"放射線源から放射された放射線を通過させるとともに、タルボ効果により第1の周期パターン像を生成する第1の格子と、前記第1の格子に対向配置され、前記第1の周期パターン像を部分的に遮蔽して第2の周期パターン像を生成する第2の格子と、前記第1及び第2の格子の少なくとも一方の位置を調整する位置調整部と、前記第2の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、前記放射線源と前記第1の格子の間に配置された被検体を通過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて前記位置調整部を制御して、前記第1の格子と前記第2の格子との間の距離を、被検体を通過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定する制御部と、を備えることを特徴とする放射線撮影装置。前記制御部は、前記放射線源から放射される放射線の特性に関連する第1のパラメータと、被検体の種別を表す第2のパラメータとにより決定されるタルボ距離に基づいて前記位置調整部を制御することを特徴とする請求項1に記載の放射線撮影装置。前記第1のパラメータは、前記放射線源の管電圧の設定値であることを特徴とする請求項2に記載の放射線撮影装置。前記制御部は、前記第1のパラメータに基づき、被検体に入射する前の放射線の第1のエネルギスペクトルを決定する第1のエネルギスペクトル決定部と、前記第2のパラメータに基づき、放射線の被検体の透過率を決定する被検体透過率決定部と、前記第1のエネルギスペクトルに前記透過率を掛け合わせることにより第2のネルギスペクトルを決定する第2のエネルギスペクトル決定部と、前記第2のネルギスペクトルの中心エネルギに対応する中心波長を算出し、この中心波長からタルボ距離を算出するタルボ距離算出部と、を備えることを特徴とする請求項2または3に記載の放射線撮影装置。前記被検体透過率決定部は、被検体に対応する線減弱係数と、被検体の厚みとに基づいて前記透過率を決定することを特徴とする請求項4に記載の放射線撮影装置。前記放射線源から放射される放射線はコーンビーム状であり、前記位置調整部は、前記第1の格子の位置を調整する第1の位置調整部と、前記第2の格子の位置を調整する第2の位置調整部とからなり、前記制御部は、前記第1及び第2の位置調整部を制御することにより、前記放射線源と前記第1の格子との間の距離と、前記第1の格子と前記第2の格子との間の距離とをそれぞれ設定することを特徴とする請求項1から5いずれか1項に記載の放射線撮影装置。前記位相微分画像を、前記第1及び第2の格子の格子線に直交する方向に沿って積分処理することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部を備えること特徴とする請求項1から6いずれか1項に記載の放射線撮影装置。前記第1の格子に対する前記第2の格子の相対位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査手段を備え、前記放射線画像検出器は、前記各走査位置で前記第2の周期パターン像を検出して画像データを生成し、前記位相微分画像生成部は、前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成することを特徴とする請求項1から7いずれか1項に記載の放射線撮影装置。前記放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化するマルチスリットを備えることを特徴とする請求項1から8いずれか1項に記載の放射線撮影装置。放射線源から放射された放射線を通過させるとともに、タルボ効果により第1の周期パターン像を生成する第1の格子と、前記第1の格子に対向配置され、前記第1の周期パターン像を部分的に遮蔽して第2の周期パターン像を生成する第2の格子と、前記第1及び第2の格子の少なくとも一方の位置を調整する位置調整部と、前記第2の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、を備えた放射線撮影装置の制御方法において、前記放射線源と前記第1の格子の間に配置された被検体を通過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて前記位置調整部を制御して、前記第1の格子と前記第2の格子との間の距離を、被検体を通過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定することを特徴とする制御方法。しかしながら、タルボ距離は、第1の格子に入射するX線の波長によって決まるため、X線源と第1の格子との間に被検体を配置した場合には、被検体での相互作用吸収や散乱によって被検体透過後のX線の波長が変化し、被検体に対応する部分でタルボ距離が変化することにより、肝心な被検体部分の画質が劣化するといった問題がある。本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、タルボ効果を利用した放射線撮影装置において、タルボ距離の変化による被検体部分の画質劣化を防止することを可能とする放射線撮影装置及びその制御方法を提供することを目的とする。上記目的を達成するために、本発明の放射線撮影装置は、放射線源から放射された放射線を通過させるとともに、タルボ効果により第1の周期パターン像を生成する第1の格子と、前記第1の格子に対向配置され、前記第1の周期パターン像を部分的に遮蔽して第2の周期パターン像を生成する第2の格子と、前記第1及び第2の格子の少なくとも一方の位置を調整する位置調整部と、前記第2の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、前記放射線源と前記第1の格子の間に配置された被検体を通過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて前記位置調整部を制御して、前記第1の格子と前記第2の格子との間の距離を、被検体を通過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定する制御部と、を備えることを特徴とする。前記制御部は、前記放射線源から放射される放射線の特性に関連する第1のパラメータと、被検体の種別を表す第2のパラメータとにより決定されるタルボ距離に基づいて前記位置調整部を制御する。前記第1のパラメータは、前記放射線源の管電圧の設定値である。前記制御部は、前記第1のパラメータに基づき、被検体に入射する前の放射線の第1のエネルギスペクトルを決定する第1のエネルギスペクトル決定部と、前記第2のパラメータに基づき、放射線の被検体の透過率を決定する被検体透過率決定部と、前記第1のエネルギスペクトルに前記透過率を掛け合わせることにより第2のネルギスペクトルを決定する第2のエネルギスペクトル決定部と、前記第2のネルギスペクトルの中心エネルギに対応する中心波長を算出し、この中心波長からタルボ距離を算出するタルボ距離算出部と、を備える。前記被検体透過率決定部は、被検体に対応する線減弱係数と、被検体の厚みとに基づいて前記透過率を決定する。前記放射線源から放射される放射線はコーンビーム状であり、前記位置調整部は、前記第1の格子の位置を調整する第1の位置調整部と、前記第2の格子の位置を調整する第2の位置調整部とからなり、前記制御部は、前記第1及び第2の位置調整部を制御することにより、前記放射線源と前記第1の格子との間の距離と、前記第1の格子と前記第2の格子との間の距離とをそれぞれ設定する。本発明の放射線撮影装置は、前記位相微分画像を、前記第1及び第2の格子の格子線に直交する方向に沿って積分処理することにより位相コントラスト画像を生成する位相コントラスト画像生成部を備える。前記第1の格子に対する前記第2の格子の相対位置を変更し、複数の走査位置に順に設定する走査手段を備え、前記放射線画像検出器は、前記各走査位置で前記第2の周期パターン像を検出して画像データを生成し、前記位相微分画像生成部は、前記放射線画像検出器により生成される複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成する。本発明の放射線撮影装置は、前記放射線源から放射された放射線を部分的に遮蔽して焦点を分散化するマルチスリットを備える。本発明の放射線撮影装置の制御方法は、放射線源から放射された放射線を通過させるとともに、タルボ効果により第1の周期パターン像を生成する第1の格子と、前記第1の格子に対向配置され、前記第1の周期パターン像を部分的に遮蔽して第2の周期パターン像を生成する第2の格子と、前記第1及び第2の格子の少なくとも一方の位置を調整する位置調整部と、前記第2の周期パターン像を検出して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記画像データに基づいて位相微分画像を生成する位相微分画像生成部と、を備えた放射線撮影装置の制御方法において、前記放射線源と前記第1の格子の間に配置された被検体を通過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて前記位置調整部を制御して、前記第1の格子と前記第2の格子との間の距離を、被検体を通過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定する。本発明によれば、放射線源と第1の格子の間に配置された被検体を通過した後の放射線の波長に関連するパラメータに基づいて位置調整部を制御して、第1の格子と第2の格子との間の距離を、被検体を通過した後の放射線により生じるタルボ距離に設定するので、被検体部分の画質劣化を防止することができる。第1の実施形態図1において、X線撮影装置10は、X線源11、撮影部12、メモリ13、画像処理部14、画像記録部15、撮影制御部16、コンソール17、及びシステム制御部18を備えている。X線源11は、例えば、回転陽極型のX線管と、X線の照射野を制限するコリメータとを有し、被検体Hに向けてX線を放射する。撮影部12は、X線画像検出器20と、第1及び第2の格子21,22とからなる。第1及び第2の格子21,22は、吸収型格子であり、X線照射方向であるz方向に関してX線源11に対向配置されている。X線源11と第1の格子21との間には、被検体Hが配置可能な間隔が設けられている。X線画像検出器20は、半導体回路を用いたフラットパネル検出器であり、第2の格子22の背後に、検出面20aがz方向に直交するように配置されている。第1の格子21は、z方向に直交する格子面内の一方向であるy方向に延伸された複数のX線吸収部21a及びX線透過部21bを備えている。X線吸収部21a及びX線透過部21bは、z方向及びy方向に直交するx方向に沿って交互に配列されており、縞状のパターンを形成している。第2の格子22は、第1の格子21と同様にy方向に延伸され、かつx方向に沿って交互に配列された複数のX線吸収部22a及びX線透過部22bを備えている。X線吸収部21a,22aは、金Au、白金Pt等のX線吸収性を有する金属からなる。X線透過部21b,22bは、シリコンSiや樹脂等のX線透過性を有する材料からなる。X線源11から放射されるX線は、第1の格子21を通過するX線にタルボ効果を発生させうるだけの空間干渉性を有する。第1の格子21は、X線源11から放射されたX線を部分的に通過させ、タルボ効果によりタルボ距離だけ離れた位置に自己像第1の周期パターン像を生成する。第2の格子22は、第1の格子21により生成された第1の周期パターン像以下、G1像というを部分的に透過させて第2の周期パターン像以下、G2像というを生成する。G1像は、第2の格子22の格子パターンとほぼ一致する。X線画像検出器20は、G2像を検出して画像データを生成する。メモリ13は、X線画像検出器20から読み出された画像データを一時的に記憶する。画像処理部14は、位相微分画像生成部14aと位相コントラスト画像生成部14bとにより構成されている。位相微分画像生成部14aは、メモリ13に記憶された画像データに基づいて位相微分画像を生成する。位相コントラスト画像生成部14bは、位相微分画像に基づいて位相コントラスト画像を生成する。画像記録部15は、位相微分画像や位相コントラスト画像を記録する。撮影制御部16は、X線源11及び撮影部12の制御を行う。撮影部12には、第2の格子22をx方向に並進移動させ、第1の格子21に対する第2の格子22の相対位置を変更する走査機構23が設けられている。走査機構23は、圧電素子等のアクチュエータにより構成される。走査機構23は、後述する縞走査の際に、撮影制御部16の制御に基づいて駆動される。詳しくは後述するが、メモリ13には、縞走査の各走査位置でX線画像検出器20により撮影される画像データがそれぞれ記憶される。また、撮影部12には、第1の格子21のz方向に関する位置を調整する第1の位置調整部24と、第2の格子22のz方向に関する位置を調整する第2の位置調整部25とが設けられている。コンソール17は、撮影条件管電圧、被検体Hの種別等の設定や撮影実行指示等の操作を可能とする操作部17aと、撮影情報や、位相微分画像、位相コントラスト画像等の表示を行うモニタ17bを備えている。システム制御部18は、操作部17aから入力される信号に応じて各部を統括的に制御する。図2において、X線画像検出器20は、入射X線によりアモルファスセレンa-Se等の半導体膜に生じた電荷を収集する画素電極31と、画素電極31によって収集された電荷を読み出すためのTFTThinFilmTransistor32とを備えた画素30が2次元状に多数配列されたものである。また、X線画像検出器20は、画素30の行ごとに設けられたゲート走査線33と、各ゲート走査線33にTFT32をオンオフするための走査信号を付与する走査回路34と、画素30の列ごとに設けられた信号線35と、信号線35を介して画素30から電荷を読み出し、画像データに変換して出力する読み出し回路36とから構成されている。なお、各画素30の詳細な層構成については、特開2002-26300号公報に記載されている層構成と同様である。読み出し回路36は、積分アンプ、A/D変換器、補正回路いずれも図示せず等により構成されている。積分アンプは、各画素30から信号線35を介して出力された電荷を積分して画像信号を生成する。A/D変換器は、積分アンプにより生成された画像信号を、デジタル形式の画像データに変換する。補正回路は、画像データに対して、暗電流補正、ゲイン補正、及びリニアリティ補正等を行い、補正後の画像データをメモリ13に入力する。X線画像検出器20は、入射X線を電荷に直接変換する直接変換型に限られず、ヨウ化セシウムCsIやガドリウムオキシサルファイドGOS等のシンチレータで入射X線を可視光に変換し、可視光をフォトダイオードで電荷に変換する間接変換型であってもよい。さらに、TFTに代えて、CMOSセンサ等を用いることも可能である。図3において、X線源11から照射されるX線は、X線焦点11aを発光点としたコーンビームである。第1の格子21によりG1像は、第1の格子21から下流にタルボ距離Zmだけ離れた位置に生じる。第1の格子21の格子ピッチp1、第2の格子22の格子ピッチp2、第1の格子21に入射するX線の波長λ、正の整数mを用いて、タルボ距離Zmは、下式1で表される。G1像は、X線焦点11aからの距離に比例して拡大される。G1像が第2の格子22の格子パターンとほぼ一致するには、X線焦点11aと第1の格子21との間の距離をL1、第1の格子21と第2の格子22との間の距離をL2として、第1の格子21の格子ピッチp1、第2の格子22の格子ピッチp2は、下式2をほぼ満たす必要がある。本実施形態では、m=1とし、上式1に基づき、L2=Z1を満たすように距離L2を設定するとともに、上式2に基づいて距離L1を設定する。距離L1,L2の設定は、前述の第1及び第2の位置調整部24,25により行われる。X線源11から照射されたX線は、被検体Hを透過する際に被検体Hにより位相シフトが生じるので、第1の格子21に入射するX線の波面が歪み、これに応じてG1像が変形する。G2像にはモアレ縞が生じるが、このモアレ縞は被検体Hにより変調を受けている。この変調量は、被検体Hにより屈折したX線の屈折角に比例している。したがって、G2像をX線画像検出器20で検出し、X線画像検出器20により生成された画像データを解析することにより、被検体Hの位相情報を取得することができる。本実施形態では、被検体Hの位相情報を取得するために縞走査法を用いる。縞走査法では、第1及び第2の格子21,22の一方を他方に対して相対的にx方向に並進移動走査させながら、所定の複数の走査位置でG2像の撮影を行う。本実施形態では、第1の格子21を固設し、走査機構23により第2の格子22をx方向に移動させる。G2像に生じるモアレ縞は、第2の格子22の移動に伴って移動しx方向への移動距離が第2の格子22の格子周期格子ピッチp2に達すると元の位置に戻る。図4は、配列ピッチp2をM2以上の整数個に分割した値p2/Mを走査ピッチとし、この走査ピッチごとに第2の格子22を並進移動させる様子を模式的に示している。走査機構23は、k=0,1,2,,M-1のM個の各走査位置に、第2の格子22を順に移動させる。k=0の位置では、主として、X線源11から放射され被検体Hにより屈折されなかったX線が第2の格子22を通過する。k=1,2,と順に第2の格子22を移動させていくと、第2の格子22を通過するX線は、被検体Hにより屈折されなかった成分が減少する一方で、被検体Hにより屈折された成分が増加する。特に、k=M/2の位置では、第2の格子22を通過するX線は、ほぼ被検体Hにより屈折された成分のみとなる。k=M/2の位置を超えると、第2の格子22を通過するX線は、被検体Hにより屈折された成分が減少する一方で、被検体Hにより屈折されなかった成分が増加する。k=0,1,2,,M-1の各走査位置で、X線画像検出器20によりG2像の撮影を行うと、X線画像検出器20により生成されたM枚の画像データがメモリ13に記憶される。各画素30について得られるM個の画素値は、図5に例示するように、走査位置kに対して周期的に変化する。これを強度変調信号と呼ぶ。同図中の破線は、被検体Hを配置しない状態で得られる強度変調信号を例示している。これに対して、実線は、被検体Hを配置した状態で、被検体Hの影響により位相ズレ量ψx,yが生じた強度変調信号を例示している。ここで、x,yは、画素30の座標を示している。次に、位相ズレ量ψx,yの算出原理について説明する。走査位置kに対する画素値Pkx,yの変化を表す強度変調信号は、一般に下式3で表される。ここで、A0は入射X線の強度に対応し、Anは強度変調信号の振幅に対応する値である。nは正の整数、iは虚数単位である。格子ピッチp2を等分割し、走査ピッチを一定とした場合には、下式4が成立する。この関係式を適用すると、位相ズレ量ψx,yは、下式5で表される。さらに、位相ズレ量ψx,yは、三角関数を用いて下式6のように表される。以下、位相ズレ量ψx,yを位相微分値ψx,yと称する。位相微分画像生成部14aは、縞走査により取得されメモリ13に記憶されたM枚分の画像データに基づき、上式9を用いて演算を行うことにより位相微分画像を生成する。位相コントラスト画像生成部14bは、位相微分画像生成部14aにより生成された位相微分画像をx方向に沿って積分処理することにより位相コントラスト画像を生成する。システム制御部18は、CPU、RAM、ROM等からなり、図6に示すように、第1のエネルギスペクトル決定部40、被検体透過率決定部41、第2のエネルギスペクトル決定部42、タルボ距離算出部43を構成している。第1のエネルギスペクトル決定部40は、操作部17aにより入力される管電圧の設定値第1のパラメータに基づき、X線源11から放射され、かつ被検体Hに入射する前のX線の第1のエネルギスペクトルI1Eを、図7に示すように決定する。このエネルギスペクトルの決定は、予め記憶された複数のエネルギスペクトルから管電圧の設定値に最も近いものを選択することや、エネルギスペクトルの理論式に基づいて算出を行うことにより行われる。図7は、X線源11から放射される連続X線のエネルギスペクトルを示している。被検体透過率決定部41は、操作部17aにより入力される被検体Hの種別第2のパラメータに基づき、下式7を用いてX線の被検体Hの透過率TtEを決定する。ここで、μEは、X線が被検体Hと相互作用吸収、散乱することによる減弱度を表す線減弱係数であり、X線のエネルギEに依存する。tは、X線の透過方向z方向に関する被検体Hの厚みを表す。被検体透過率決定部41は、被検体Hの種別に応じた線減弱係数μEと厚みtを保持しており、これらを上式7に適用することにより透過率TtEを求める。第2のエネルギスペクトル決定部42は、下式8で示すように、第1のエネルギスペクトルI1Eに透過率TtEを掛け合わせることにより、第2のエネルギスペクトルI2Eを生成する。X線はエネルギEが小さいほど被検体Hに吸収されやすい線減弱係数μEはエネルギEが小さいほど大きいという特性を有するため、図7に示すように、第2のエネルギスペクトルI2Eの中心エネルギEc2は、第1のエネルギスペクトルI1Eの中心エネルギEc1より高エネルギ側にシフトする。タルボ距離算出部43は、第2のエネルギスペクトルI2Eから中心エネルギEc2を求め、E=hc/λの関係から中心エネルギEc2に対応する中心波長λ0を算出し、この波長λを上式1に代入することにより、タルボ距離Z1を算出する。ここで、hはプランク定数、cは光速である。システム制御部18は、タルボ距離算出部43により算出されたタルボ距離Z1を用い、L2=Z1を満たすとともに、上式2を満たすように、第1及び第2の位置調整部24,25を制御して距離L1,L2を設定する。次に、以上のように構成されたX線撮影装置10の作用を説明する。まず、技師により、操作部17aからX線源11の管電圧と被検体Hの種別が入力される。本実施形態では、被検体Hの種別として、身体の部位指または膝と、大人と子供の分類とを用いる。管電圧が入力されると、第1のエネルギスペクトル決定部40により、入力された管電圧に応じた第1のエネルギスペクトルI1Eが決定される。また、被検体Hの種別が入力されると、被検体透過率決定部41により、入力された被検体Hの種別に対応した線減弱係数μEと厚みtとが決定され、上式7を用いてX線の被検体Hの透過率TtEが決定される。第1のエネルギスペクトルI1Eと透過率TtEが決定されると、次に、第2のエネルギスペクトル決定部42により、上式8を用いて第2のエネルギスペクトルI2Eが決定される。そして、タルボ距離算出部43により、第2のエネルギスペクトルI2Eの中心エネルギEc2に対応する中心波長λ0が求められ、上式1を用いて、タルボ距離Z1が算出される。管電圧及び被検体Hの種別に対応する中心エネルギEc2及び中心波長λ0は、例えば、下表1のように取得される。下表1は、被検体Hの成分を水、子供の指の厚みを15mm、大人の指の厚みを20mm、子供の膝の厚みを60mm、大人の膝の厚みを100mmと仮定し、水に対する線減弱係数μEを用いて算出した値を示している。タルボ距離Z1が算出されると、システム制御部18は、第1及び第2の位置調整部24,25を制御し、L2=Z1を満たすとともに、上式2を満たすように、第1及び第2の格子21,22の位置を調整する。この調整が終了すると、システム制御部18は、撮影準備が完了した旨をモニタ17bに表示させる。次いで、操作部17aから撮影指示が入力されると、走査機構23により第2の格子22が所定の走査ピッチp2/Mずつ並進移動されながら、各走査位置kにおいて、X線源11によるX線照射及びX線画像検出器20によるG2像の検出が行われる。この結果、M枚の画像データが生成され、メモリ13に格納される。この後、画像処理部14によりメモリ13に格納されたM枚の画像データが読み出される。画像処理部14内では、位相微分画像生成部14aにより位相微分画像が生成され、位相コントラスト画像生成部14bにより位相コントラスト画像が生成される。この位相コントラスト画像及び位相微分画像は、画像記録部15に記録された後、コンソール17に入力され、モニタ17bに表示される。なお、上記第1の実施形態では、第1のエネルギスペクトル決定部40、被検体透過率決定部41、第2のエネルギスペクトル決定部42、タルボ距離算出部43により、被検体Hを透過した後のX線の中心波長λ0を求めているが、これに代えて、表1に示したようなルックアップテーブルLUTを予め用意しておき、このLUTを参照することにより、中心波長λ0を求めてもよい。また、上記第1の実施形態では、X線源11の管電圧を第1のパラメータ、被検体Hの種別を第2のパラメータとして被検体Hを透過した後のX線の中心波長λ0を決定しているが、第1のパラメータは、X線源11から放射されるX線の特性を表すものであれよく、管電圧に限られない。第1のパラメータとして、管電流、陽極ターゲットの種類や、これらの組み合わせを用いてもよい。また、上記第1の実施形態では、距離L1,L2を設定するために、第1及び第2の格子21,22の位置を調整しているが、これに代えて、第1及び第2の格子21,22のいずれか一方とX線源11との位置を調整するようにしてもよい。また、第2の格子22とともに、X線画像検出器20を移動させてもよい。また、上記第1の実施形態では、強度変調信号の位相ズレ量を位相微分値としているが、これを定数倍したものを位相微分値としてもよい。また、上記第1の実施形態では、位相微分画像の生成を行っているが、これに加えて、吸収画像や小角散乱画像を生成してもよい。吸収画像は、図5に例示した強度変調信号の平均値を求めることにより生成される。小角散乱画像は、強度変調信号の振幅を求めることにより生成される。また、上記第1の実施形態では、第1の格子21を吸収型格子としているが、第1の格子21をX線に位相変調を与える位相型格子としてもよい。第1の格子21がπ/2の位相変調を与える位相型格子である場合には、タルボ距離Zmは、下式9で表される。ここで、mは0または正の整数である。また、第1の格子21がπの位相変調を与える位相型格子である場合には、タルボ距離Zmは、下式10で表される。ここで、mは0または正の整数である。第2の実施形態次に、本発明の第2の実施形態について説明する。上記第1の実施形態では、X線源11から射出されるX線をコーンビームとしているが、第2の実施形態のX線撮影装置では、平行ビームを射出するX線源を用い、上式2に代えて、p2=p1をほぼ満たすように第1及び第2の格子21,22を構成する。このように、平行ビームを射出するX線源を用いると、距離L1と距離L2との関係は、上式2に拘束されないため、第1及び第2の位置調整部24,25のいずれか一方のみを設けるようにしてもよい。X線源11から射出されるX線が平行ビームであり、第1の格子21が吸収型格子である場合には、タルボ距離Zmは、下式11で表される。ここで、mは正の整数である。また、X線源11から射出されるX線が平行ビームであり、第1の格子21がπ/2の位相変調を与える位相型格子である場合には、タルボ距離Zmは、下式12で表される。ここで、mは0または正の整数である。そして、X線源11から射出されるX線が平行ビームであり、第1の格子21がπの位相変調を与える位相型格子である場合には、タルボ距離Zmは、下式13で表される。ここで、mは0または正の整数である。第3の実施形態次に、本発明の第3の実施形態について説明する。上記第1の実施形態では、X線源11は単一焦点であるが、第2の実施形態のX線撮影装置では、X線源11の射出側直後に、WO2006/131235号公報等に記されたマルチスリット線源格子を設け、焦点を分散化する。これより、G2像の光量が向上し、位相微分画像の算出精度の向上や、撮影時間の短縮が可能となる。マルチスリットのピッチp0は、下式14を満たす必要がある。本実施形態では、距離L1は、マルチスリットから第1の格子21までの距離である。その他の構成や作用については、第1の実施形態と同一である。第4の実施形態次に、本発明の第4の実施形態について説明する。上記第1の実施形態では、第1及び第2の格子21,22を相対移動させながら撮影を行うことによって得られた複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成しているが、第1及び第2の格子21,22を固定したまま一度の撮影で得られた単一の画像データに基づいて位相微分画像を生成することも可能である。本実施形態のX線撮影装置は、WO2010/050483号公報に記載されたフーリエ変換法により位相微分画像を生成する。具体的には、位相微分画像生成部は、X線画像検出器20により得られた単一の画像データに対してフーリエ変換を行うことによってフーリエスペクトルを取得し、このフーリエスペクトルからキャリア周波数に対応したスペクトルを分離し、さらに逆フーリエ変換を行なうことにより位相微分画像を生成する。本実施形態では、走査機構23が不要となる。その他の構成や作用については、第1の実施形態と同一である。本発明は、医療診断用の放射線撮影装置に限定されず、工業用等のその他の放射線撮影装置に適用することが可能である。また、放射線はX線に限られず、ガンマ線等を用いることも可能である。"