CN104244829B - 放射线图像检测装置及放射线摄影系统 - Google Patents

Abstract

进行画质降低的担心少且不耗费劳力、不受格栅与剂量检测传感器的几何配置的错动的影响且稳定的AEC。在检测面板(35a)上接收X射线而蓄积电荷的多个像素(45)和检测X射线的剂量的多个检测像素(65)设于拍摄面(36)。多个检测像素(65)隔开间隔并周期性地配置。在与拍摄面(36)面对的位置上配置有格栅(18)，该格栅(18)是X射线吸收部(33)和X射线透过部(32)在第一方向上交替地周期性配置而成的。检测像素(65)的第一方向上的配置周期(S1)与X射线吸收部(33)的配置周期(F)不同，所以各检测像素(65)的输出值分散，输出值的平均值的变动幅度受到抑制。

Description

放射线图像检测装置及放射线摄影系统

技术领域

本发明涉及具备用于进行放射线图像的曝光控制的剂量检测传感器的放射线图像检测装置和使用了该装置的放射线摄影系统。

背景技术

在医疗领域中已知利用了放射线、例如X射线的X射线摄影系统。X射线摄影系统由产生X射线的X射线产生装置和利用透过了被摄体(患者)的X射线来拍摄被摄体的X射线图像的X射线摄影装置构成。X射线产生装置具有：朝向被摄体照射X射线的X射线源；控制X射线源的驱动的射线源控制装置；及向射线源控制装置输入用于使X射线源动作的指示的照射开关。X射线摄影装置具有：X射线图像检测装置，检测基于透过了被摄体的X射线的X射线图像；及控制台，进行X射线图像检测装置的驱动控制、X射线图像的保存、显示。

作为X射线图像检测装置，使用了图像检测部(称作平板检测器(FPD：flat paneldetector))的装置正在普及，该图像检测部具有蓄积与X射线的入射量对应的电荷的像素呈矩阵状排列而成的拍摄面的检测面板和驱动检测面板的电路部，将X射线图像作为电信号进行检测。检测面板在每个像素中蓄积信号电荷，利用信号处理电路将所蓄积的电荷转换为电压信号，从而检测被摄体的X射线图像，并将其作为数字图像数据而输出。X射线图像检测装置还存在称作电子暗盒的移动式的X射线图像检测装置。

在X射线摄影中，为了减少在X射线透过被摄体时产生的散射线的影响，有时使用称作格栅的散射线除去部件，将格栅配置于被摄体与X射线图像检测装置之间而进行拍摄。格栅为如下结构：将由铅这样的吸收X射线而难以使X射线透过的物质构成的X射线吸收部和由铝这样的容易使X射线透过的物质构成的X射线透过部分别形成为细长的长条状，将长条状的X射线吸收部和X射线透过部交替排列。由于X射线吸收部和X射线透过部在一个方向上交替排列，所以由X射线吸收部和X射线透过部形成条纹图案(条纹花样)。这样的格栅配置于检测面板的拍摄面与被摄体之间。通过使用格栅，散射线在到达拍摄面之前其大部分被格栅内的X射线吸收部吸收，所以能够得到散射线影响较小且对比度较高的图像。格栅安装于摄影台或安装于X射线图像检测装置的壳体而使用。

另外，表示格栅的种类的项目之一有格栅密度，该格栅密度表示每单位宽度的X射线吸收部的条数。作为格栅密度，例如在26条/cm～100条/cm的范围内存在多种。在格栅密度为40条/cm(4条/mm)的格栅的情况下，1组X射线吸收部与X射线透过部的宽度的合计值即格栅间距为250μm。

为了进行X射线图像的曝光控制，X射线图像检测装置中存在具有自动曝光控制(AEC：Automatic Exposure Control)功能的装置，该自动曝光控制在从X射线源照射的X射线的剂量到达预定的照射停止阈值时，使X射线源的X射线的照射停止(例如，参照美国专利6952465号(对应日本申请：日本特开2004-167075号公报)和美国专利6944266号(对应日本申请：日本特开2004-166724号公报))。在这样的X射线图像检测装置中设有检测透过了被摄体的X射线的剂量并输出与检测出的剂量相应的信号的剂量检测传感器。

在美国专利6952465号中记载了如下的X线图像检测装置，在检测面板的拍摄面内，相对于像素另行地设有具有与500个像素相应的量的长度的条状的剂量检测传感器。在美国专利6952465号中，以条状的剂量检测传感器的长度方向(条纹的方向)与格栅的条纹的方向不平行(例如垂直)的方式配置剂量检测传感器，以便即使在格栅与剂量检测传感器的相对位置关系即几何配置产生了错动的情况下，也能够抑制剂量检测传感器所输出的信号的输出值的变动，而进行稳定的AEC。

即，由于剂量检测传感器设于拍摄面内，所以由于格栅的安装晃动、格栅的制造误差等，导致格栅与剂量检测传感器的几何配置产生错动。格栅的X射线吸收部、X射线透过部的一条的宽度分别为μm级。因此，由于格栅的安装晃动、制造误差，导致在格栅与剂量检测传感器之间容易产生X射线吸收部、X射线透过部的一条量左右的错动。当与格栅的几何配置产生错动时，即使X射线的照射量相同，X射线向剂量检测传感器的入射量也变动，所以剂量检测传感器的输出值变动。这样的剂量检测传感器的输出值的变动幅度在剂量检测传感器的条纹的方向与格栅的条纹的方向平行的情况下变得最大。

例如，在剂量检测传感器的条纹的方向与格栅的条纹的方向平行的情况下，会产生条状的剂量检测传感器在长度方向的整个区域上隐藏在X射线吸收部的背后或者与此相反地位于X射线透过部的背后的状态。当剂量检测传感器的整个区域隐藏在X射线吸收部的背后时，在剂量检测传感器的整个区域上X射线的入射量变少，剂量检测传感器的输出值成为最小。与此相反地，即使X射线的照射量相同，由于在剂量检测传感器的整个区域位于X射线透过部的背后的情况下，在剂量检测传感器的整个区域上X射线的入射量也变多，所以剂量检测传感器的输出值成为最大。如此，当剂量检测传感器的条纹的方向与格栅的条纹的方向平行时，由格栅与剂量检测传感器的几何配置的错动引起的、剂量检测传感器的输出值的变动幅度变大。

因此，在美国专利6952465号中，将条状的剂量检测传感器配置成不与格栅的条纹的方向平行，从而即使格栅与剂量检测传感器的几何配置产生错动，剂量检测传感器的一部分也始终位于X射线吸收部的背后，其他部分也始终位于X射线透过部的背后。这样一来，剂量检测传感器的一部分的X射线的入射量相对变低，但是在其他部分中相对变多，所以剂量检测传感器的输出值平稳。因此，与将剂量检测传感器的条纹方向配置成与格栅的条纹方向平行的情况相比，由格栅与剂量检测传感器的几何配置的错动引起的、剂量检测传感器的输出值的变动受到抑制，能够进行稳定的AEC。

在美国专利6952465号的实施方式中，像素的尺寸为105μm×105μm，剂量检测传感器是500个像素量，所以具有105μm×500个＝52500μm(大约50mm)左右的长度。剂量检测传感器与一部分像素替换或配置于相邻的像素之间的间隙。在将剂量检测传感器配置于像素之间的间隙的情况下，缩小与剂量检测传感器相邻的像素的尺寸，来确保配置剂量检测传感器的空间。这样的剂量检测传感器在预定区域内配置多条。

另外，在美国专利6944266号中记载了如下的X射线图像检测装置，代替条状的剂量检测传感器，而将拍摄面内的像素的一部分设为作为剂量检测传感器而发挥功能的检测像素(在美国专利6944266号中记载为AEC像素)。美国专利6944266号的像素利用了能够进行在保持所蓄积的电荷的状态下直接读出输出值的所谓非破坏性读出的像素，检测像素也能够进行非破坏性读出。

在美国专利6944266号的X射线图像检测装置中，检测像素也配置于拍摄面内，所以与美国专利6952465号同样地，由于格栅与检测像素的几何配置的错动，导致检测像素的输出值发生变动。在美国专利6944266号中，对于各检测像素的输出值发生变动的问题，通过校正各检测像素的输出值的校准来进行处理。

具体地，在美国专利6944266号中，在主拍摄前，在安装有格栅的状态下，向拍摄面均匀地照射X射线，取得表示拍摄面内的各检测像素的输出值的增益图像。增益图像反映了安装有格栅的状态下的各检测像素的输出值的偏差。并且，在主拍摄时的AEC中，利用增益图像对各检测像素所输出的输出值进行校准，从而校正各检测像素的输出值。各检测像素的输出值不仅根据格栅密度等格栅的种类而变动，还根据包含由X射线的剂量、管电压决定的射线质量等在内的摄影条件而变动。另外，即使格栅的种类、摄影条件相同，由于格栅的安装晃动、制造时的误差导致格栅与检测像素的几何配置发生错动，所以每次拍摄时都要取得增益图像。

发明内容

发明要解决的课题

在美国专利6952465号中，通过像素的替换、像素尺寸的缩小，来确保配置条状的剂量检测传感器的空间，所以在所拍摄的X射线图像中位于剂量检测传感器的区域上浓度降低。剂量检测传感器所在的区域和与其相邻的区域的浓度差由于较大，所以表现呈条状的浓度等级差。条状的剂量检测传感器的长度具有大约50mm，具有能够以人眼来目视确认的大小，所以X射线图像的浓度等级差也成为能够以人眼来目视确认的大小，非常显眼。在美国专利6952465号中还公开了，为了消除这样的浓度等级差，将剂量检测传感器看作缺陷像素而进行缺陷校正，但是为了进行缺陷校正，耗费准备校正数据的劳力。而且，由于剂量检测传感器大到大约50mm，所以即使进行缺陷校正，也难以将缺陷完全消除至不能目视确认的程度，存在X射线图像的画质降低的担心。

在美国专利6944266号的情况下，将像素的一部分利用为检测像素，以非破坏性方式读出检测像素的输出值，所以不会如美国专利6952465号那样在X射线图像上产生浓度等级差。因此，不会产生缺陷校正耗费劳力这样的问题、X射线图像的画质降低这样的问题。但是，在美国专利6944266号记载的X射线图像检测装置的情况下，每次拍摄必须取得增益图像，存在取得增益图像耗费劳力这样的其他问题。而且，存在如下的问题：在取得增益图像后到进行主拍摄为止的期间，当格栅与检测像素的几何配置由于冲击等而发生错动时，在所取得的增益图像中将不能进行适当的校正。

本发明的目的在于提供放射线图像检测装置以及放射线摄影系统，能够进行画质降低的担心小且不耗费劳力、不受格栅与剂量检测传感器的几何配置的错动的影响且稳定的AEC。

用于解决课题的手段

本发明的放射线图像检测装置具备检测面板和多个剂量检测传感器，使用散射线除去用格栅来进行拍摄，该散射线除去用格栅是吸收放射线的放射线吸收部和使放射线透过的放射线透过部在第一方向上交替地周期性配置而成的。检测面板具有设有多个接收从放射线源照射的放射线的像素的拍摄面，像素接收透过了被摄体的放射线而检测被摄体的放射线图像。多个剂量检测传感器为了进行放射线图像的曝光控制而设置，隔开间隔并沿第一方向周期性地配置于拍摄面内，检测透过了被摄体的放射线的剂量并输出与剂量相应的信号。放射线吸收部的配置周期与拍摄面中的多个剂量检测传感器的第一方向上的配置周期不同。

优选为，剂量检测传感器的配置周期不是放射线吸收部的配置周期的整数倍。

优选为，剂量检测传感器和放射线吸收部各自的配置周期是以像素的个数为单位的长度，各自的配置周期是互质数。

优选为，剂量检测传感器在与第一方向正交的第二方向上的配置周期也与放射线吸收部的配置周期不同。优选为，剂量检测传感器的第二方向上的配置周期与剂量检测传感器的第一方向上的配置周期相同。

一个剂量检测传感器的最小尺寸例如与拍摄面内的像素的尺寸相同。

剂量检测传感器例如是利用了一部分像素的检测像素。在多个检测像素在与第一方向相当的行方向和与第二方向相当的列方向上分别错开一行及一列以上而配置的情况下，第一方向上的配置周期为行方向上的长度，第二方向上的配置周期为列方向上的长度。一个剂量检测传感器也可以是由相邻的多个检测像素构成的检测像素组。

优选为，剂量检测传感器输出与每单位时间的剂量相应的信号，具备自动曝光控制部，该自动曝光控制部累计剂量检测传感器的输出值，对累计而得到的累计值和预先设定的照射停止阈值进行比较，在累计值达到照射停止阈值时使放射线源的放射线的照射停止。自动曝光控制部算出对多个剂量检测传感器的输出值进行平均而得到的平均值，累计所算出的平均值而求算累计值。

优选为，能够拆装自如地安装散射线除去用格栅。

另外，本发明的放射线摄影系统由具备照射放射线的放射线源的放射线产生装置和检测放射线图像的放射线图像检测装置构成，使用散射线除去用格栅来进行拍摄，该散射线除去用格栅是吸收放射线的放射线吸收部和使放射线透过的放射线透过部在第一方向上交替地周期性配置而成的。放射线图像检测装置具备检测面板和多个剂量检测传感器。检测面板具有设有多个接收从放射线源照射的放射线的像素的拍摄面，由像素接收透过了被摄体的放射线而检测被摄体的放射线图像。多个剂量检测传感器为了进行放射线图像的曝光控制而设置，配置于拍摄面，检测透过了被摄体的放射线的剂量并输出与剂量相应的信号。放射线吸收部的配置周期与拍摄面中的多个剂量检测传感器的第一方向上的配置周期不同。

发明效果

根据本发明，由于隔开间隔地配置于拍摄面的多个剂量检测传感器的配置周期与放射线吸收部的配置周期不同，所以不会使多个剂量检测传感器全部配置于放射线透过部或放射线吸收部的背后。因此，能够进行画质降低的担心小且不耗费劳力、不受格栅与剂量检测传感器的几何配置的错动的影响且稳定的AEC。

附图说明

图1是表示X射线摄影系统的结构的概略图。

图2是表示射线源控制装置的内部结构和射线源控制装置与其他装置的连接关系的图。

图3是表示格栅的结构的说明图。

图4是表示电子暗盒的内部结构的框图。

图5是用于说明电子暗盒的检测面板的检测像素的配置和采光区的图。

图6是表示电子暗盒的AEC部的结构的框图。

图7是表示使检测面板的拍摄面与格栅重叠时的检测像素的配置状态的说明图。

图8是表示检测像素的配置周期与格栅间距的关系的说明图。

图9是表示从图8的状态错开一个像素量后的情况下的检测像素和格栅的位置的变化的说明图。

图10是表示第一比较例的说明图。

图11是表示从图10的状态错开一个像素量后的情况下的比较例的说明图。

图12是表示第二比较例的说明图。

图13是表示使格栅旋转90°而与检测面板的拍摄面重叠时的检测像素的配置状态的说明图。

图14是表示控制台的内部结构的框图。

图15是表示在控制台设定的摄影条件的图。

图16是表示控制台的功能和信息的流向的框图。

图17是表示X射线摄影的步骤的流程图。

图18是表示第二实施方式的第一例的说明图。

图19是表示第二实施方式的第二例的说明图。

图20A是表示第三实施方式的第一例的第一形态的说明图。

图20B是表示第三实施方式的第一例的第二形态的说明图。

图20C是表示第三实施方式的第一例的第三形态的说明图。

图21是表示第三实施方式的第二例的说明图。

图22是表示第三实施方式的第三例的说明图。

图23是第四实施方式的检测像素组的说明图。

图24是第五实施方式的检测面板的说明图。

图25是第六实施方式的检测面板的说明图。

具体实施方式

[第一实施方式]

如图1所示，本发明的X射线摄影系统10由产生X射线的X射线产生装置11和由透过了作为被摄体的患者M的X射线拍摄X射线图像的X射线摄影装置12构成。X射线产生装置11由照射X射线的X射线源13、控制X射线源13的射线源控制装置14以及指示X线的照射开始的照射开关15构成。X射线摄影装置12由作为移动式的X射线图像检测装置的电子暗盒16以及控制电子暗盒16的控制台17、摄影台30构成。射线源控制装置14、电子暗盒16以及控制台17彼此以能够通信的方式利用有线或无线方式连接。在该实施例中，作为摄影台30使用了立式，但也可以是床式。

电子暗盒16能够拆装自如地安装于摄影台30。电子暗盒16由具有形成有拍摄面36的检测面板35a的图像检测部35(参照图4)和收容图像检测部35的移动式的扁平的壳体(未图示)构成。本实施方式的电子暗盒16的平面形状例如是纵横尺寸相同的正方形状。

电子暗盒16拆装自如地设置于摄影台30的保持架30a使得检测面板35a的拍摄面36(参照图4)以与X射线源13相向的姿势被保持。另外，电子暗盒16除了设置于摄影台30之外，有时也放置于患者M所仰卧的床上或让患者M自己拿着而以单体进行使用。

另外，X射线摄影装置12能够进行使用了除去在X射线透过患者M时产生的散射线的散射线除去用格栅(以下称作格栅)18的拍摄。格栅18是大小与电子暗盒16大致相同的薄板，格栅18与电子暗盒16一起拆装自如地安装于摄影台30的保持架30a。格栅18以与电子暗盒16的拍摄面36面对的姿势配置于保持架30a。由此，在拍摄时，格栅18位于患者M与电子暗盒16之间。

格栅18相对于保持架30a拆装自如，所以也能够根据摄影目的来更换格栅18或从保持架30a拆卸格栅18而进行X射线摄影。在保持架30a上没有附加使格栅18摆动的机构，因此格栅18是固定在设置位置上而使用的静止格栅。另外，也可以将格栅18拆装自如地安装于电子暗盒16。在这种情况下，也能够根据摄影目的来更换格栅18或拆卸格栅18而进行X射线摄影。

X射线源13具备放射X射线的X射线管13a和对X射线管13a所放射的X射线的照射场进行限定的照射场限定器(准直器)13b。X射线管13a具有：由放出热电子的丝极构成的阴极；和与从阴极放出的热电子碰撞而放射X射线的阳极(靶)。照射场限定器13b例如是将遮蔽X射线的四张铅板配置在四边形的各边上并将使X射线透过的四边形的照射开口形成于中央的结构，通过移动铅板的位置而使照射开口的大小变化，来限定照射场。

如图2所示，射线源控制装置14具备：高电压发生器20，通过变压器使输入电压升压而产生高压的管电压，并通过高压电缆向X射线源13供给；控制部21，对决定X射线源13所照射的X射线的能谱的管电压、决定每单位时间的照射量的管电流以及X射线的照射时间进行控制；及通信I/F22，对与控制台17之间的主要信息、信号的收发起到介质作用。

在控制部21连接有照射开关15、存储器23和触摸面板24。照射开关15是在拍摄开始时由放射线技师等操作员操作的开关，例如是能够进行两阶段的按压操作的按钮开关。照射开关15利用第一阶段的按压操作来产生用于使X射线源13的加热开始的加热开始信号，利用第二阶段的按压操作来产生用于使X射线源13开始X射线的照射的照射开始信号。这些信号通过信号电缆向射线源控制装置14输入。控制部21在从照射开关15接收到照射开始信号时使从高电压发生器20向X射线源13的电力供给开始。

存储器23预先存储多种管电压、管电流、照射时间或管电流照射时间积(mAs值)这样的摄影条件。摄影条件通过触摸面板24由操作员以手动进行设定。射线源控制装置14以所设定的摄影条件的管电压、管电流、照射时间或管电流照射时间积来开始X射线的照射控制。电子暗盒16设有AEC功能，该AEC功能以如下方式发挥功能：检测从X射线源13照射的X射线的每单位时间的剂量，当判定为X射线的累积剂量到达了所需充分的目标剂量时，即使是在射线源控制装置14预先设定的照射时间或管电流照射时间积以下也停止X射线的照射。

另外，为了防止在到达目标剂量而作出基于AEC功能的照射停止的判定之前X射线的照射终止而陷入剂量不足的情况，对在射线源控制装置14设定的照射时间或管电流照射时间积设定具有余量的值。考虑到安全限制方面，在射线源控制装置14中，也可以设定根据摄影部位而设定的照射时间的最大值。另外，摄影条件也可以设定经由通信I/F22从控制台17发送来的信息。

在使用电子暗盒16的AEC功能的情况下，照射信号I/F25与电子暗盒16连接。在这种情况下，控制部21在从照射开关15接收到加热开始信号时，经由照射信号I/F25将询问是否可以开始X射线的照射的照射开始要求信号向电子暗盒16发送。在电子暗盒16中，当接收照射开始要求信号时进行准备处理。电子暗盒16在准备处理完成而成为能够进行拍摄的状态的情况下向射线源控制装置14发送照射许可信号。控制部21在利用照射信号I/F25从电子暗盒16接收到照射许可信号、进一步从照射开关15接收到照射开始信号时，从高电压发生器20对X射线源13开始用于照射X射线的电力供给。另外，控制部21在利用照射信号I/F25接收到从电子暗盒16发出的照射停止信号时，使从高电压发生器20向X射线源13的电力供给停止，使X射线的照射停止。而且，控制部21不仅具有以照射停止信号的接收为契机而使X射线的照射停止的功能，还内置用于若成为所设定的照射时间就使X射线的照射停止的定时器。

如图3所示，格栅18与电子暗盒16为大致相同的尺寸并形成为相同形状。格栅18是如下结构：具有在相当于本发明的第二方向的Y1方向上延伸的长条状的X射线透过部32和以阴影线所示的X射线吸收部33，在与Y1方向正交、相当于本发明的第一方向的X1方向上交替地周期性配置了这些各层32、33。X射线透过部32例如由铝等容易使X射线透过的材质形成。X射线吸收部33例如由铅、钼合金、钽合金等X射线的遮蔽性较高且容易吸收X射线的材质形成。格栅18利用X射线吸收部33吸收在X射线透过患者M时产生的散射线，防止由于散射线而使X射线图像的对比度降低。

格栅18以X射线透过部32和X射线吸收部33的排列方向即X1方向与像素45的行方向X2(参照图4)一致的方式安装于保持架30a。

在表示X射线透过部32和X射线吸收部33的排列方向(X1方向)上的、每单位宽度的X射线吸收部33的条数的格栅密度例如为26条/cm～100条/cm的范围内格栅18具有各种种类。在本实施方式中，在X射线摄影中使用一般的格栅密度40条/cm(4条/mm)的格栅。X1方向上的、X射线透过部32与X射线吸收部33的宽度的合计值为格栅间距，相当于X射线吸收部33的配置周期F。格栅密度为4条/mm的情况下的X射线吸收部33的配置周期F成为250μm。

在图4中，电子暗盒16在上述的壳体内内置有具有检测面板35a的图像检测部35和天线37以及电池38。电子暗盒16能够通过天线37和电池38而与控制台17进行无线通信。天线37在与控制台17之间收发用于无线通信的电波。电池38供给用于使电子暗盒16的各部动作的电力。电池38使用比较小型的电池以收纳于薄型的电子暗盒16内。另外，电池38也能够从电子暗盒16向外部取出而设置于专用的托架来进行充电。也可以将电池38设为能够进行无线供电的结构。

在电子暗盒16除了设有天线37外，还设有插座39。插座39为了与控制台17进行有线连接而设置，在由于电池38的余量不足等而不能进行电子暗盒16与控制台17的无线通信的情况下使用。当将来自控制台17的线缆与插座39连接时，能够与控制台17进行有线通信。这时，也可以经由与插座39连接的线缆而从控制台17对电子暗盒16进行供电。

天线37和插座39设于通信部40。通信部40对天线37或插座39与控制部41、存储器42之间的包含图像数据在内的各种信息、信号的收发起到介质作用。

图像检测部35由检测面板35a和控制检测面板35a的驱动的电路部构成。检测面板35a具备拍摄面36，该拍摄面36具有TFT(Thin Film Transistor：薄膜晶体管)有源矩阵基板并将蓄积与X射线的入射量对应的信号电荷的多个像素45排列在该基板上而成。多个像素45以预定的间距呈二维状地排列成n行(X2方向)×m列(Y2方向)的矩阵状。检测面板35a的平面形状为正方形状，检测面板35a的拍摄面36的尺寸例如为430mm×430mm，检测面板35a的像素数例如为2880×2880。像素45为纵横尺寸相同的正方形像素，像素45的尺寸例如为150μm×150μm。像素45的纵横尺寸分别相当于X2方向和Y2方向上的像素间距Δ。

检测面板35a是还具有将X射线转换为可视光的闪烁体(荧光体，未图示)并利用像素45对由闪烁体转换后的可视光进行光电转换的间接转换类型。闪烁体由Csl：Tl(铊活化碘化铯)、GOS(Gd₂O₂S：Tb，硫氧化钆)等构成，以与排列有像素45的拍摄面36的整个面相向的方式配置。另外，闪烁体和TFT有源矩阵基板从X射线入射的一侧观察时，可以是按照闪烁体、基板的顺序配置的PSS(Penetration Side Sampling：透过侧采集)方式，相反，也可以是按照基板、闪烁体的顺序配置的ISS(Irradiation Side Sampling：入射侧采集)方式。另外，也可以采用不使用闪烁体而使用了将X射线直接转换为电荷的转换层(非晶硒等)的直接转换型的检测面板。

像素45具备作为通过可视光的入射而产生电荷(电子-空穴对)的光电转换元件的光电二极管46和作为开关元件的TFT47。

光电二极管46具有产生电荷的半导体层(例如PIN(p-intrinsic-n)型)和在该半导体层的上下配置有上部电极和下部电极的结构。光电二极管46在下部电极连接有TFT47，在上部电极连接有偏压线48，偏压线48设置与拍摄面36内的像素45的行数相应的量(n行)而捆束于母线49。母线49与偏压电源50连接。通过母线49及其子线的偏压线48，从偏压电源50向光电二极管46的上部电极施加偏压Vb。通过施加偏压Vb而在半导体层内产生电场，通过光电转换而在半导体层内产生的电荷(电子-空穴对)向一方具有正极性、另一方具有负极性的上部电极和下部电极移动，电荷蓄积于光电二极管46。

TFT47中，栅极与扫描线51连接，源极与信号线52连接，漏极与光电二极管46连接。扫描线51和信号线52呈栅格状配线，扫描线51设有与拍摄面36内的像素45的行数相应的量(n行)，信号线52设有与像素45的列数相应的量(m列)。扫描线51与栅极驱动器53连接，信号线52与信号处理电路54连接。

控制检测面板35a的驱动的电路部由控制部41、栅极驱动器53、信号处理电路54等构成。控制部41通过栅极驱动器53驱动TFT47，从而使检测面板35a进行将与X射线的入射量对应的信号电荷蓄积于像素45的蓄积动作、从像素45读出信号电荷的读出(主读(mainreading))动作和复位(虚读(void reading))动作。

在蓄积动作中，TFT47设为断开状态，在此期间，信号电荷蓄积于像素45。在读出动作中，从栅极驱动器53依次产生同时驱动相同行的TFT47的栅极脉冲G1～Gn，将扫描线51逐行地依次激活，将与扫描线51连接的TFT47逐行地设为接通状态。成为接通状态的时间由栅极脉冲的脉冲宽度规定，当经过由脉冲宽度规定的时间时，TFT47恢复成断开状态。当TFT47成为接通状态时，蓄积于像素45的光电二极管46的电荷向信号线52读出，并向信号处理电路54输入。

信号处理电路54具备积分放大器60、多路复用器(MUX)61以及A/D转换器(A/D)62等。积分放大器60与各信号线52单独连接。积分放大器60由运算放大器60a和与运算放大器60a的输入输出端子间连接的电容器60b构成，信号线52与运算放大器60a的一方的输入端子连接。运算放大器60a的另一方的输入端子与地线(GND)连接。复位开关60c与电容器60b并联连接。积分放大器60累计从信号线52输入的电荷，并转换为电压信号D1～Dm而输出。在各列的运算放大器60a的输出端子上经由放大器63、采样保持(S/H)部64而连接MUX61。在MUX61的输出侧连接A/D转换器62。

MUX61从并联连接的多个积分放大器60依次选择一个积分放大器60，将从所选择的积分放大器60输出的电压信号D1～Dm连续地向A/D转换器62输入。A/D转换器62将所输入的电压信号D1～Dm转换为数字数据，向内置于电子暗盒16的存储器42输出。另外，可以在MUX61与A/D转换器62之间连接放大器。

当通过MUX61从积分放大器60读出一行量的电压信号D1～Dm时，控制部41对积分放大器60输出复位脉冲RST，接通复位开关60c。由此，蓄积在电容器60b中的一行量的信号电荷被放电而复位。当积分放大器60被复位时，从栅极驱动器53输出下一行的栅极脉冲，使下一行的像素45的信号电荷的读出开始。依次反复进行这些动作，读出全部行的像素45的信号电荷。

当全部行的读出完成时，表示一个画面量的X射线图像的图像数据记录于存储器42。该图像数据被从存储器42读出，通过通信部40向控制台17输出。如此检测患者的X射线图像。

在光电二极管46的半导体层上，无论有无X射线的入射，都产生暗电荷。该暗电荷被施加了偏压Vb，所以蓄积在像素45的光电二极管46中。在像素45中产生的暗电荷相对于图像数据成为噪声成分，所以为了将其除去，进行复位动作。复位动作是通过信号线52将在像素45中产生的暗电荷扫出的动作。

复位动作例如以逐行地使像素45复位的依次复位方式进行。在依次复位方式中，与信号电荷的读出动作同样地，从栅极驱动器53对扫描线51依次产生栅极脉冲G1～Gn，将像素45的TFT47逐行地设为接通状态。在TFT47成为接通状态的期间，暗电荷从像素45通过信号线52流向积分放大器60的电容器60b。在复位动作中，与读出动作不同，不进行由MUX61对蓄积在电容器60b中的电荷的读出，而与各栅极脉冲G1～Gn的产生同步地，从控制部41输出复位脉冲RST，将复位开关60c接通，蓄积在电容器60b中的电荷被放电，积分放大器60被复位。

也可以代替依次复位方式，使用将排列像素的多个行作为一个组而在组内依次进行复位并将与组数相应的量的行的暗电荷同时扫出的并联复位方式、向全部行输入栅极脉冲而同时扫出全部像素的暗电荷的全部像素复位方式。能够通过并联复位方式、全部像素复位而使复位动作高速化。

控制部41在接收到来自射线源控制装置14的控制部21的照射开始要求信号的时刻使检测面板35a进行复位动作，并向射线源控制装置14回复照射许可信号。并且，在接收到照射开始信号的时刻使检测面板35a的动作从复位动作向蓄积动作转移。

检测面板35a除了具备如上所述地经由TFT47与信号线52连接的通常的像素45外，还在相同拍摄面36内具备多个不经由TFT47而与信号线52短路连接的检测像素65。检测像素65作为用于检测透过患者M而向拍摄面36入射的X射线的剂量的剂量检测传感器而发挥功能。在本实施方式中，一个检测像素65构成一个剂量检测传感器。检测像素65占拍摄面36内的像素45的百分之几左右。本实施方式的检测像素65的光电二极管46等的基本结构与像素45全部相同。因此，两者能够以大致相同的制造程序而形成。因此，一个检测像素65的尺寸与像素45相同，为150μm×150μm。

检测像素65在与信号线52之间未设有TFT47，而与信号线52直接连接，所以在检测像素65的光电二极管46中产生的信号电荷无论TFT47的通断都直接向信号线52流出。处于相同行的通常的像素45在将TFT47设为断开状态且蓄积信号电荷的蓄积动作中也一样。因此，在检测像素65的光电二极管46中产生的电荷始终向连接有检测像素65的信号线52上的积分放大器60的电容器60b流入。在检测面板35a为蓄积动作中时，蓄积在电容器60b中的来自检测像素65的电荷以预定的采样周期经由MUX61作为电压值向A/D转换器62输出。A/D转换器62将电压值作为各检测像素65的剂量检测信号而向存储器42输出。剂量检测信号表示在每单位时间所照射的X射线的剂量。以预定的采样周期输出的剂量检测信号依次向存储器42输出。

如图5所示，检测像素65以在拍摄面36内不设于局部而是在拍摄面36内均匀地分散的方式以一定的配置周期S1、S2沿X2方向和Y2方向配置。检测像素65的位置在检测面板35a制造时是已知的，在控制部41的内部存储器(未图示)中预先存储有表示各检测像素65在拍摄面36内的位置的坐标信息。A/D转换器62所输出的各检测像素65的剂量检测信号与坐标信息建立对应而记录于存储器42。

AEC部(自动曝光控制部)67由控制部41驱动控制。AEC部67从存储器42读出各检测像素65的剂量检测信号，基于所读出的剂量检测信号来进行AEC。

如图6所示，AEC部67具有采光区选择电路75、积分电路76、比较电路77以及阈值产生电路78。采光区选择电路75基于根据摄影条件而设定的采光区的信息，选择将分散在拍摄面36内的多个检测像素65中的哪个检测像素65的剂量检测信号用于AEC。积分电路76求算来自由采光区选择电路75选择的检测像素65的剂量检测信号的输出值的平均值。例如在图5中以双点划线表示的附图标记Aa和Ab的区域被选择为采光区的情况下，积分电路76求算采光区Aa和采光区Ab内的各自的9个检测像素65a～65i的剂量检测信号的输出值的平均值。或者，求算采光区Aa和采光区Ab内的合计18个检测像素65的输出值的平均值。每当对剂量检测信号进行采样就进行平均值的计算。并且，积分电路76累计平均值而求算累计值。累计值表示所照射的X射线的累积剂量。比较电路77比较来自积分电路76的剂量检测信号的累计值和从阈值产生电路78提供的照射停止阈值。当累计值到达阈值时，比较电路77输出照射停止信号。

在通信部40，除了设有上述的天线37和插座39外，还设有照射信号I/F80。射线源控制装置14的照射信号I/F25与照射信号I/F80连接。照射信号I/F80进行照射开始要求信号的接收、对照射开始要求信号的照射许可信号的发送、照射开始信号的接收以及比较电路77所输出的照射停止信号的发送。

如图7所示，在进行使用了格栅18的格栅摄影的情况下，格栅18配置于拍摄面36的前方(X射线的入射侧)，检测像素65与格栅18重叠。检测像素65的X2方向上的配置周期S1是与格栅18的X射线吸收部33的配置周期F不同的周期(S1≠F)，另外，使检测像素65的配置周期S1不为X射线吸收部33的配置周期F的整数倍。即，“配置周期S1≠N·配置周期F”(N为整数)。

在本例中，如图8所示，在两个检测像素65之间隔开两个像素45的间隔，各检测像素65每隔两个像素而配置。在将检测像素65每隔两个像素而配置的情况下，检测像素65的配置周期S1成为3个像素量的长度。由于像素间距Δ＝150μm，所以配置周期S1为150μm×3个＝450μm。另外，由于本例的格栅18的格栅密度为4条/mm，所以配置周期F为250μm。因此，配置周期S1(450μm)与配置周期F(250μm)不一致。另外，在将配置周期S1除以配置周期F的情况下，450/250＝1.8，所以配置周期S1也不是配置周期F的整数倍。

如此，设为“配置周期S1≠N·配置周期F”(N为整数)，从而如图8所示，检测像素65不会全部配置于X射线透过部32或X射线吸收部33的背后，而存在配置于X射线透过部32的背后的检测像素65J、配置于一条量的X吸收部33的背后的检测像素65K、配置于非一条量而是X射线吸收部33的一部分的背后的检测像素65L。因此，多个检测像素65的输出值不会全部成为最大输出值或全部成为最小输出值。

在图8的例子中，检测像素65的剂量检测信号的输出值中，检测像素65J的剂量检测信号的输出值成为最大输出值，检测像素65K的剂量检测信号的输出值成为最小输出值，检测像素65L的剂量检测信号的输出值取该最大输出值与最小输出值之间的值。

如此，各检测像素65的剂量检测信号的输出值在最大输出值与最小输出值的范围内分散。并且，即使在如图9所示由于格栅18的安装晃动、制造误差而导致格栅18与检测像素65的几何配置从图8所示的状态错开与一个像素45的尺寸相应的量的情况下，由于存在检测像素65J～65L，所以各检测像素65的输出值仍在最大输出值与最小输出值的范围内分散。在这种情况下，也不会使各检测像素65的输出值的全部成为最大输出值、最小输出值。

由于多个检测像素65的输出值在最大输出值与最小输出值的范围内分散，所以输出值的平均值的变动幅度比最大输出值与最小输出值之差小。如上所述，AEC部67将图5所示的采光区Aa和采光区Ab内的各检测像素65的输出值的平均值用于AEC的判定。若平均值的变动幅度变小，则意味着即使在格栅18与检测像素65的几何配置错动了的情况下，与入射到采光区Aa、Ab的剂量相应的输出值也稳定，所以能够进行不受格栅18与检测像素65的几何配置的错动的影响且稳定的AEC。

相对于此，如图10、图11所示的比较例那样，在配置周期S1a＝配置周期F的情况下，各检测像素65的输出值的变动幅度成为最大输出值与最小输出值的差即最大输出差。在此，在图10、图11中，附图标记Δa表示像素45的像素间距。检测像素65每隔一个像素而配置，检测像素65的配置周期S1a为两个像素45的长度。图11表示格栅18与检测像素65的几何配置从图10所示的状态错开与一个像素45的尺寸相应的量后的情况。

在配置周期S1a＝配置周期F的情况下，存在如图10所示地仅成为配置于一条量的X射线吸收部33的背后的检测像素65K的情况、如图11所示地仅成为配置于X射线透过部32的背后的检测像素65J的情况，各检测像素65的输出值不分散，成为相同的输出值。在图10的情况下，由于仅是检测像素65K，所以各检测像素65的输出值全部表示最小输出值。在图11的情况下，相反，由于仅是检测像素65J，所以各检测像素65的输出值全部表示最大输出值。即使仅仅是格栅18与检测像素65的几何配置错开与一个像素45的尺寸相应的量，各检测像素65的输出值也从最小输出值变动到最大输出值。在比较例中，由于各检测像素65的输出值为相同的值，所以即使对各检测像素65的输出值进行平均，也仍成为与一个检测像素65的输出值相同的值。因此，平均值的变动幅度成为最大输出值与最小输出值之差的最大输出差。当平均值的变动幅度较大时，格栅18与检测像素65的几何配置的错动的影响较大，不能进行稳定的AEC。

图12所示的比较例是将图11所示的配置周期S1a设为配置周期F的三倍(S1a＝F×3)的情况的例子。在如此使配置周期S1a成为配置周期F的整数倍的情况下，也与图10、图11同样地，检测像素65成为检测像素65J～65L中的一种(在图12中例示检测像素65K)，多个检测像素65的输出值成为相同值。因此，与图10、图11所示的比较例同样地，各检测像素65的输出值的变动幅度成为最大输出差，不能进行稳定的AEC。

另外，像素45为正方形像素，Y2方向上的像素45的像素间距也与X2方向同样地为Δ。并且，检测像素65在Y2方向上的配置周期S2与配置周期S1相同。因此，在使配置周期S1与配置周期F不同、避免使配置周期S1成为配置周期F的整数倍的情况下，配置周期S2也与配置周期F不同，也不是配置周期F的整数倍。即，关于配置周期S2，也与配置周期S1同样地，成为“配置周期S2≠N·配置周期F”(N为整数)的关系。因此，即使在如图13所示格栅18以从图7所示的状态旋转90°后的状态使用的情况下，多个检测像素65的输出值的平均值的变动幅度与图9～图11所示的比较例相比也变小(与最小输出差相比变小)，所以能够进行稳定的AEC。

如图14所示，控制台17由控制台主体17a、显示器17b和键盘17c构成。控制台17通过有线方式、无线方式而与电子暗盒16以能够通信的方式连接，控制电子暗盒16的动作。具体地，对电子暗盒16发送摄影条件，设定AEC、信号处理电路54的信号处理的条件(对与所蓄积的信号电荷对应的电压进行放大的放大器的增益等)，并且进行电子暗盒16的电源的通断、向省电模式、摄影准备状态的模式切换等的控制。

控制台17对从电子暗盒16发送的X射线图像实施偏移校正、增益校正、缺陷校正等各种图像处理。在缺陷校正中，利用相邻的没有检测像素65的列的像素值对具有检测像素65的列的像素值进行插值。图像处理完成后的X射线图像除了显示于显示器17b外，其数据还存储于控制台主体17a内的存储设备87、存储器86或者与控制台17网络连接的图像蓄积服务器这样的数据存储器。另外，也可以由电子暗盒16进行上述的各种图像处理。

控制台17接收包含患者的性别、年龄、摄影部位、摄影目的这样的信息在内的检查指令的输入，将检查指令显示于显示器17b。检查指令从HIS(医院信息系统)、RIS(放射线信息系统)这样的对患者信息、放射线检查的检查信息进行管理的外部系统输入或由操作员手动操作。检查指令中包含头部、胸部、腹部等摄影部位、正面、侧面、斜位、PA(从被测体的背面照射X射线)、AP(从被测体的正面照射X射线)这样的摄影方向。操作员通过显示器17b确认检查指令的内容，并通过控制台17的操作画面而输入与该内容对应的摄影条件。

如图15所示，在控制台17中能够对应每个摄影部位而设定摄影条件。摄影条件存储有管电压、管电流、检测像素65的采光区、用于与检测像素65的剂量检测信号的累计值进行比较而判断X射线的照射停止的照射停止阈值等。摄影条件的信息存储于存储设备87。射线源控制装置14的摄影条件由操作员参照控制台17的摄影条件而手动设定同样的摄影条件。

采光区表示用于AEC的检测像素65的区域，对应每个摄影部位设有相当于进行诊断时最应该关注的相关区域且稳定地得到剂量检测信号的部分。例如在摄影部位为胸部的情况下，如图5中由双点划线所包围的采光区Aa、Ab所示地将肺野的部分设定为采光区。采光区由XY坐标表示，在如本例那样采光区为矩形的情况下存储有以对角线连接的两点的XY坐标。XY坐标与电子暗盒16的像素45(也包含检测像素65)在拍摄面36内的位置对应，设与扫描线51平行的方向为X轴，设与信号线52平行的方向为Y轴，在原点(0、0)表达左上的像素45的坐标。

在图14中，控制台主体17a具备CPU85、存储器86、存储设备87、通信I/F88和输入输出I/F89。它们经由数据总线90而彼此连接。显示器17b和键盘17c经由输入输出I/F89而与控制台主体17a连接。另外，也可以代替键盘17c，使用鼠标、触摸面板等。

存储设备87例如是HDD(Hard Disk Drive：硬盘驱动器)。在存储设备87中存储控制程序、应用程序(以下称作AP)92。AP92是用于使控制台17执行检查指令、X射线图像的显示处理、对X射线图像的图像处理、摄影条件的设定等有关X射线摄影的各种功能的程序。

存储器86是用于CPU85执行处理的工作存储器。CPU85向存储器86加载存储在存储设备87中的控制程序，执行依据程序的处理，从而统一控制计算机的各部。通信I/F88是进行与RIS、HIS、图像蓄积服务器、电子暗盒16等外部装置之间的基于无线或有线的传送控制的网络接口。

在图16中，当启动AP92时，控制台17的CPU85作为存储/检索处理部95、输入输出控制部96和主控制部97而发挥功能。存储/检索处理部95执行各种数据向存储设备87存储的存储处理以及存储在存储设备87中的各种数据的检索处理。输入输出控制部96经由输入输出I/F89从存储设备87读出与键盘17c的操作对应的绘图数据，将基于所读出的绘图数据的通过GUI(Graphical User Interface：图形用户界面)进行的各种操作画面向显示器17b输出。另外，输入输出控制部96通过操作画面接收来自键盘17c的操作指示的输入。主控制部97具有承担电子暗盒16的动作控制的暗盒控制部98，并且统一控制控制台17的各部的动作。暗盒控制部98从存储/检索处理部95接收与所设定的摄影条件对应的采光区的信息和照射停止阈值的信息，并将这些提供给电子暗盒16。

此外，控制台17中，除此之外，还在CPU85上构筑进行上述偏移校正、增益校正、缺陷校正等各种图像处理的图像处理部、对与射线源控制装置14、电子暗盒16之间的通信起到介质作用的通信部。另外，也可以不像本例那样利用软件来实现各部的功能，而利用专用的硬件来构成各部。另外，也可以由电子暗盒16进行偏移校正、增益校正、缺陷校正等各种图像处理的全部或一部分。

接着，参照图17的流程图，说明由X射线摄影系统10进行X射线摄影的情况下的步骤。

首先，使患者M立于摄影台30之前的预定位置，调节设置于摄影台30的电子暗盒16的高度、水平位置，使其与患者M的摄影部位对位。另外，根据电子暗盒16的位置和摄影部位的大小，调整X射线源13的高度、水平位置、照射场的大小。接着，接通电子暗盒16的电源，利用键盘17c输入摄影条件，经由暗盒控制部98向电子暗盒16输出摄影条件和与其对应的采光区、照射停止阈值等。同样地对射线源控制装置14也设定摄影条件。

当摄影准备完成时，由操作员对照射开关15进行一阶段按压。由此，向射线源控制装置14发送加热开始信号，开始X射线源13的加热。在经过预定时间后对照射开关15进行二阶段按压，向射线源控制装置14发送照射开始信号，开始X射线的照射(S10)。X射线被从X射线源13照射而在透过患者M时产生散射线，但是该散射线由格栅18除去。

在开始X射线的照射之前，在检测面板35a中进行复位动作。在从射线源控制装置14接收到照射开始信号时从复位动作向蓄积动作转移。

在电子暗盒16中，与检测面板35a的蓄积动作并行地，由AEC部67进行基于检测像素65的剂量检测信号的AEC。采光区选择电路75基于从控制台17提供的采光区的信息，在从A/D转换器62输入的多个检测像素65的剂量检测信号中选择来自存在于采光区的检测像素65的剂量检测信号，将所选择的剂量检测信号向积分电路76输出(S11)。在积分电路76中累计剂量检测信号的输出值的平均值(S12)。

由于检测像素65的X2方向上的配置周期S1和Y2方向上的配置周期S2与配置周期F的关系成为“配置周期S1、S2≠N·配置周期F”(N为整数)，所以各检测像素65的剂量检测信号的输出值分散。因此，即使格栅18与检测像素65的几何配置产生错动，由于检测像素65的输出值的平均值的变动幅度较小，所以也能够进行不受格栅18与检测像素65的几何配置的影响且稳定的AEC。

阈值产生电路78产生从暗盒控制部98提供的照射停止阈值，将其向比较电路77输出。比较电路77比较在积分电路76中累计而得到的剂量检测信号的累计值和来自阈值产生电路78的照射停止阈值(S13)，在累计值达到阈值时(在S14中为“是”)输出照射停止信号。从比较电路77输出的照射停止信号经由照射信号I/F80向射线源控制装置14的照射信号I/F25发送(S15)。

在由照射信号I/F25接收到照射停止信号的情况下，在射线源控制装置14中，通过控制部21停止从高电压发生器20向X射线源13供给电力，由此停止X射线的照射(S16)。在由AEC部67的照射停止检测电路检测出X射线的照射停止时，检测面板35a终止蓄积动作，向读出动作转移，向存储器42输出X射线图像。在读出动作后，检测面板35a再次开始复位动作。

X射线图像经由通信部40向控制台17发送，被实施各种图像处理，通过输入输出控制部96显示于显示器17b(S17)。

根据本发明，以与格栅18的配置周期F的关系来确定检测像素65的配置周期S1、S2，从而使检测像素65的输出值的变动幅度减小。因此，也没必要如美国专利6944266号那样每次拍摄都取得增益图像，并基于所取得的增益图像来校正各检测像素的输出值。另外，在美国专利6944266号的情况下，在取得增益图像后通过冲击等导致格栅18与检测像素65的几何配置错动的情况下，由于不能进行适当的输出值的校正，所以不能适当地进行AEC，但是本发明即使几何配置错动也能够进行适当的AEC。

另外，在上述实施方式中，由尺寸与像素45相同的一个检测像素65构成一个剂量检测传感器，所以也不会如设置500个像素量的条状的剂量检测传感器的美国专利6952465号那样在X射线图像上产生能够以人眼来目视确认的程度的浓度等级差，X射线图像的画质降低的担心也较少。另外，由于检测像素65的尺寸也较小，所以缺陷校正也容易。

另外，如此进行检测像素65被处理为缺陷像素而使用周围的像素45的像素值来进行插值的缺陷校正。在缺陷校正中，检测像素65的尺寸越小则校正精度也越高，所以在画质这方面，检测像素65的尺寸较小为优选。另一方面，检测像素65的尺寸越小，则越容易受到由格栅18的X射线吸收部33的位置引起的影响。即，还具有如下缺点：当着眼于一个检测像素65时，由于与格栅18的几何配置的错动而使输出值的变动幅度变大。但是，在本发明中，使配置周期S1与配置周期F不同，从而即使各个检测像素65的输出值的变动幅度较大，也能够分散多个检测像素65的输出值。而且，全部的检测像素65的输出值不会成为最大输出值Dmax、最小输出值Dmin。并且，在AEC时，多个检测像素65的输出值被平均，所以即使由于各检测像素65的尺寸变小导致各个输出值的变动幅度变大，也能够进行稳定的AEC。

而且，由于以一定周期配置检测像素65，所以与未周期性地配置的情况相比，缺陷校正处理的算法也简化。另外，制造时的检测像素65的制作也容易。因此，还具有制造成本降低这样的优点。

另外，使检测像素65的X2方向和Y2方向上的配置周期S1、S2相同，配置周期S1、S2与配置周期F的关系都成为“配置周期S1、S2≠N·配置周期F”(N为整数)，所以无论以格栅18的排列方向X1与拍摄面36的X2方向一致的姿势进行使用，还是以排列方向X1与拍摄面36的Y2方向一致的姿势进行使用，无论任一姿势都同样地能够进行稳定的AEC。

另外，在如本实施方式的电子暗盒16那样平面形状为正方形的情况下，难以一看就确认出是处于X2方向与水平方向平行的纵姿势还是处于Y2方向与水平方向平行的横姿势。当在这样的正方形的电子暗盒16和格栅18中应用美国专利6952465号记载的条状的剂量检测传感器时，必须慎重地确认剂量检测传感器的条纹的方向与格栅18的条纹的方向不平行，所以使用便利性变差。特别是，在将电子暗盒16设置于保持架30a的状态下不能确认姿势，所以必须将电子暗盒16从保持架30a拆卸，使用便利性更差。在这一方面，如本实施方式那样，无论对于检测像素65的X2方向和Y2方向上的配置周期S1、S2的哪一个都使其与配置周期F不一致，从而不需要慎重地确认电子暗盒16的姿势和格栅18的姿势，所以便利性变高。

另外，检测像素65的配置周期S1和S2也未必一定相同。这是因为：只要配置周期S1和配置周期S2分别与配置周期F不同，则检测像素65的平均值的变动幅度变小，能够进行稳定的AEC。

但是，配置周期S2和配置周期S1相同为优选。这也是由于是否能够进行稳定的AEC由配置周期S1、S2与配置周期F的关系决定，所以根据格栅18的种类(格栅密度)，也可能存在配置周期S1、S2和配置周期F一致而不能进行稳定的AEC的格栅18。因此，在利用电子暗盒16进行格栅摄影的情况下，需要对应格栅18的每个种类，对是否能够以与电子暗盒16的组合来进行稳定的AEC进行研究。这样的研究作业基于配置周期S1、S2和格栅18的格栅密度而进行。若配置周期S1、S2一致，则对配置周期S1、S2的任一个进行研究即可，便利性高。另外，当配置周期S1、S2不同时，即使是相同的格栅18，也根据电子暗盒16的姿势而可能产生能够进行稳定的AEC的情况和不能进行稳定的AEC的情况，所以与配置周期S1、S2相同的情况相比，使用便利性差。

另外，也考虑到，当配置周期S1和配置周期S2不同时，例如由于电子暗盒16的纵横的姿势，导致尺寸相同的采光区Aa、Ab中所含的检测像素65的个数不同。这样一来，还需要根据朝向来变更使用检测像素65算出累计值的算法等。只要配置周期S1、S2相同，是尺寸相同的采光区，则含于其中的检测像素65的个数也相同，所以能够使算法通用化。由于这样的理由，所以配置周期S1、S2相同为优选。

在上述实施方式中，以平面形状为正方形的电子暗盒16和格栅18为例进行了说明，但是也可以是平面形状为长方形的电子暗盒和格栅。作为平面形状为长方形的电子暗盒，例如有与胶卷暗盒、IP(成像板)暗盒相同的依据国际标准ISO4090：2001的大小的电子暗盒。

即使在平面形状为长方形的电子暗盒的情况下，也优选为使配置周期S1、S2相同。在长方形的电子暗盒的情况下，在拍摄标准体型的患者的胸部时，以电子暗盒的长度方向沿患者的身高方向的方式配置电子暗盒，在拍摄比标准胖的患者的胸部时，有时将电子暗盒旋转90°而以长度方向沿患者的身体的宽度方向的方式配置电子暗盒而使用。当在这样的长方形的电子暗盒中使用美国专利6952465号的条状的剂量检测传感器时，即使在标准体型的拍摄中剂量检测传感器的条纹的方向与格栅的条纹的方向垂直，在使电子暗盒旋转90°时剂量检测传感器的条纹的方向和格栅的条纹的方向也一致。但是，如本实施方式那样，若使检测像素65的X2方向和Y2方向上的配置周期S1、S2与配置周期F错开，则不会产生这样的问题。

[第二实施方式]

在图18和图19所示的第二实施方式中，配置周期S1和配置周期F分别是利用以像素45的个数为单位的长度表示的。在图18中，由于在两个检测像素65之间隔开6个像素45的间隔，所以配置周期S1为7个。另外，配置周期F由于具有4个像素45量的长度，所以换算成像素45的个数后的换算值为4个。在图19所示的例子中，配置周期S1为6个，配置周期F为4个。

图18和图19都成为配置周期S1≠配置周期F的关系，所以都是包含于本发明的实施方式，但是在比较图18和图19的情况下，图18所示的例子为优选。理由如下。图18的例子中，检测像素65的配置周期S1为7个，配置周期F为4个，两者是互质数的关系。相对于此，在图19的例子中，检测像素65的配置周期S1为6个，配置周期F为4个，不是互质数的关系。

X射线吸收部33和多个检测像素65的重叠方式中，如图8所示，以某一检测像素65与X射线吸收部33的重叠量大、其他检测像素65的重叠量小这样的方式，根据各检测像素65的位置而变化。但是，由于X射线吸收部33和检测像素65均周期性地配置，所以具有重叠方式的状态循环一次而再次相同的重叠方式的周期C。重叠方式的周期C成为配置周期S1和配置周期F的最小公倍数。重叠方式的周期C越长则含于周期C中的检测像素65的个数越多。含于周期C中的检测像素65的个数越多，则各检测像素65的输出值越分散，所以各检测像素65的输出值平稳，能够进行稳定的AEC。

在图19的例子的情况下，重叠方式的周期C成为配置周期S1(6个)和配置周期F(4个)的最小公倍数(12)。在图19的例子中，由于配置周期S1(6个)和配置周期F(4个)不是互质数，所以重叠方式的周期C比配置周期S1(6个)与配置周期F(4个)之积(4×6＝24)小。在图19的例子的情况下，含于周期C的检测像素65的个数成为将最小公倍数(12)除以配置周期S1的像素周期(6个)所得到的2个。

相对于此，在图18的例子的情况下，由于配置周期S1(7个)和配置周期(4个)是互质数，所以最小公倍数为7×4＝28，重叠方式的周期C成为28个。因此，重叠方式的周期C与配置周期S1(7个)和配置周期F(4个)之积(7×4＝28个)相同。在图18的例子中，含于周期C的检测像素65的个数成为将最小公倍数(28)除以配置周期S1的像素周期(7个)所得到的4个。

当比较图18和图19的例子时，是互质数的图18的周期C(28个)比不是互质数的图19的周期C(12个)长，所以与图19的例子的周期C中包含的检测像素65的个数(2个)相比，图18的例子的周期C中包含的检测像素65的个数(4个)变多。由于重叠方式的周期C重复，所以周期C中包含的检测像素65的个数越多，则检测像素65的输出值越分散。因此，容易抑制检测像素65的输出值的平均值的变动幅度。因此，如图18的例子那样，配置周期S1和配置周期F是互质数为优选。

以下，对检测面板35a的其他实施方式进行说明，但是在各实施方式中对于与第一和第二实施方式相同的结构，使用相同的附图标记，省略详细的说明。

[第三实施方式]

图20～图22所示的第三实施方式中，将对检测像素65的剂量检测信号的平均值进行计算的一组检测像素65的配置作为一个集合200，将该集合200在相同行、其他行上周期配置，在拍摄面36的整个区域上分散配置集合200。集合200是由AEC部67对检测像素65的剂量检测信号的平均值进行计算的一组检测像素65的最小单位。另外，也可以不将集合200配置于拍摄面36的整个区域，例如也可以将集合200集中配置于左右的肺野等预先设定的采光区所对应的区域。

图20A所示的集合200a是将多个检测像素65(在本例中为4个)在X2方向的1行内以配置周期S1＝5个而配置的例子，各集合200a例如以等间隔且规则性地排列。集合200a是由AEC部67对剂量检测信号的平均值进行计算的一组检测像素65的最小单位。因此，也可以将如图20B所示由两个集合200a形成的具有8个检测像素65的框201a、如图20C所示由三个集200a构成的具有12个检测像素65的框201b作为计算平均值的最小单位。另外，各集合200a、各框201a、201b的间隔也可以是不规则的。

另外，如图21所示，也可以是检测像素65的排列方向为Y2方向的集合200b。在集合200b中，像素间距Δ、检测像素65的配置周期S2分别是在Y2方向上的长度。另外，在拍摄面36内，也可以使检测像素65的排列方向沿X2方向的图20A所示的集合200a和检测像素65的排列方向沿Y2方向的集合200b混合存在。只要根据格栅18的安装姿势而分开使用集合200a、200b，则在任一安装姿势下都能够进行稳定的AEC。

图20A所示的集合200a、图21所示的集合200b是由配置在1行或1列内的多个检测像素65构成的集合，但是也可以如图22所示的集合200c那样，由在X2方向、Y2方向上错开配置的多个检测像素65构成。

在图22所示的集合200c内，多个检测像素65的各自配置的行不同，但是在X2方向上，隔开4列量的间隔，以配置周期S1＝5个而配置。即使各检测像素65所配置的行不同，只要X2方向上的配置周期S1和配置周期F不同，则各检测像素65的输出值也分散，所以平均值的变动幅度受到抑制。如此，即使在各检测像素65配置于不同的行的情况下，也与在1行内设置多个检测像素65的情况同样地，各检测像素65的配置周期S1的X2方向(行方向)上的长度成为配置周期S1。

在X2方向上，集合200c内的检测像素65的像素间距ΔX、配置周期S1与图20A所示的集合200a内的检测像素65的像素间距Δ、配置周期S1相同。因此，集合200c内的一组检测像素65的输出值的平均值与集合200a内的一组检测像素65的输出值的平均值大致相同，所以也可以代替集合200a而设置集合200c。

另外，在Y2方向上，集合200c内的多个检测像素65的所配置的列也不同，以配置周期S2＝5个而配置。即使各检测像素65所配置的列不同，只要Y2方向上的配置周期S2与配置周期F不同，则各检测像素65的输出值也分散，所以平均值的变动受到抑制。在Y2方向上，集合200c内的检测像素65的像素间距ΔY、周期S2与图21所示的集合200b内的检测像素65的像素间距Δ、配置周期S2相同。因此，也可以代替200b而设置集合200c。如此，即使在各检测像素65配置于不同的列的情况下，也与在1列内设置多个检测像素65的情况同样地，各检测像素65的配置周期S2的Y2方向(列方向)上的长度成为配置周期S2。

另外，集合200c能够利用为图20A所示的集合200a和图21所示的集合200b中的任一个，所以若设置集合200c，则与集合200a和集合200b混合存在的情况同样地，无论格栅18的安装姿势如何，都能够进行稳定的AEC。而且，在集合200a、200b混合存在的情况下，需要根据格栅18的安装姿势而分开使用各集合200a、200b，但是在集合200c的情况下，也不需要根据格栅18的安装姿势而分开使用。另外，在集合200c的情况下，与集合200a、200b混合存在的情况相比，能够将检测像素65的个数减为一半。

另外，在如本例的检测像素65那样光电二极管46和信号线52短路的情况下，检测像素65的电荷始终流向信号线52。因此，即使各检测像素65所配置的行不同，检测像素65的电荷流入信号处理电路54内的积分放大器60的时刻也大致相同。因此，还具有能够在相同时刻读出集合200c内的各检测像素65的剂量检测信号这样的优点。

另外，在本例的集合200c中，使各检测像素65的X2方向和Y2方向上的错动量相同(5个像素)，但是也可以在X2方向和Y2方向上改变错动量。

[第四实施方式]

在上述各实施方式中，将一个剂量检测传感器作为一个检测像素进行了说明，但是如图23所示，也可以利用由相邻的多个检测像素65构成的检测像素组66来构成一个剂量检测传感器。在利用检测像素组66构成剂量检测传感器的情况下，配置周期S1为隔开间隔并周期性地配置的多个检测像素组66的配置周期。

图23与图8等同样地，表示从侧方(Y1、Y2方向)观察格栅18和检测面板35a的拍摄面36而得到的状态。拍摄面36a是使用各个检测像素65作为剂量检测传感器的情况，拍摄面36b表示使用由相邻的两个检测像素65构成的检测像素组66作为剂量检测传感器的情况。检测像素65和X射线吸收部33标以阴影线以进行区分。

例如，在格栅18的X射线透过部32和X射线吸收部33的X1方向上的宽度分别为200μm和50μm、检测像素65的该方向上的宽度为150μm时，X射线透过部32相对于拍摄面36a的检测像素65的面积的比例为2/3～1的范围，X射线透过部32相对于拍摄面36b的检测像素组66的面积的比例为4/6～5/6的范围。关于在根据这些面积比检测出相同剂量的X射线时的、检测像素65和检测像素组66的各自的最大输出值与最小输出值的最大输出差，在拍摄面36a的检测像素65中成为1÷2/3＝1.5，在拍摄面36b的检测像素组66中成为5/6÷4/6＝1.25。

如上所述，在使用检测像素组66作为剂量检测传感器的情况下，与使用一个检测像素65作为一个剂量检测传感器的情况相比，剂量检测信号的最大输出差变小。最大输出差越小，则输出值的变动幅度越小。因此，即使在格栅18和检测面板35a的几何配置错动的情况下，各个检测像素组66的输出值的变动幅度也比一个检测像素65小，所以输出值稳定，能够进行不受由几何配置的错动引起的影响且稳定的AEC。另外，检测像素组66与面积比一个检测像素65大的量相应地使剂量检测信号的信号量增加，SN比(信噪比)变好。另外，在由一个检测像素组66构成一个剂量检测传感器的情况下，优选为由在进行缺陷校正时人不能目视确认的程度的个数的像素构成，具体地例如是10个像素左右。若是该程度的大小，则与美国专利6952465号的500个像素量的条状的剂量检测传感器比较时，非常小，所以X射线图像的画质不会降低。

另外，在图23的例子中，由在X2方向上相邻的多个检测像素65构成检测像素组66，但是，同样地，可以由在Y2方向上相邻的多个检测像素65构成检测像素组66，也可以由在X2方向和Y2方向这两个方向上相邻的多个检测像素65构成检测像素组66。另外，如图23所示，由一个检测像素组66构成一个剂量检测传感器的情况下的配置周期S1、S2为两个检测像素组66的间隔。在图23的情况下成为4个。

在上述个实施方式中，由于图像检测用的像素45和作为剂量检测传感器发挥作用的检测像素65分别独立，并且从检测像素65进行的读出是破坏性读出，所以检测像素65的部分成为所谓的点缺陷。但是由于一个像素的大小充分小，所以若能够进行利用相邻的没有检测像素65的列的像素值对具有检测像素65的列的像素值进行插值的缺陷校正，则实验结果得知对于人眼难以作为缺陷进行目视确认，不存在实质性的问题。但是，最好没有点缺陷，所以通过将检测面板设为图24所示的检测面板100那样的结构，也可以不需要缺陷校正。

[第五实施方式]

在图24中，检测面板100具备图像检测专用的第一像素101和图像检测兼AEC用的第二像素102。第一、第二像素101、102与上述实施方式的像素45和检测像素65同样地，以适当的比例排列成矩阵状，第二像素102的配置周期与格栅18的X射线吸收部33的配置周期不同。第一、第二像素101、102分别具有两个光电二极管103、104。第一像素101的光电二极管103、104并联连接，一端经由TFT47与信号线52连接。另一方面，第二像素102的光电二极管103与第一像素101同样地，一端经由TFT47与信号线52连接，但是光电二极管104不经由TFT47而与信号线52直接连接。即，第二像素102的光电二极管104为与上述实施方式的检测像素65相同的结构。

从第一像素101读出由两个光电二极管103、104蓄积的电荷。另一方面，从第二像素102仅读出由光电二极管103蓄积的电荷。第二像素102中，光电二极管104用于AEC而无助于X射线图像的生成，相应地，在光电二极管103、104的开口面积相同的情况下，在相同的入射剂量下，与第一像素101相比，蓄积电荷量成为大致一半，但是若与不从检测像素65的部位得到像素值并仅进行缺陷校正的上述实施方式相比，X射线图像的画质劣化受到抑制。若基于光电二极管103、104的开口面积等，预先求算与第二像素102的像素值相乘时相当于第一像素101的像素值的系数等，并将该系数与第二像素102的输出相乘而进行校正，则能够不进行缺陷校正而生成X射线图像，能够大体完全排除由将像素的一部分作为AEC用导致的向X射线图像的画质的不良影响。

[第六实施方式]

在上述第一实施方式中，作为剂量检测传感器使用了不经由TFT47而与信号线52短路连接的检测像素65，但是例如如图25所示的检测像素110那样，也可以设为能够连接利用与通常的像素45不同的栅极驱动器111和扫描线112进行驱动的TFT113并与通常的像素45独立地读出蓄积电荷的结构。

[第七实施方式]

另外，可以利用基于在像素45产生的电荷的电流流向对各像素45供给偏压Vb的偏压线48这一情况，监视与某一特定像素45相连的偏压线48的电流来检测剂量，也可以基于在将全部的TFT47设为断开状态时从像素45泄漏的漏电荷来检测剂量。而且，也可以与像素45另行地将结构不同的独立的AEC用的剂量检测传感器与拍摄面36设于同一平面。同一平面只要包含在设有TFT47的TFT有源矩阵基板上作为AEC用的其他层而进行层叠的情况、相对于闪烁体设于与TFT47相反的一侧的情况等，是与垂直于X射线入射方向的TFT有源矩阵基板平行的面，则任一处都可以。但是，在独立的AEC用的剂量检测传感器的情况下，不能目视确认的程度的尺寸为优选。具体地是10个像素左右。

在上述各实施方式中，以在AEC中计算多个剂量检测传感器的输出值的平均值并比较平均值的累计值和照射停止阈值的例子进行了说明，但是也可以代替多个剂量检测传感器的输出值的平均值，而计算中间值、合计值，将中间值、合计值的累计值与照射停止阈值进行比较。根据本发明，由于多个剂量检测传感器的输出值分散，所以即使使用中间值、合计值，也能够得到与平均值的情况相同的效果。

在上述各实施方式中，以作为移动式的X射线图像检测装置的电子暗盒为例进行了说明，但是也可以应用于X射线图像检测装置内置于摄影台的固定类型的X射线图像检测装置。另外，以控制台17与电子暗盒16为分体的例子进行了说明，但是控制台17不必是独立的装置，也可以在电子暗盒16上搭载控制台17的功能。同样地，也可以设为使射线源控制装置14和控制台17一体化而成的装置。

在上述各实施方式中，记载了检测像素65的位置在图像检测部35的制造时是已知的，图像检测部35将全部检测像素65的位置(坐标)预先存储在非挥发性存储器(未图示)中的情况，但是不限于此。具体地，也可以使全部的像素45能够进行非破坏性读出，从该全部的像素45中随时选择作为检测像素进行使用的像素，并读出输出值。例如在通过摄影菜单选择了摄影部位的情况下，选择适当需要的部位的像素45作为检测像素，这时，以使检测像素或检测像素组的配置周期S1、S2与配置周期F不一致的方式从像素45中选择检测像素。

本发明不限于上述的各实施方式，将上述各实施方式彼此组合等，在不脱离本发明宗旨的范围内能够采用各种结构，这是不言而喻的。本发明不限于X射线，也能够适用于使用γ线等其他放射线的摄影系统。

Claims (13)

1.一种放射线图像检测装置，能够使用散射线除去用格栅来进行拍摄，所述散射线除去用格栅是吸收放射线的放射线吸收部和使放射线透过的放射线透过部在第一方向上交替地周期性配置而成的，

所述放射线图像检测装置的特征在于，具备：

检测面板，具有设有多个接收从放射线源照射的放射线的像素的拍摄面，所述像素接收透过了被摄体的放射线而检测被摄体的放射线图像；及

多个剂量检测传感器，为了进行所述放射线图像的曝光控制而设置，隔开间隔并在所述第一方向上周期性地配置于所述拍摄面内，检测透过了被摄体的放射线的剂量并输出与所述剂量相应的信号，

放射线吸收部的配置周期与所述拍摄面中的所述多个剂量检测传感器的所述第一方向上的配置周期不同，

所述剂量检测传感器在与所述第一方向正交的第二方向上的配置周期也与所述放射线吸收部的配置周期不同。

2.如权利要求1所述的放射线图像检测装置，其特征在于，

所述剂量检测传感器在所述第一方向上的配置周期不是所述放射线吸收部的配置周期的整数倍。

3.如权利要求1所述的放射线图像检测装置，其特征在于，

所述剂量检测传感器在所述第一方向上的配置周期和所述放射线吸收部的配置周期是以所述像素的个数为单位的长度，所述剂量检测传感器在所述第一方向上的配置周期和所述放射线吸收部的配置周期是互质数。

4.如权利要求1所述的放射线图像检测装置，其特征在于，

所述剂量检测传感器的所述第二方向上的配置周期与所述剂量检测传感器的所述第一方向上的配置周期相同。

5.如权利要求1所述的放射线图像检测装置，其特征在于，

一个所述剂量检测传感器的最小尺寸与所述拍摄面内的所述像素的尺寸相同。

6.如权利要求1所述的放射线图像检测装置，其特征在于，

所述剂量检测传感器是利用了一部分所述像素的检测像素。

7.如权利要求1所述的放射线图像检测装置，其特征在于，

所述剂量检测传感器是利用了一部分所述像素的检测像素，

在多个所述检测像素在与所述第一方向相当的行方向和与所述第二方向相当的列方向上分别错开一行及一列以上而配置的情况下，

所述第一方向上的配置周期为所述行方向上的长度，所述第二方向上的配置周期为所述列方向上的长度。

8.如权利要求6所述的放射线图像检测装置，其特征在于，

一个所述剂量检测传感器是由相邻的多个所述检测像素构成的检测像素组。

9.如权利要求8所述的放射线图像检测装置，其特征在于，

所述剂量检测传感器在所述第一方向上的配置周期为隔开间隔并周期性地配置的多个所述检测像素组的配置周期。

10.如权利要求1所述的放射线图像检测装置，其特征在于，

所述剂量检测传感器输出与每单位时间的剂量相应的信号，

所述放射线图像检测装置具备自动曝光控制部，所述自动曝光控制部累计所述剂量检测传感器的输出值，对累计而得到的累计值和预先设定的照射停止阈值进行比较，在所述累计值达到所述照射停止阈值时使所述放射线源的放射线的照射停止。

11.如权利要求10所述的放射线图像检测装置，其特征在于，

所述自动曝光控制部算出对多个剂量检测传感器的输出值进行平均而得到的平均值，累计所算出的平均值而求算所述累计值。

12.如权利要求1所述的放射线图像检测装置，其特征在于，

能够拆装自如地安装所述散射线除去用格栅。

13.一种放射线摄影系统，由具备照射放射线的放射线源的放射线产生装置和检测放射线图像的放射线图像检测装置构成，能够使用散射线除去用格栅来进行拍摄，所述散射线除去用格栅是吸收放射线的放射线吸收部和使放射线透过的放射线透过部在第一方向上交替地周期性配置而成的，

所述放射线摄影系统的特征在于，

所述放射线图像检测装置具备：

检测面板，具有设有多个接收从所述放射线源照射的放射线的像素的拍摄面，由所述像素接收透过了被摄体的放射线而检测被摄体的放射线图像；及

多个剂量检测传感器，为了进行所述放射线图像的曝光控制而设置，隔开间隔并在所述第一方向上周期性地配置于所述拍摄面内，检测透过了被摄体的放射线的剂量并输出与所述剂量相应的信号，

所述放射线吸收部的配置周期与拍摄面中的多个剂量检测传感器的第一方向上的配置周期不同，

所述剂量检测传感器在与所述第一方向正交的第二方向上的配置周期也与所述放射线吸收部的配置周期不同。