"格子線方向が一致するように対向配置された第1及び第2の格子と、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と、前記各走査位置において、放射線源から放射された放射線を、前記第1及び第2の格子を介して撮影して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記第1の格子、前記第2の格子、前記放射線画像検出器のうち少なくとも1つの振動を検出する振動センサと、前記振動センサが所定の閾値以上の振動を検出した場合に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された複数の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手段と、を備えることを特徴とする放射線撮影システム。前記走査手段は、前記第1の格子に対する前記第2の格子の相対位置を、前記格子線方向に直交する方向に変更することを特徴とする請求項1に記載の放射線撮影システム。前記振動センサが前記閾値以上の振動を検出した場合に、該振動が検出された時点以降の前記放射線源の動作を停止する制御手段を備えることを特徴とする請求項1または2に記載の放射線撮影システム。前記位相微分画像生成手段は、前記振動センサが前記閾値以上の振動を検出した際に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された画像データの枚数が2以下である場合には、位相微分画像の生成を行なわないことを特徴とする請求項1から3いずれか1項に記載の放射線撮影システム。前記振動センサが前記閾値以上の振動を検出した際に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された画像データの枚数が2以下である場合に、エラー報知を行なう報知手段を備えることを特徴とする請求項1から4いずれか1項に記載の放射線撮影システム。前記位相微分画像生成手段により生成された位相微分画像を、前記格子線方向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手段を備え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システム。前記第1の格子は、吸収型格子であり、前記放射線源から入射した放射線を幾何光学的に前記第2の格子に投影することを特徴とする請求項1から6いずれか1項に記載の放射線撮影システム。前記第1の格子は、位相型格子であり、タルボ干渉効果により前記放射線源から入射した放射線にタルボ干渉効果を生じさせ、前記第2の格子の位置に自己像を形成することを特徴とする請求項1から6いずれか1項に記載の放射線撮影システム。格子線方向が一致するように対向配置された第1及び第2の格子と、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と、前記各走査位置において、放射線源から放射された放射線を、前記第1及び第2の格子を介して撮影して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記第1の格子、前記第2の格子、前記放射線画像検出器のうち少なくとも1つの振動を検出する振動センサと、を備えた放射線撮影システムの画像処理方法において、前記振動センサが所定の閾値以上の振動を検出した場合に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された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画像処理方法。しかしながら、特許文献2に記載のX線撮影システムでは、第1の格子に対する第2の格子の走査中に振動が検出されるたびに、X線放射が停止されて再撮影が促されるため、再撮影を行う手間が生じるだけでなく、再撮影により被検体患者が余計に被曝してしまうという問題がある。本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、第1の格子に対する第2の格子の走査中に振動が生じた場合でも、再撮影を行わず精度の良い位相微分画像を生成することを可能とする放射線撮影システム及び画像処理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システムは、格子線方向が一致するように対向配置された第1及び第2の格子と、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と、前記各走査位置において、放射線源から放射された放射線を、前記第1及び第2の格子を介して撮影して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記第1の格子、前記第2の格子、前記放射線画像検出器のうち少なくとも1つの振動を検出する振動センサと、前記振動センサが所定の閾値以上の振動を検出した場合に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された複数の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手段と、を備えることを特徴とする。ここで、第1の格子に対する第2の格子の相対位置の変更とは、第1の格子と第2の格子とのいずれを移動させる場合も含む。なお、前記走査手段は、前記第1の格子に対する前記第2の格子の相対位置を、前記格子線方向に直交する方向に変更することが好ましい。また、前記振動センサが前記閾値以上の振動を検出した場合に、該振動が検出された時点以降の前記放射線源の動作を停止する制御手段を備えることが好ましい。また、前記位相微分画像生成手段は、前記振動センサが前記閾値以上の振動を検出した際に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された画像データの枚数が2以下である場合には、位相微分画像の生成を行なわないことが好ましい。また、前記振動センサが前記閾値以上の振動を検出した際に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された画像データの枚数が2以下である場合に、エラー報知を行なう報知手段を備えることも好ましい。また、前記位相微分画像生成手段により生成された位相微分画像を、前記格子線方向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手段を備えることも好ましい。また、前記第1の格子は、吸収型格子であり、前記放射線源から入射した放射線を幾何光学的に前記第2の格子に投影することが好ましい。また、前記第1の格子は、位相型格子であり、タルボ干渉効果により前記放射線源から入射した放射線にタルボ干渉効果を生じさせ、前記第2の格子の位置に自己像を形成するものであってもよい。本発明の画像処理方法は、格子線方向が一致するように対向配置された第1及び第2の格子と、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と、前記各走査位置において、放射線源から放射された放射線を、前記第1及び第2の格子を介して撮影して画像データを生成する放射線画像検出器と、前記第1の格子、前記第2の格子、前記放射線画像検出器のうち少なくとも1つの振動を検出する振動センサと、を備えた放射線撮影システムの画像処理方法において、前記振動センサが所定の閾値以上の振動を検出した場合に、該振動が検出される以前に前記放射線画像検出器により生成された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。本発明によれば、振動センサが所定の閾値以上の振動を検出した場合に、振動が検出される以前に放射線画像検出器により生成された複数の画像データに基づいて位相微分画像を生成するため、第1の格子に対する第2の格子の走査中に振動が生じた場合でも、再撮影を行わず精度の良い位相微分画像を生成することができる。図1において、X線撮影システム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、周知のように、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とを備える。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、例えば、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で形成されている。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や空隙により構成されている。メモリ13は、撮影部12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とを備える。位相微分画像生成部14aは、メモリ13に記憶された複数の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、位相微分画像生成部14aにより生成された位相微分画像を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。画像記録部15は、画像処理部14により生成された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。コンソール17は、撮影条件や、後述するプレ撮影や本撮影の実行指示等の入力を可能とする操作部17aや、撮影情報や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。撮影部12には、第2の格子22をx方向に間欠的に並進移動させ、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、圧電アクチュエータや静電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、X線画像検出器20、第1及び第2の格子21,22、走査機構23を保持する筐体図示せずに加わる振動を検出する振動センサ24が設けられている。振動センサ24は、加速度センサ、変位センサ、圧電素子等で構成され、振動の検出を行い、その検出値をシステム制御部18に入力する。振動センサ24は、筐体に限られず、第1及び第2の格子21,22や、X線画像検出器20に直接設けてもよい。また、振動センサ24の数は1つに限られず、複数としてもよい。システム制御部18は、第2の格子22を並進移動させながら行う一連の撮影動作中に、振動センサ24から入力された振動の検出値が所定の閾値を超えた場合に、撮影制御部16を介して、これ以降のX線源11及び撮影部12の動作を停止させる。X線源11及び撮影部12の動作とは、X線源11によるX線放射、走査機構23による第2の格子22の並進移動、及びX線画像検出器20による検出動作である。詳しくは後述するが、システム制御部18がX線源11及び撮影部12の動作を停止した時点で、3つ以上の走査位置について撮影が終了しており、3枚以上の画像データが得られている場合には、画像処理部14の位相微分画像生成部14aは、この3枚以上の画像データに基づいて位相微分画像を生成する。図2において、X線画像検出器20は、X線を電荷に変換して蓄積する複数の画素30が、x方向及びy方向に沿ってアクティブマトリクス基板図示せず上に2次元配列されて構成された受像部31と、画素30からの電荷の読み出しタイミングを制御する走査回路32と、画素30から電荷を読み出し、電荷を画像データに変換して出力する読み出し回路33とで構成されている。走査回路32と各画素30とは、行ごとに走査線34によって接続されている。読み出し回路33と各画素30とは、列ごとに信号線35によって接続されている。画素30の配列ピッチは、x方向及びy方向にそれぞれ100μm程度である。画素30は、周知のように、アモルファスセレン等の変換層図示せずによりX線を電荷に直接変換し、変換された電荷を変換層の下部の電極に接続されたキャパシタ図示せずに蓄積する直接変換型のX線検出素子である。各画素30には、TFTスイッチ図示せずが設けられ、TFTスイッチのゲート電極が走査線34、ソース電極がキャパシタ、ドレイン電極が信号線35に接続されている。走査回路32から印加される駆動パルスによりTFTスイッチがオン状態になると、キャパシタに蓄積された電荷が信号線35に読み出される。なお、画素30は、酸化ガドリニウムGd2O3やヨウ化セシウムCsI等により形成されたシンチレータ図示せずでX線を一旦可視光に変換し、変換された可視光をフォトダイオード図示せずで電荷に変換して蓄積する間接変換型のX線検出素子であってもよい。また、X線画像検出器20には、TFTパネルをベースとした放射線画像検出器に限られず、CCDセンサやCMOSセンサ等の固体撮像素子をベースとした放射線画像検出器を用いることも可能である。読み出し回路33は、周知のように、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電圧信号である画像信号に変換する。A/D変換器は、積分アンプにより変換された画像信号を、デジタルの画像データに変換する。補正回路は、画像データを構成する各画素値に対して、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。図3において、X線源11から放射されるX線は、X線焦点11aを発光点としたコーンビーム状である。このため、第1の格子21を通過することにより生成されるX線の第1の周期パターン像以下、G1像というは、X線焦点11aからの距離に比例して拡大する。第2の格子22のX線吸収部22aのx方向への配列ピッチp2は、X線焦点11aと第1の格子21との間の距離L1、第1の格子21と第2の格子22との間の距離L2、及び第1の格子21のX線吸収部21aの配列ピッチp1により表される下式1を満たすように設定されている。配列ピッチp2は、5μm程度である。X線吸収部21aのz方向への厚みは、X線源11から放射されるX線のケラレを考慮して、例えば100μm程度とされている。第1及び第2の格子21,22は、X線透過部21b,22bを通過したX線をG1像として幾何光学的に投影するように構成される。具体的には、x方向に関するX線透過部21b,22bの幅を、X線源11から放射されるX線のピーク波長より十分大きな値とし、X線の大部分が回折させずに、直進性を保ったまま通過するようにすることで実現される。例えば、X線源11のX線管の回転陽極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、X線透過部21b,22bの幅を1~10μm程度とすればよい。第1の格子21でタルボ干渉が生じる場合には、距離L2は、タルボ距離に制約されるが、本実施形態では、第1の格子21はX線を幾何光学的に投影するため、距離L2を、タルボ距離とは無関係に設定することができる。上記のように本実施形態の撮影部12は、タルボ干渉計を構成するものではないが、第1の格子21でタルボ干渉が生じた場合のタルボ距離Zmは、配列ピッチp1,p2、X線の波長λ、及び正の整数mを用いて、下式2で表される。上式2は、X線源11から放射されるX線がコーンビーム状である場合のタルボ距離を表す式であり、AtsushiMomoseetalJapaneseJournalofAppliedPhysicsVol47No102008年10月8077頁により知られている。本実施形態では、距離L2をタルボ距離Zmと無関係に設定することができるため、撮影部12の薄型化を目的とし、距離L2を、m=1の場合の最小のタルボ距離Z1より短い値に設定する。以上のように構成された撮影部12では、第1の格子21により生成されたG1像が第2の格子22との重ね合わせにより強度変調されることにより第2の周期パターン像以下、G2像というが生成され、X線画像検出器20によりG2像が撮影される。第2の格子22の位置におけるG1像のパターン周期と、第2の格子2の格子周期配列ピッチp2とに、配置誤差などによる若干の差異が生じると、G2像にモアレ縞が生じる。G2像にモアレ縞が発生した場合でも、モアレ縞の周期が画素30のX線受光領域のサイズと異なっている限り、後述する強度変調信号の取得には特に問題はない。X線源11と第1の格子21との間に被検体Hを配置すると、G2像は被検体Hにより変調される。この変調量には、被検体HでのX線の屈折角が反映される。次に、縞走査法について説明する。同図には、被検体Hのx方向に関する位相シフト分布Φxに応じて屈折するX線の経路が例示されている。符号X1は、被検体Hが存在しない場合にX線が直進する経路を示している。この経路X1を進むX線は、第1及び第2の格子21,22を通過してX線画像検出器20に入射する。符号X2は、被検体Hが存在する場合に、被検体Hにより屈折したX線の経路を示している。この経路X2を進むX線は、第1の格子21を通過した後、第2の格子22のX線吸収部22aにより吸収される。被検体Hの位相シフト分布Φxは、被検体Hの屈折率分布をnx,zとして、下式3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21により第2の格子22の位置に形成されたG1像は、被検体Hを透過する際の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。この変位量Δxは、X線の屈折角φが微小であることに基づいて、近似的に下式4で表される。ここで、屈折角φは、X線の波長λと位相シフト分布Φxを用いて、下式5で表される。このように、変位量Δxは、被検体Hの位相シフト分布Φxに関連している。また、変位量Δx及び屈折角φは、X線画像検出器20で検出される各画素30の強度変調信号の被検体Hによる位相ズレ量ψと、下式6に示すように関連している。詳しくは後述するが、強度変調信号とは、第1の格子21に対する第2の格子22の走査位置に対する画素値の強度変化を表す波形信号である。したがって、各画素30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5,6から位相シフト分布Φxが求まる。位相ズレ量ψの2次元分布が上記位相微分画像に対応する。縞走査法では、強度変調信号を得るために、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、移動距離が第2の格子22の格子周期配列ピッチp2に達すると、元のパターンに一致する。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線の成分非屈折成分が第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、非屈折成分が減少する一方で、被検体Hにより屈折したX線の成分屈折成分が増加する。特に、k=M/2の位置では、第2の格子22を通過するX線は、ほぼ屈折成分のみとなる。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、屈折成分が減少する一方で、被検体Hにより非屈折成分が増加する。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像の撮影を行うことによりM枚の画像データが生成され、メモリ13に記憶される。各画素30について得られるM個の画素値が上記強度変調信号を構成する。具体的には、各画素30で得られたM個の画素値は、図5に示すように、走査位置kに対して周期的に変化する。同図中の破線は、被検体Hを配置しない場合に得られると想定される強度変調信号を示している。これに対して、実線は、被検体Hを配置した場合の実測により得られる強度変調信号を示している。座標x,yに位置する各画素30について、位相ズレ量ψx,yを算出することにより、位相微分画像が得られる。次に、位相ズレ量ψx,yの算出方法について説明する。走査位置kに対する画素値Ikx,yの変化を表す強度変調信号は、一般に下式7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。また、δkは、下式8で表される。上式7において、n≧2以上の高次の項を無視することにより、強度変調信号は、図5に示した正弦波を示す下式9で表される。上式9を満たす画素値Ikx,yは理論値である。一方、X線画像検出器20により実際に得られる実測値は誤差を含んでいる。画素値Ikx,yの実測値から位相ズレ量ψx,yを算出するには、まず、上式9を下式10のように変形する。ここで、パラメータa0,a1,a2は、それぞれ下式11~13で表される。そして、最小二乗法等を用いて、画素値Ikx,yの理論値と実測値との差を最小にするパラメータa0,a1,a2の値を求めれば、下式14を用いて、位相ズレ量ψx,yが算出される。この最小二乗法を用いた位相ズレ量の方法は、応用光学光計測入門谷田貝豊彦著第二版平成17年2月15日発行丸善株式会社第196頁~第198頁により知られている。この最小二乗法により導かれる下記の行列式15を解くことにより、パラメータa0,a1,a2を決定することができる。ここで、行列a,Aδk,Bδkは、それぞれ下式16~18で表される。なお、上記説明では、上式7からn≧2以上の高次の項を無視して上式10に変形しているが、n≧2以上の項は、線形結合として付加される項であるため、n≧2以上の項を含めた場合においても同様に上式14~18が成立する。X線画像検出器20により、各画素30について、k=0,1,2,,M-1のM個の画素値Ikx,yが得られている場合には、δkが等間隔で一周期分の値をとるため、上式17の右辺の行列の非対角成分がすべて0となり、上式17は、下式19に変形される。このAδkを上式15に適用すると、パラメータa1,a2は、それぞれ下式2021で表される。したがって、位相微分画像生成部14aは、第2の格子22を並進移動させながら行う一連の撮影動作中に閾値以上の振動が検出されず、M枚の画像データが得られた場合には、上式14,20,21に基づいて位相ズレ量ψx,yを算出する。一方、一連の撮影動作中に閾値以上の振動が検出され、振動が検出された時点でN枚の画像データが得られ、N≧3の場合には、位相微分画像生成部14aは、上式14~18でMをNとして演算を行なうことにより位相ズレ量ψx,yを算出する。なお、N<3の場合には、位相ズレ量ψx,yが精度よく求まらないため、システム制御部18は、位相微分画像生成部14aに位相ズレ量ψx,yの算出を行なわせずに、モニタ17bにエラーメッセージを表示させる。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により各画素30について位相ズレ量ψx,yが得られた場合に、位相ズレ量ψx,yの2次元分布である位相微分画像を、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。次に、以上のように構成されたX線撮影システム10の作用を図6に示すフローチャートに沿って説明する。まず、操作部17aから撮影指示が入力されるとステップS1;YES、走査機構23により第2の格子22が初期の走査位置k=0に設定されるステップS2。次いで、振動センサ24の振動の検出値が所定の閾値と比較されステップS3、検出値が該閾値未満である場合にはステップS3;NO、X線源11から被検体Hに向けてX線放射が行われるとともに、X線画像検出器20によりX線の検出動作が行われるステップS4。これにより、X線画像検出器20で生成された1枚の画像データがメモリ13に記憶されるステップS5。次いで、k=M-1であるか否かの判定が行われステップS6、k<M-1の場合にはステップS6;NO、走査機構23により第2の格子22が、1ピッチp2/Mだけ離れた次の走査位置現在のkに1を加算した走査位置に移動されるステップS7。そして、ステップS3に戻り、上記の動作が同様に繰り返される。ステップS6において、k=M-1であると判定されるとステップS6;YES、位相微分画像生成部14aにより、メモリ13に記憶されたM枚の画像データに基づき、位相微分画像の生成が行なわれるステップS8。Mは、例えば5である。この位相微分画像の生成は、上式14,20,21に基づいた演算処理により行なわれる。ステップS3において、振動センサ24の振動の検出値が閾値以上であると判定された場合にはステップS3;YES、これ以降のX線源11及び撮影部12の動作が停止されるとともにステップS9、閾値以上の振動が検出された時点の走査位置がk≧3であるか否か、すなわち、メモリ13に3枚以上の画像データが記憶されているか否かが判定されるステップS10。ステップS10において、k≧3であると判定された場合にはステップS10;YES、位相微分画像生成部14aにより、メモリ13に記憶されたN枚の画像データに基づき、位相微分画像の生成が行なわれるステップS11。この位相微分画像の生成は、上式14~18に基づいた演算処理により行なわれる。一方、ステップS10において、k<3であると判定された場合にはステップS10;NO、位相微分画像の生成は行なわれず、操作者に対するエラー報知として、振動により撮影が不能である旨がモニタ17bにメッセージが表示されステップS12、一連の撮影動作が終了する。ステップS8またはステップS11で位相微分画像が生成された場合には、位相コントラスト画像生成部14bにより位相微分画像に積分処理が施され、位相コントラスト画像が生成されるステップS13。この位相コントラスト画像は、画像記録部15に記録された後、モニタ17bに診断用画像として表示されステップS14、一連の撮影動作が終了する。以上のように、本実施形態では、第2の格子22を並進移動させながら行う一連の撮影動作中に振動が生じて動作が停止された場合であっても、振動が検出される以前の画像データを用いて精度よく位相微分画像を生成することができるため、再撮影を行う必要がなく、また、被検体Hの被曝が軽減される。なお、上記実施形態では、振動の検出値と閾値との比較判定を、X線放射及びX線の検出動作より前に行なっているが、図7に示すように、振動の検出値と閾値との比較判定を、X線放射及びX線の検出動作の後に行なってもよい。また、上記実施形態では、位相ズレ量ψx,yを、X線源11とX線画像検出器20との間に被検体Hがない場合に想定される強度変調信号からのズレ量として算出しているが、被検体Hがない場合においても何らかの位相ズレが生じる可能性があるため、X線源11とX線画像検出器20との間に被検体Hを配置しない状態で上記と同様な撮影を行うプレ撮影モードを設けてもよい。この場合には、各画素30ごとに、プレ撮影で得られる強度変調信号を基準として、被検体Hを配置した本撮影時の強度変調信号の位相ズレ量ψx,yを算出する。また、上記実施形態では、走査機構23により第2の格子22を並進移動させる際に、走査位置の初期位置をk=0の位置としているが、初期位置として、k=0,1,2,,M-1のうちのいずれの位置を選択してもよい。また、上記実施形態では、位相コントラスト画像を診断用画像として用いているが、本撮影の前に被検体Hの位置決めを行なうための位置決め用の画像として位相コントラスト画像を用いてもよい。また、上記実施形態では、モニタ17bにメッセージを表示することによりエラー報知を行なっているが、音声やLED等によりエラー報知を行なってもよい。また、上記実施形態では、位相コントラスト画像を画像記録部15に記録してモニタ17bに表示しているが、位相コントラスト画像に代えて、若しくは、位相コントラスト画像とともに、位相微分画像を画像記録部15に記録してモニタ17bに表示してもよい。また、上記実施形態では、強度変調信号の位相ズレ量の2次元分布を位相微分画像として定義しているが、位相シフト分布Φx,yの微分値に定数を乗じたり付加したりした関係を有するものであれば、屈折角φ等、いかなる物理量の2次元分布を位相微分画像としてもよい。また、上記実施形態では、被検体HをX線源11と第1の格子21との間に配置しているが、被検体Hを第1の格子21と第2の格子22との間に配置してもよい。また、上記実施形態では、X線源11の後に線源格子マルチスリットを設けていないが、X線源11の後に線源格子を設け、焦点を分散化してもよい。なお、線源格子を設ける場合には、線源格子にも振動センサを設けてもよい。また、上記実施形態では、第1の格子21を、そのX線透過部を通過したX線を幾何光学的に投影するように構成しているが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、特許第4445397号公報等に記載のように、X線透過部でX線を回折することによりタルボ干渉効果が生じる構成としてもよい。ただし、この場合には、第1及び第2の格子の間の距離をタルボ距離に設定する必要がある。また、この場合には、第1の格子として、吸収型格子に代えて、位相型格子を用いることが可能である。この位相型格子は、タルボ干渉効果により、第2の格子の位置に自己像を形成する。また、上記実施形態では、走査機構23により第2の格子22をx方向に並進移動させているが、X線吸収部22a及びX線透過部22bの延伸方向をy方向に保ったまま移動させる限り、必ずしもx方向に並進移動させる必要はなく、xy平面内の方向であれば、y方向以外のいずれの方向に第2の格子22を並進移動させてもよい。この移動方向とy方向のなす角をθとすれば、強度変調信号の1周期分の走査に必要な移動距離は、p2/sinθとなる。なお、第2の格子22に代えて第1の格子21を移動させる場合も同様であるため、説明は省略する。上記各実施形態は、矛盾しない範囲で相互に組み合わせてもよい。本発明は、医療診断用の放射線撮影システムの他、工業用や、非破壊検査等のその他の放射線撮影システムに適用することが可能である。また、本発明は、放射線として、X線以外にガンマ線等を用いる放射線画像撮影システムにも適用可能である。"