式の放射線画像検出器の構成および作用について、以下に説明する。図23Aは、光読取方式の放射線画像検出器400の斜視図、図23Bは図23Aに示す放射線画像検出器のXZ面断面図、図23Cは図23A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23A~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。この様なカルコゲナイド系元素を含む物質を用いる場合、電荷蓄積層の厚みは0.4μm以上3.0μm以下であること好ましく、より好ましくは0.5μm以上2.0μm以下である。この様な電荷蓄積層は、一度の製膜で形成しても良いし、複数回に分けて積層しても良い。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。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、MgPcMagnesiumphthalocyanine,VoPcphaseIIofVanadylphthalocyanine、CuPcCopperphtalocyanine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23A,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23B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23Aに示すように、透明線状電極45aと遮光線状電極45bの延伸方向に直交する方向X方向に延設された線状読取光源500を備えている。線状読取光源500は、LEDLightEmittingDiodeやLDLaserDiodeなどの光源と所定の光学系とから構成され、透明線状電極45aおよび遮光線状電極45bの延伸方向Y方向について略10μmの幅の線状の読取光を放射線画像検出器400に照射するように構成されている。そして、この線状読取光源500は、所定の移動機構図示省略によってY方向について移動するものであり、この移動により線状読取光源500から発せられた線状の読取光によって放射線画像検出器400が走査されて画像信号が読み出される。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24A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、第1の格子2の自己像G1と第2の格子3との重ね合わせによって強度変調された放射線が、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24B参照。そして、次に、図25に示すように、第1の電極層41が接地された状態において、線状読取光源500から発せられた線状の読取光L1が第2の電極層45側から照射される。読取光L1は透明線状電極45aを透過して読取用光導電層44に照射され、その読取光L1の照射により読取用光導電層44において発生した正の電荷が電荷蓄積層43における潜像電荷と結合するとともに、負の電荷が、透明線状電極45aに接続されたチャージアンプ200を介して遮光線状電極45bに帯電した正の電荷と結合する。そして、読取用光導電層44において発生した負の電荷と遮光線状電極45bに帯電した正の電荷との結合によって、チャージアンプ200に電流が流れ、この電流が積分されて画像信号として検出される。そして、線状読取光源500が、副走査方向Y方向に移動することによって線状の読取光L1によって放射線画像検出器400が走査され、線状の読取光L1の照射された読取ライン毎に上述した作用によって画像信号が順次検出され、その検出された読取ライン毎の画像信号が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。また、上記実施形態は、本発明の放射線位相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、本発明の放射線位相画像撮影装置は、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撮影肢体のズレ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26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22,32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B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B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B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27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27a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27b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27a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27bには、図27a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。なお、グリッド補正データついては、各回転角度について取得されるものとする。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。"