放射线图像检测装置、放射线摄影系统及其动作方法.pdf

即使栅格与测定像素的相对位置关系产生偏移，也能够进行准确的X射线剂量测定。在栅距为G的栅格(14)的后方配置有图像检测部(30)。在图像检测部(30)二维地配置有检测X射线图像的普通图像(40a)和测定X射线剂量的测定像素(40b)。将由AEC部(54)计算剂量测定信号的平均值的一组测定像素(40b)以周期Z＝(R×C)±D配置或选择[C/D]个。在此，C是栅格(14)的X射线图像上栅格(14)的X射线透过层(35)与X射线吸收层(36)在排列方向上出现的重复图案的周期，单位是像素的个数，R是0以上的自然数，D是比周期C小的整数，[C/D]是C/D以下的最大的整数。在D＝1的情况下各次的平均值是相同的值，偏差消失。

权利要求书
1.  一种放射线图像检测装置，具有形成有摄像区域的图像检测部，并且与能够配置于该图像检测部的前方的栅格一起使用，
为了除去放射线透过被摄体时产生的散射线，所述栅格中沿第一方向延伸的长条状的放射线透过层和放射线吸收层以栅距G沿与所述第一方向正交的第二方向交替地形成有多个，
在所述摄像区域配置有在所述第二方向上以像素间距Δ配置的多个像素和多个剂量测定传感器，所述多个像素为了检测所述被摄体的放射线图像而能够读出并蓄积与所述放射线的到达剂量对应的电荷，所述多个剂量测定传感器测定所述放射线的到达剂量，
所述放射线图像检测装置包括以下特征：
条件：将所述多个剂量测定传感器中的至少一组剂量测定传感器以周期Z＝(R×C)±D配置或选择[C/D]个，
其中，各记号如下所述：
C是所述栅格的放射线图像上在所述第二方向上出现的重复图案的周期，单位是像素的个数，
R为0以上的自然数，
D为比所述周期C小的整数，
[C/D]为C/D以下的最大的整数。

2.  根据权利要求1所述的放射线图像检测装置，其中，还具备：
判定部，基于所述一组剂量测定传感器的测定值来判定放射线的照射状态；及
控制部，进行与所述判定部的判定结果对应的控制。

3.  根据权利要求2所述的放射线图像检测装置，其中，
所述像素具有：
普通像素，用于检测放射线图像；及
测定像素，具有与该普通像素相同的尺寸且作为所述剂量测定传 感器而使用，
所述普通像素和所述测定像素以混杂的状态二维地配置于所述第一方向及所述第二方向上。

4.  根据权利要求3所述的放射线图像检测装置，其中，
所述普通像素与所述测定像素连接于共用的信号处理电路，在所述放射线的照射期间，所述普通像素的所述电荷被蓄积，所述测定像素的电荷被取出至所述信号处理电路。

5.  根据权利要求3所述的放射线图像检测装置，其中，
D是将至少[C/D]个测定像素逐个像素地错开C次时使[C/D]个测定像素的输出的各次的输出值的偏差收敛在±k％(k＜50)的范围内的值。

6.  根据权利要求5所述的放射线图像检测装置，其中，
D的值通过以所述各次的输出值中的最小值为基准来判定所述各次的输出值的偏差是否收敛在±k％的范围内而求出。

7.  根据权利要求3所述的放射线图像检测装置，其中，
所述一组测定像素除了[C/D]个以外还容许存在满足以下条件式的N个测定像素，
条件式：N≤[C/D]{(1+k)Xave[C/D]min－Xave[C/D]max}/{Xmin(a－k)}
其中，各记号如下所述：
Xave[C/D]min为所述[C/D]个测定像素的输出的平均值的最小值，
Xave[C/D]max为所述[C/D]个测定像素的输出的平均值的最大值，
Xmin为所述N个测定像素配置于最不受所述放射线吸收层影响的所述像素的位置的情况下的输出，
a为表示最受所述放射线吸收层影响的所述像素与最不受所述放射线吸收层影响的所述像素的像素值之差的变动系数。

8.  根据权利要求5～7中任一项所述的放射线图像检测装置，其中，
D＝1以使所述各次的输出值为相同的值。

9.  根据权利要求5～8中任一项所述的放射线图像检测装置，其中，k≤5。

10.  根据权利要求5～8中任一项所述的放射线图像检测装置，其中，k≤2.5。

11.  根据权利要求3所述的放射线图像检测装置，其中，
在选择性地使用所述一组测定像素的配置周期Z的条件不同的多个栅格的情况下，使用多个配置周期Z的最小公倍数作为各栅格共用的配置周期Z。

12.  根据权利要求3所述的放射线图像检测装置，其中，
所述判定部判定对由各测定像素测定出的放射线剂量进行累计而得到的合计放射线剂量或其平均值是否达到目标剂量，在判定为合计放射线剂量或平均值达到了目标剂量时，进行使放射线的照射停止的自动曝光控制。

13.  根据权利要求3所述的放射线图像检测装置，其中，
对所述第二方向进行了规定的所述一组测定像素的位置的决定也适用于所述第一方向。

14.  根据权利要求3所述的放射线图像检测装置，其中，
所述图像检测部是收纳于可移动式的箱体的电子暗盒。

15.  一种放射线摄影系统，具备：
向被摄体照射放射线的放射线源；
对所述放射线源的驱动进行控制的线源控制装置；及
权利要求1所述的放射线图像检测装置。

16.  一种放射线摄影系统的动作方法，
该放射线摄影系统具备向被摄体照射放射线的放射线源、控制所述放射线源的驱动的线源控制装置及权利要求1所述的放射线图像检测装置，
所述放射线摄影系统的动作方法具备以下的步骤：
由多个剂量测定传感器中的至少一组剂量测定传感器测定放射线剂量；
判定对由所述一组剂量测定传感器测定出的各放射线剂量进行累计而得到的合计放射线剂量或其平均值是否达到目标剂量；及
在所述合计放射线剂量或其平均值达到了目标剂量时，停止所述放射线源的驱动而使放射线的照射停止。

说明书放射线图像检测装置、放射线摄影系统及其动作方法
技术领域
本发明涉及经由栅格对放射线图像进行检测的放射线图像检测装置、放射线摄影系统及其动作方法。
背景技术
在医疗领域中，公知有放射线摄影系统、例如利用了X射线的X射线摄影系统。X射线摄影系统具备：产生X射线的X射线发生装置和对由透过了被摄体(患者)的X射线形成的X射线图像进行摄影的X射线摄影装置。X射线发生装置具有：朝向被摄体照射X射线的X射线源、对X射线源的驱动进行控制的控制装置及用于指示控制装置开始照射X射线的照射开关。X射线摄影装置具有：通过将透过了被摄体的各部的X射线转换为电信号来检测X射线图像的X射线图像检测装置；及进行X射线图像检测装置的驱动控制、X射线图像的保存、显示的控制台。
X射线图像检测装置具备将X射线图像转换为电信号的图像检测部、对图像检测部进行控制的控制部等。作为图像检测部，广泛使用在摄像区域内二维地配置有多个像素的平板探测器(FPD；flat panel detector)。各像素蓄积与X射线剂量(X射线的时间积分值)对应的电荷。蓄积于各像素的电荷在摄影后经由TFT(Thin Film Transistor)等开关元件在信号处理电路中被读出。各像素的电荷由信号处理电路转换为电压信号，并作为X射线图像信号输出。
已知X射线图像检测装置具备X射线剂量测定功能和自动曝光控制(AEC：Automatic Exposure Control)功能(例如，日本特开平07-201490号公报)。在该X射线图像检测装置中，在图像检测部的摄 像区域配置有用于检测X射线图像的普通像素(X射线图像检测像素)和用于测定X射线剂量的一个或多个测定像素。该测定像素被用作对X射线剂量进行测定的剂量测定传感器，每隔一定时间读出测定信号，并对各测定信号进行累计，由此测定X射线剂量。在该X射线剂量达到预先设定的照射停止阈值(目标X射线剂量)时，AEC功能对X射线源发出停止照射X射线的指示。在以下的说明中，在对普通像素与测定像素两方进行统称时简称为像素。另外，像素是指至少具有将X射线图像的小部分转换为电荷的转换功能的要素。
测定像素具有与普通像素相同的尺寸或几倍的大小，配置于摄影区域内的一处或多处。在测定像素是与普通像素相同的尺寸的情况下，代替普通像素而配置测定像素或者对普通像素实施简单的改造而变更为测定像素。另外，也有使用普通像素作为测定像素、或者对普通像素的漏电流或偏置电流的变动进行检测并根据它们测定X射线剂量的情况。该小尺寸的测定像素不会妨碍X射线图像的检测，所以与以往的电离室等大型的剂量测定传感器相比，能够对高分辨率的X射线图像进行检测。此外，通过根据摄影部位来选择使用测定像素，能够准确地测定透过了摄影部位的X射线剂量。
然而，在X射线摄影中X射线透过被摄体时会产生散射线。为了除去该散射线，大多使用薄板状的栅格。该栅格配置在被摄体与X射线图像检测装置之间、优选配置在X射线图像检测装置的近前处。栅格具有在X射线摄影期间摆动的移动栅格和静止的静止栅格。以下，在不需要区分它们的情况下简称为栅格。
栅格例如形成沿像素的列方向延伸的长条状的X射线透过层和X射线吸收层沿着像素的行方向交替地重复配置而成的结构。X射线吸收层吸收透过了被摄体的X射线，所以若其宽度较宽则摄影得到的X射线图像的画质会变差。因此，一般X射线吸收层的宽度是例如X射线透过层的宽度的1/5～1/3左右。
在使用了栅格的X射线摄影中，由于栅格的X射线吸收层而入射到测定像素的X射线衰减，因此在测定向被摄体的X射线照射量(X射线曝光量)的情况下，需要对各测定像素的测定值进行校正。该测定值的校正方法记载于例如日本特开2004-166724号公报。首先，以未配置被摄体的状态、在使用了栅格的情况下和不使用栅格的情况下进行X射线摄影。根据由此得到的两个图像，以使在使用栅格的情况下与不使用栅格的情况下测定像素(在日本特开2004-166724号公报中称为AEC像素)的输出信号相同的方式，对应每个测定像素求出校正系数。在使用了栅格的摄影中，对测定像素的输出信号乘以校正系数来校正X射线剂量。
发明内容
发明要解决的课题
栅格的X射线透过层和X射线吸收层的排列方向与像素的行方向正交。在普通像素与测定像素为相同的尺寸的情况下，由于1个普通像素的尺寸(像素的间距)为100μm～200μm，所以测定像素的尺寸也是100μm～200μm左右。另一方面，存在排列方向的每单位长度的X射线吸收层的条数为100条/cm的栅格和32条/cm的栅格。若将该条数换算成栅距(X射线吸收层的排列间距)则分别是100μm和约300μm。
例如在栅距为300μm、测定像素的尺寸为100μm的情况下，由于X射线吸收层的宽度为约50μm～100μm，所以在栅格与测定像素的相对位置产生了偏移的情况下，测定像素与X射线吸收层的重叠改变，因此输出信号会较大地变动。
栅格的X射线透过层与X射线吸收层具有一定的周期性且有规律地排列，所以对应于栅距与测定像素的尺寸的关系，M条或(M+1)条X射线吸收层与任意的测定像素相向(M为0以上的整数)。由此，在栅格与测定像素的相对位置产生了偏移的情况下，测定像素的输出 信号的变动量的最大值相当于对于测定像素由1条X射线吸收层吸收的X射线的衰减量。当假设1条量的X射线吸收层的X射线吸收率大致固定，则条数M小的测定像素的输出信号的变动幅度更大。在栅距是接近测定像素的尺寸的值的情况下，由于条数M是比较小的值，所以测定像素的输出信号尤其容易受X射线吸收层的影响，在栅格与测定像素的相对位置产生了偏移的情况下，X射线剂量的测定精度明显出现问题。
X射线吸收层的影响能够根据以不存在被摄体的状态对停止中的移动栅格或静止栅格进行摄影而得到的图像求出。根据本发明人的实验，将像素值大的图像与位于其附近且受到X射线吸收层的影响而像素值变小的图像进行比较，可知受到了X射线吸收层的影响的图像由于某栅格而像素值下降20％左右。
在X射线图像检测装置固定有栅格的情况下，由于制造时的各零件的安装位置的偏差而产生栅格与测定像素的相对位置的偏移。另外，在如电子暗盒那样与栅格分离的结构、栅格能够相对摄影台进行装卸的结构中，由于电子暗盒或栅格的安装位置的偏差，会产生栅格与测定像素的相对位置的偏移。另在，在重复进行摄影的期间，由于振动等栅格与测定像素的相对位置有时也会偏移。
在专利文献2中，在栅格与测定像素的相对位置每次进行摄影就会偏移的情况下，预先准备与偏移量对应的多个校正用的图像，在摄影时以与栅距相当的μm级别对偏移量进行检测。根据该偏移量而选择校正用图像，并求出对测定像素的灵敏度进行校正的校正系数。在该专利文献2所记载的校正方法中，由于精细地测定偏移量，所以能够进行高精度的校正，但另一方面需要多个校正用图像。另外，在制造时产生栅格与测定像素的相对位置的偏移的结构中，由于需要对每个产品拍摄校正用图像，因此其准备工作耗费时间与劳力。此外，当也考虑使X射线相对于摄像区域倾斜地入射的情况等时，需要准备庞大 的数量的校正用的图像，所以现实中难以实施。因此，即使在测定像素(一般是剂量测定传感器)与栅格之间的相对位置产生偏移，也优选能够不使用庞大的数量的校正用的图像而简便并且高精度地测定X射线剂量。
本发明鉴于上述课题而作出，其目的是提供即使在剂量测定传感器与栅格之间的相对位置产生偏移也能够进行准确的剂量测定的放射线图像检测装置、放射线摄影系统及其动作方法。
用于解决课题的手段
为了达到上述目的，本发明的放射线图像检测装置能够与栅格一起使用，配置于该栅格的后方的图像检测部具有配置有多个像素和多个剂量测定传感器的摄像区域，多个剂量测定传感器中的至少一组剂量测定传感器以满足以下的条件的方式决定位置。
条件：
将一组剂量测定传感器以周期Z＝(R×C)±D配置或选择[C/D]个。
其中，各记号如下所述：
C是栅格的放射线图像上在第二方向上出现的重复图案的周期，单位是像素的个数，
R为0以上的自然数，
D为比周期C小的整数，
[C/D]为C/D以下的最大的整数。
为了除去放射线透过被摄体时产生的散射线，栅格中沿第一方向延伸的长条状的放射线透过层和放射线吸收层以栅距G沿与第一方向正交的第二方向上交替地形成有多个。多个像素用于检测被摄体的放射线图像，以像素间距Δ配置在第二方向上，并以能够读出的方式蓄积与放射线的到达剂量对应的电荷。多个剂量测定传感器测定放射线的到达剂量。
优选为，放射线图像检测装置具备：判定部，基于一组剂量测定传感器的测定值来判定放射线的照射状态；及控制部，进行与该判定部的判定结果对应的控制。
优选为，像素具有：普通像素，用于检测放射线图像；及测定像素，具有与该普通像素相同的尺寸且作为剂量测定传感器而使用，普通像素和测定像素以混杂的状态二维地配置于第一及第二方向上。
优选为，普通像素与测定像素连接于共用的信号处理电路。在放射线的照射期间，普通像素的电荷被蓄积，但测定像素的电荷被取出至信号处理电路。
D是将至少[C/D]个测定像素逐个像素地错开C次时使[C/D]个测定像素的输出的各次的输出值的偏差收敛在±k％(k＜50)的范围内的值。
D的值通过以各次的输出值中的最小值为基准来判定各次的输出值的偏差是否收敛在±k％的范围内而求出。
一组测定像素除了[C/D]个以外还容许存在满足以下条件式的N个测定像素。
条件式：N≤[C/D]{(1+k)Xave[C/D]min－Xave[C/D]max}/{Xmin(a－k)}
其中，各记号如下所述：
Xave[C/D]min为[C/D]个测定像素的输出的平均值的最小值，
Xave[C/D]max为[C/D]个测定像素的输出的平均值的最大值，
Xmin为N个测定像素配置于最不受放射线吸收层影响的像素的位置的情况下的输出，
a为表示最受放射线吸收层影响的像素与最不受放射线吸收层影响的像素的像素值之差的变动系数。
优选为，D＝1以使各次的输出值为相同的值。
优选为，偏差的容许范围k为k≤5或k≤2.5。
优选为，在选择性地使用一组测定像素的配置周期Z的条件不同的多个栅格的情况下，使用多个配置周期Z的最小公倍数作为各栅格共用的配置周期Z。
判定部判定对由各测定像素测定出的放射线剂量进行累计而得到的合计放射线剂量或其平均值是否达到目标剂量，在判定为合计放射线剂量或平均值达到了目标剂量时，进行使放射线的照射停止的自动曝光控制。
优选为，对第二方向进行了规定的一组测定像素的位置的决定也适用于第一方向。
优选为，图像检测部是收纳于可移动式的箱体的电子暗盒。
本发明的放射线摄影系统具备：向被摄体照射放射线的放射线源、对放射线源的驱动进行控制的线源控制装置及技术方案1所记载的放射线图像检测装置。
本发明的放射线摄影系统的动作方法具备放射线剂量测定步骤、判定步骤、放射线照射步骤。放射线剂量测定步骤中，由多个剂量测定传感器中的至少一组剂量测定传感器测定放射线剂量。判定步骤中，判定对由一组剂量测定传感器测定出的各放射线剂量进行累计而得到的合计放射线剂量或其平均值是否达到目标剂量。放射线照射步骤中，在合计放射线剂量或其平均值达到了目标剂量时，停止放射线源的驱动而使放射线的照射停止。
发明效果
根据本发明，在设C是栅格的放射线图像上栅格的放射线透过层与放射线吸收层在排列方向上出现的重复图案的周期且单位是像素的个数、R为0以上的自然数、D为比C小的整数、[C/D]为C/D以下的最大的整数时，将一组剂量测定传感器以周期Z＝(R×C)±D配置或选择[C/D]个，因此即使在与栅格的位置关系产生了偏移的情况下，也能够抑制剂量测定传感器的输出的变动，能够进行准确的剂量测定。
附图说明
图1是X射线摄影系统的概略图。
图2是线源控制装置的框图。
图3是电子暗盒的立体图。
图4是栅格的俯视图。
图5是表示电子暗盒的结构的框图。
图6是表示栅距G为像素间距Δ的4倍的情况下的各像素的输出波形的说明图。
图7是表示4像素周期的输出模式和测定像素的配置例的说明图，(A)表示以5像素周期配置测定像素的情况，(B)表示以3像素周期配置测定像素的情况。
图8是表示4像素周期的输出模式和测定像素的配置例的说明图，(A)表示以6像素周期配置测定像素的情况，(B)表示以4像素周期配置测定像素的情况。
图9是表示2像素周期的输出模式和测定像素的配置例的说明图，(A)表示以3像素周期配置测定像素的情况，(B)表示以1像素周期配置测定像素的情况。
图10是表示3像素周期的输出模式和测定像素的配置例的说明图，(A)表示以4像素周期配置测定像素的情况，(B)表示以2像素周期配置测定像素的情况。
图11是表示与通过AEC部计算剂量测定信号的平均值的一组剂量测定传感器的个数对应的输出模式的变形例、剂量测定信号的合计值和平均值的表格。
图12是表示一组测定像素的个数和通过其个数能够取得的平均值的最大值与最小值的组合、最大值/最小值、其个数的测定像素的剂量测定信号的平均值的偏差是否收敛在标准规定的范围内的判定的表格。
图13A是表示将普通像素和测定像素配置于行方向的混合像素阵列的组合的一例的说明图。
图13B是表示将普通像素和测定像素配置于行方向的混合像素阵列的组合的另一例的说明图。
图13C是表示将普通像素和测定像素配置于行方向的混合像素阵列的组合的又一例的说明图。
图14是表示配置于列方向的混合像素阵列的说明图。
图15是表示将测定像素错开配置于行方向、列方向的像素区域的图。
图16是表示对开始照射X射线这一情况进行检测的电子暗盒的框图。
具体实施方式
在图1中，X射线摄影系统2具备：X射线发生装置2a和X射线摄影装置2b。X射线发生装置2a具有：X射线源10、控制X射线源10的动作的线源控制装置11及用于指示X射线的照射开始的照射开关12。X射线摄影装置2b具有：检测透过了被摄体(患者)H的X射线而输出X射线图像的电子暗盒13；用于除去X射线透过被摄体H时产生的散射线的栅格14；承担电子暗盒13的动作控制、X射线图像的显示处理的控制台15；及用于以立式姿势对被摄体H进行摄影的立式摄影台16。电子暗盒13用作为可移动式X射线图像检测装置。其他也设有用于以卧式姿势对被摄体H进行摄影的卧式摄影台、用于将X射线源10布置于所期望的方向及位置的线源移动装置(都未图示)， X射线源10由立式、卧式的各摄影台共用。
X射线源10具有：放射X射线的X射线管和对X射线的照射场进行限定的照射场限定器(准直仪)。X射线管具有：作为放出热电子的灯丝的阴极及与从阴极放出的热电子碰撞而放射X射线的阳极(靶)。X射线从阳极的热电子碰撞的点10a向全方位照射。照射场限定器例如将遮蔽X射线的4张铅板配置于四边形的各边，使X射线透过的四边形的照射开口形成于中央，通过使铅板的位置移动而使照射开口的大小变化，从而调整照射场。
控制台15通过有线方式或无线方式与电子暗盒13能够通信地连接，根据来自经由键盘等输入设备15a的放射线技师等操作员的输入操作而对电子暗盒13的动作进行控制。来自电子暗盒13的X射线图像被输送至控制台15，并显示于显示器15b。而且，X射线图像被存储于控制台15内的存储装置、存储器、或者与控制台15网络连接的图像存储服务器等数据存储器。
控制台15将包含被摄体H的性别、年龄、摄影部位、摄影目的等信息的检查指令显示于显示器15b。检查指令从医院信息系统(HIS：Hospital Information System)、放射线信息系统(RIS：Radiology Information System)等对患者信息、放射线检查所涉及的检查信息进行管理的外部系统输入，或者由操作员从输入设备15a手动输入。检查指令包含：头部、胸部、腹部等摄影部位、正面、侧面、斜位、PA(从被摄体H的背面照射X射线)、AP(从被摄体H的正面照射X射线)等摄影方向。操作员通过显示器15b对检查指令的内容进行确认，并通过显示器15b上的操作画面输入与检查指令的内容对应的摄影条件。
如图2所示，线源控制装置11具备：高电压发生器20、控制部21及通信I/F22。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，通过高压线缆向X射线源10供给。控制部21分别对决定X射线源10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及X射线的照射时间进行控制。通信I/F22对在控制部21与控制台15之间进行的主要的信息、信号的收发起到介质作用。
在控制部21连接有照射开关12、存储器23及触摸面板24。照射开关12是由操作员操作的例如两段按压式开关，通过第一阶段按压而产生用于使X射线源10的预热开始的预热开始信号，通过第二阶段按压而产生用于使X射线源10开始照射X射线的照射开始信号。这些信号经由信号线缆而向控制部21输入。控制部21从照射开关12接收到照射开始信号时，使得用于照射X射线的电力开始从高电压发生器20向X射线源10供给。
存储器23对应于摄影部位等而预先存储多种管电压、管电流、照射时间或者管电流照射时间积(mAs值)等摄影条件。摄影条件通过触摸面板24由操作员以手动进行设定。线源控制装置11基于所设定的摄影条件，对X射线源10的管电压、管电流进行控制，另外对X射线源10的最大驱动时间进行控制。图5所示的自动曝光控制部(AEC部)54对X射线剂量(时间积分值)进行测定，当达到根据摄影部位等确定的目标剂量时，即使在未经过基于摄影条件的照射时间或者管电流照射时间积的情况下，也停止基于X射线源10的X射线的照射。在通过AEC部54使X射线的照射停止前，基于摄影条件终止X射线照射，为了防止陷入其引起的剂量不足，在使用AEC部54的情况下与不使用AEC部54的情况相比，将摄影条件的照射时间或管电流照射时间积设定为富裕的偏大的值。例如，作为使用AEC部54的情况下的照射时间，也可以根据摄影部位而使用安全限制上规定的最大照射时间。
照射信号I/F25在使用AEC部54的情况下，与电子暗盒13有线或无线连接。在该情况下，在控制部21从照射开关12接收到预热开 始信号时，经由照射信号I/F25向电子暗盒13发送询问是否可以开始X射线的照射的照射开始要求信号。当电子暗盒13接收到照射开始要求信号时，对是否处于能够摄影的状态进行检查，在处于能够摄影的状态的情况下发送照射许可信号。控制部21在经由照射信号I/F25接收到照射许可信号、并且从照射开关12接收到照射开始信号时，从高电压发生器20向X射线源10供给高电压的电力而使X射线的照射开始。另外，控制部21在经由照射信号I/F25接收到来自电子暗盒13的照射停止信号时，使从高电压发生器20向X射线源10的电力供给停止，由此使X射线的照射停止。
在图3中，电子暗盒13包含：图像检测部30及收容图像检测部30的扁平的箱型的可移动式的箱体31。作为图像检测部30，使用周知的平板探测器(FPD)。箱体31例如由导电性树脂形成，在X射线入射的前表面31a上形成有矩形的开口。由X射线透过性高的材料制成的顶板32以封住该开口的方式安装在箱体31上。顶板32由轻量且刚性较高、并且X射线透过性较高的材料、例如碳材料制成。箱体31具有防止对电子暗盒13的电磁噪声的侵入及从电子暗盒13向外部放射电磁噪声的电磁屏蔽的功能。另外，箱体31中收纳有：供给用于驱动电子暗盒13的电力的蓄电池(二次电池)、用于进行控制台15与X射线图像等的数据的无线通信的天线等。
箱体31依照与胶片暗盒、IP暗盒、CR暗盒相关的国际标准ISO4090：2001，具有与它们相同的尺寸。电子暗盒13以摄像区域41(参照图5)被保持为与X射线源10相向的姿势的方式装卸自如地设置于立式摄影台16的保持器16a(参照图1)或卧式摄影台的保持器上。而且，根据使用的摄影台，X射线源10通过安装于摄影室的天花板等的射线源移动装置进行移动。另外，电子暗盒13除了设置于立式、卧式的各摄影台之外，有时也放置于被摄体H所仰卧的床上或由被摄体H自己持有而以单体使用。另外，由于电子暗盒13与胶片暗盒、IP暗盒、CR暗盒具有互换性，所以也能够安装于胶片暗盒、IP暗盒、CR 暗盒用的现有的摄影台上。
在图4中，栅格14由与箱体31大致相同大小的薄板制成。该栅格14以配置于电子暗盒13的前方的方式装拆自如地填装在保持器16a上(参照图1)。另外，栅格14会根据摄影目的而替换成其他部件，或在无栅格摄影中从保持器16a卸下。保持器16a没有设置使栅格14摆动的机构，因此栅格14是不会摆动的所谓的静止栅格。
在本实施方式中，栅格14直接插入于保持器16a，但为了保护栅格14，也可以将栅格14收纳于X射线透过性的箱体，并将该箱体填装在保持器16a上。另外，也可以不与电子暗盒13分开地设置栅格14，而在电子暗盒13的制造时将栅格14设置于箱体31内。另外，也可以在电子暗盒13的箱体31的前表面31a上设置栅格保持部，将栅格14装卸自如地安装在栅格保持部上。在该情况下，也能够根据摄影目的更换栅格14或卸下栅格14而进行X射线摄影。
栅格14具有沿Y1方向(第一方向)延伸的长条状的X射线透过层35和X射线吸收层36(以阴影线表示)，是将这些各层35、36以预定的栅距(X射线吸收层36的排列间距)G在与Y1方向正交的X1方向(第二方向)上交替地排列多个的结构。X射线透过层35由铝等X射线容易透过的材料或空隙形成。X射线吸收层36由铅、钼合金、钽合金等、以吸收X射线而不透过的方式进行遮蔽的材料形成。栅格14以各层35、36的排列方向X1与图像检测部30的像素40的行方向X2(参照图5)一致的方式设置在保持器16a上。
排列方向X1的每单位长度的X射线吸收层36的条数是例如32条/cm～100条/cm。因此栅距G是100μm～约300μm。
在图5中，图像检测部30具有TFT有源矩阵基板(未图示)，在该基板上形成有摄像区域41。在摄像区域41中，产生与X射线的 到达剂量对应的电荷的多个像素40以预定的间距Δ(例如100μm～200μm)配置成n行(X2方向)×m列(Y2方向)的行列状。
图像检测部30采用例如间接转换型，具有由荧光体制成的闪烁体(未图示)，通过像素40对由闪烁体转换后的可见光进行光电转换。如周知那样，闪烁体由CsI：Tl(铊激活碘化铯)、GOS(Gd2O2S：Tb、铽激活硫氧化钆)等构成，以与排列有像素40的摄像区域41的整个面相向的方式配置。另外，闪烁体与TFT有源矩阵基板可以是从X射线所入射的一侧观察而按照闪烁体、基板的顺序配置的PSS(Penetration Side Sampling：透过侧采集)方式，相反也可以是以按照基板、闪烁体的顺序配置的ISS(Irradiation Side sampling：入射侧采集)方式。另外，图像检测部30也可以不使用闪烁体而使用将X射线直接转换成电荷的转换层(非晶硒等)的直接转换型。
像素40如周知那样，具备：由于可见光的入射而产生电荷(电子-空穴对)的光电转换部及作为开关元件的TFT(都未图示)。另外，在图5中，由于省略了像素40之间的空间，因此像素间距Δ表示像素40的宽度。但是，像素间距Δ是相邻的2个像素40的光电转换部的中心间的距离。
像素40中有普通像素40a与测定像素40b。普通像素40a用于X射线图像的检测，在X射线摄影结束后其所蓄积的电荷被读出。测定像素40b用于X射线的剂量测定，在X射线摄影期间电荷被取出。该测定像素40b作为对X射线向摄像区域41的到达剂量进行测定的剂量测定传感器而发挥作用，例如用于AEC。另外，测定像素40b为了与普通像素40a进行区别而施加了阴影线。
首先，对普通像素40a的结构进行说明。如周知那样，光电转换部具有：产生电荷的半导体层(例如PIN(p-intrinsic-n)型)和配置于其上下的上部电极及下部电极。该下部电极与TFT连接，上部电极与 偏压线连接。偏压线设置有普通像素40a的行数量(n行量)。这些偏压线经由1条母线而与偏压电源连接。通过偏压电源的偏压的施加而在半导体层内产生电场，所以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与下部电极移动，从而在光电转换部中蓄积电荷。
TFT中，栅极与扫描线42连接，源极与信号线43连接，漏极与光电转换部连接。扫描线42在行方向上进行布线，另外信号线43在列方向上进行布线。扫描线42对应于一行量的像素40分配1条，所以一共设有像素40的行数量(n行量)。另外，信号线43对应于一列量的像素40为1条，所以一共设有像素40的列数量(m列量)。各扫描线42与栅极驱动器44连接，另外各信号线43与信号处理电路45连接。
栅极驱动器44在控制部52的控制下对TFT进行驱动，进行如下动作：将与X射线的到达剂量对应的信号电荷蓄积于普通像素40a的蓄积动作、从普通像素40a读出所蓄积的信号电荷的读出(主读)动作及复位(空读)。在蓄积动作中TFT处于断开状态，在那期间产生的信号电荷蓄积于普通像素40a。读出动作在X射线摄影后立即进行。在该读出动作中，从栅极驱动器44以预定的间隔依次产生栅极脉冲P1～Pn，并逐行依次激活扫描线42。该被激活后的扫描线42使与其连接的一行量的TFT为接通状态。当TFT成为接通状态时，蓄积于普通像素40a的电荷被读出到信号线43，并向信号处理电路45输入。
测定像素40b用于X射线的剂量的测定，光电转换部等的基本结构与普通像素40a相同。但是，测定像素40b的TFT中，源极与漏极被短路。因此由测定像素40b的光电转换部产生的电荷无论TFT的通/断都流出至信号线43。因此，由于处于相同列的普通像素40a的TFT处于断开状态，因此即使在信号电荷的蓄积动作期间，也能够取出测定像素40b的信号电荷。
信号处理电路45具备：设置于每个信号线43的积分放大器46、放大器50、CDS电路(CDS)47；各信号线43共用的多路复用器(MUX)48及A/D转换器(A/D)49。积分放大器46由运算放大器46a及连接于运算放大器46a的输入输出端子之间的电容器46b构成，信号线43与运算放大器46a的一方的输入端子连接。运算放大器46a的另一方的输入端子与地面(GND)连接。复位开关46c与电容器46b并联连接。CDS47具有采样保持电路，对积分放大器46的输出电压信号实施相关双采样而除去噪声，并且通过采样保持电路将积分放大器46的电压信号保持(采样保持)预定期间。MUX48基于来自移位寄存器(未图示)的动作控制信号，对于并联连接的各列的CDS47通过电子开关依次选择一个CDS47。该所选择的CDS47的电压信号串行地输入至A/D49。A/D49将电压信号转换为数字电压信号，并作为一行量的图像数据而输出至存储器51。另外，也可以在MUX48与A/D49之间连接放大器。
在普通像素40a的读出动作中，积分放大器46对经由信号线43从激活后的行的普通像素40a取出的信号电荷进行累计，并转换为模拟电压信号V1～Vm。各积分放大器46的电压信号V1～Vm由放大器50放大后输送至CDS47。由CDS47除去了噪声的电压信号V1～Vm由MUX48依次取出，并由A/D49进行数字转换。存储器51将图像数据逐行地与普通像素40a的坐标建立对应并进行存储。
在X射线摄影期间，由测定像素40b产生的信号电荷经由信号线43而流入到积分放大器46。在同一列有多个测定像素40b的情况下，通过电容器46b对来自各测定像素40b的电荷进行累计。积分放大器46每隔一定时间被复位，由此进行多次测定。对应每次测定取出积分放大器46的输出电压，并由A/D49转换成数字电压信号(以下，称为剂量测定信号)。该剂量测定信号作为测定值输送至存储器51。存储器51中，与摄像区域41内的各测定像素40b的坐标信息建立对应地每隔预定时间对新的测定值进行更新并存储。
像素40(普通像素40a及测定像素40b两方)在其光电转换部的半导体层，不论有无X射线的入射都产生暗电荷。该暗电荷为了施加偏压而蓄积于各像素40的光电转换部。在像素40中产生的暗电荷相对于图像数据成为噪声成分，因此为了将其除去而每隔预定时间进行复位动作。复位动作是通过信号线43将在像素40中产生的暗电荷清除的动作。
复位动作例如以逐行对像素40进行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相同地，从栅极驱动器44对扫描线42以预定的间隔依次产生栅极脉冲P1～Pn，并逐行将像素40的TFT设为接通状态。在TFT成为接通状态的期间，暗电荷从像素40经由信号线43而向积分放大器46的电容器46b流动。在复位动作中，与读出动作不同地，不进行MUX48对蓄积于电容器46b的电荷的读出，与各栅极脉冲P1～Pn的产生同步地，从控制部52输出复位脉冲RST而将复位开关46c接通，在电容器46b中蓄积的电荷被放电而积分放大器46被复位。
也可以代替依次复位方式，使用将排列像素的多行作为一组并在组内依次进行复位而将组数量的行的暗电荷同时清除的并联复位方式、向所有行输入栅极脉冲而将所有像素的暗电荷同时清除的所有像素复位方式。并联复位方式、所有像素复位方式能够使复位动作高速化。
在控制部52设有对存储器51的X射线图像数据实施偏移校正、灵敏度校正及缺陷校正的各种校正的图像处理电路(未图示)。偏移校正电路将未照射X射线并由图像检测部30取得的偏移校正图像从X射线图像以像素为单位减去，从而除去因信号处理电路45的个体差异、摄影环境引起的固定模式噪声。灵敏度校正电路也被称作增益校正电路，对各像素40的光电转换部的灵敏度的偏差、信号处理电路45的 输出特性的偏差等进行校正。缺陷校正电路基于出厂时、定期检查时生成的缺陷像素信息，以周围的正常的像素的像素值对缺陷像素的像素值进行线性插值。另外，缺陷校正电路也将测定像素40b作为缺陷像素进行处理。配置有测定像素40b的列的普通像素40a的像素值也受到始终流出的测定像素40b的输出的影响，因此缺陷像素校正电路对于测定像素40b的像素值、配置有测定像素40b的列的普通像素40a的像素值也通过线性插值进行缺陷校正。另外，也可以将上述各种图像处理电路设置于控制台15，通过控制台15进行各种图像处理。
控制部52对应每次的X射线剂量测定，从存储器51读出本次测定出的剂量测定信号(测定值)与到上次为止的累积测定值(累积X射线剂量)，对每个测定像素40b进行累计而求出新的累积测定值，并将其覆盖于存储器51中。AEC部54取出包含于采光场内的全部或一部分的测定像素40b的累积测定值，并对它们进行算术平均而求出平均值(平均的累积X射线剂量)。当得到的平均值达到照射停止阈值(目标剂量)时，产生照射停止信号。该照射停止信号经由控制部52从照射信号I/F55输出。照射信号I/F55与线源控制装置11的照射信号I/F25有线或无线连接。照射信号I/F55进行照射开始要求信号的接收、与照射开始要求信号对应的照射许可信号的发送、照射开始信号的接收及从AEC部54输出的照射停止信号的发送。
接着，对X射线摄影系统2的作用进行说明。在X射线摄影之前进行摄影准备。首先，将电子暗盒13填装在摄影台、例如立式摄影台16的保持器16a上。在有栅格摄影中，将栅格14填装在保持器16a上而配置在电子暗盒13的前方。参照显示于显示器15b的检查指令对触摸面板等进行操作，从而输入管电压、管电流、照射时间、摄影部位等摄影条件。接着，使被摄体H站在立式摄影台16的前方后，根据摄影部位设定照射场。例如，在被摄体H的摄影部位为胸部的情况下，将摄像区域41内的左右肺野相应的区域设定为采光场。当这些摄影准备结束后，能够进行X射线摄影。
当电子暗盒13填装在保持器16a上则成为待机模式。在该待机模式中，即使不照射X射线，在图像检测部30的各像素40中也产生暗电荷。为了除去作为该噪声成分的暗电荷，而在X射线摄影的准备中(X射线摄影前)每隔预定时间对图像检测部30进行复位动作。在该复位动作中，从栅极驱动器44对扫描线42依次产生栅极脉冲P1～Pn，而逐行地将普通像素40a的TFT设为接通状态。在一行量的各普通像素40a的TFT成为接通状态的期间，在这些普通像素40a中蓄积的暗电荷被读出并被输送至积分放大器46。在该复位动作中，不通过MUX48取出由积分放大器46转换后的电压。
另外，在复位动作中，相对于各栅极脉冲P1～Pn具有预定的时间差地从控制部52输出复位脉冲RST。由于该复位脉冲RST而复位开关46c接通，所以在各电容器46b中蓄积的暗电荷被放电而积分放大器46被复位。由于测定像素40b的TFT被短路，所以暗电荷与各栅极脉冲P1～Pn无关地被输送至积分放大器46。由此，来自测定像素40b的暗电荷与普通像素40a的暗电荷一起被废弃。另外，复位动作中也可以将复位开关46c维持为接通状态。
在X射线摄影的准备后，对照射开关12进行第一阶段按压而使X射线源10预热。接着，完全按压照射开关12而产生照射开始信号。该照射开始信号输入到线源控制装置11的控制部21而开始X射线摄影。另外，照射开始信号经由照射信号I/F25输送至电子暗盒13。该电子暗盒13从待机模式切换成摄影模式，图像检测部30从复位动作移向蓄积动作。与此同时，开始基于测定像素40b的剂量测定的自动曝光控制。
若开始X射线摄影，则通过来自高电压发生器20的高电压对X射线源10进行驱动。该X射线源10产生X射线并对被摄体H的摄影部位进行照射。透过了该摄影部位的X射线入射至栅格14。该栅格14 切断入射到X射线吸收层36的X射线，但入射到X射线透过层35的X射线透过栅格14而入射至电子暗盒13。入射至电子暗盒13的X射线由图像检测部30转换成可见光。该可见光由各像素40的光电转换部转换成电荷。在图像检测部30的蓄积动作中由于TFT是断开状态，所以各普通像素40a将产生的电荷蓄积于光电转换部。
在图像检测部30的蓄积动作中，由于测定像素40b的TFT为短路状态，所以由其光电转换部产生的电荷不论TFT的通/断都向信号线43流出。由此，各测定像素40b的电荷蓄积于所对应的积分放大器46的电容器46b。各积分放大器46的复位开关46c通常是断开的，但每隔一定时间就暂且接通而对积分放大器46进行复位。该复位开关46c从接通至断开的区间是一次的测定区间，对每预定时间的X射线剂量进行测定。通过以比较短的周期进行X射线的测定，并对各次的测定值进行累计，由此对每个测定像素40b测定X射线剂量。另外，也可以保持为将积分放大器46的复位开关46c断开的状态，并以比较短的周期读出各积分放大器46的电压。这样的话，在各周期中取出累积测定值，所以不需要对每次的测定值进行累计。
首先，在第一次测定中，积分放大器46的输出电压由放大器50放大后输送至CDS47。该CDS47在一次测定中在开始时和结束时对积分放大器46的输出电压进行采样，并求出其差，由此除去噪声。各CDS47的输出电压由MUX48依次取出并输送至A/D49。而且，由A/D49进行数字转换，并作为每预定时间的剂量测定信号而输送至存储器51。在存储器51中，各剂量测定信号与测定像素40b的坐标信息建立对应，作为第一次测定值记录于第一存储区。
AEC部54选择包含于所指定的采光场且即使产生栅格14的位置偏移也能够抵消其影响的最小单位的测定像素40b(称为一组测定像素40b)。该一组测定像素40b可以是1个测定像素40b，也可以是处于采光场内的不同位置的多个。此外，也可以将所指定的采光场内的全 部测定像素40b作为用于自动曝光控制的选择测定像素。
AEC部54根据各选择测定像素的测定值求出其平均值。接着，AEC部54对所算出的平均值与预先设定的照射停止阈值进行比较。如果在平均值未达到照射停止阈值的情况下，与复位开关46c的动作同步地进行第二次X射线剂量的测定。另外，也可以求出各测定值的合计值而不是平均值，并与根据该合计值而设定的照射停止阈值进行比较。
在第二次X射线剂量测定中，与第一次相同地取出积分放大器46的输出电压作为第二次测定值而输送至存储器51，并与测定像素40b的坐标信息建立对应地记录于第二存储区。在该记录后，控制部52以测定像素为单位在第一存储区的第一次测定值上加上第二次测定值，并通过所得到的累积测定值(累积X射线剂量)更新第一存储区的测定值。在该更新后，AEC部54从第一存储区读出各选择测定像素的累积测定值，并求出其平均值。AEC部54对所算出的平均值与照射停止阈值进行比较。在第二次测定中平均值未达到照射停止阈值的情况下，以上述顺序进行第三次X射线剂量的测定。
在重复进行X射线剂量的测定的期间累积测定值的平均值达到了照射停止阈值的情况下，AEC部54判定为进行了适当的曝光。在该情况下，控制部52经由照射信号I/F55将照射停止信号输送至线源控制装置11。若线源控制装置11从电子暗盒13接收到照射停止信号，则停止高电压发生器20的动作。由此，X射线源10停止X射线的照射，使X射线摄影终止。
电子暗盒13在对线源控制装置11发出了X射线摄影终止的指示后，图像检测部30开始进行读出动作。在该读出动作开始时，首先接通全部复位开关46c，对各积分放大器46进行复位。由此，废弃来自测定像素40b的电荷。接着，将全部复位开关46c断开后，栅极驱动 器44产生第一行的栅极脉冲P1。该栅极脉冲P1将第一行的扫描线42激活，使与其连接的TFT为接通状态。当TFT成为接通状态时，在第一行的普通像素40a中蓄积的电荷经由信号线43而输送至积分放大器46。通过该积分放大器46将各像素40a的信号电荷转换成电压，并作为第一行量的X射线图像数据经由放大器50、CDS47、MUX48、A/D49而存储于存储器51。
若在存储器51中写入了第一行量的图像数据，则控制部52对积分放大器46输出复位脉冲RST，使复位开关46c通/断。由此，在各电容器46b中蓄积的信号电荷被放电。将积分放大器46复位后，栅极驱动器44输出第二行的栅极脉冲P2，并开始读出第二行的普通像素40a的信号电荷。将如此得到的第二行的X射线图像数据写入到存储器51。
同样地，栅极驱动器44依次产生第三～第n栅极脉冲P3～Pn，读出第三～第n行的普通像素40a的电荷，转换为第三～第n行的X射线图像数据并写入到存储器51。
写入到存储器51的X射线图像通过控制部52被实施偏移校正、灵敏度校正及缺陷校正的各种图像处理。通过该偏移校正来除去因信号处理电路45的个体差异、摄影环境引起的固定模式噪声。另外，通过灵敏度校正对各普通像素40a的光电转换部的灵敏度的偏差、信号处理电路45的输出特性的偏差等进行校正。另外，通过缺陷校正对于事先查出的缺陷像素、测定像素40b及配置有测定像素40b的列的普通像素40a使用其周围的像素值进行线性插值。
进行了图像处理的存储器51内的X射线图像经由通信I/F53而从电子暗盒13输送至控制台15。在该控制台15中，X射线图像显示在显示器15b上，用于医疗诊断。另外，输送至控制台15的X射线图像保存于控制台15内的存储装置、与控制台15网络连接的图像蓄积服务器。
在无栅格摄影中，除了从摄影台去掉栅格14以外，与有栅格摄影相同。另外，在无栅格摄影中，因为全部测定像素40b没有受到基于栅格14的X射线吸收，所以与有栅格摄影相比剂量测定信号大。因此，使无栅格摄影用的照射停止阈值(目标剂量)的值比有栅格摄影中的照射停止阈值(目标剂量)大，而使有栅格摄影、无栅格摄影中被摄体H的X射线照射量(被曝光量)相同。
在上述实施方式中，在各测定像素40b的累积测定值的平均值达到照射停止阈值时，产生照射停止信号。也可以取而代之，根据X射线强度(每单位时间的X射线剂量)算出预测达到目标剂量的时间，在达到所算出的预测时间时，产生照射停止信号并发送至线源控制装置11。另外，也可以将预测时间的信息本身发送至线源控制装置11，在由该线源控制装置11检测出经过了预测时简时，使X射线源10的X射线放射停止。
另外，X射线剂量的测定由于栅格14的种类等而受影响。因此，也可以进行将低剂量的X射线向被摄体照射的预摄影，基于该预摄影的X射线剂量的测定来决定正式X射线摄影的照射时间或管电流照射时间积。
电子暗盒13与栅格14有时以偏移了设计上的位置关系的状态设置在摄影台上。另外，在向摄影台安装的过程中，有时由于振动等而位置关系产生变化。本发明对测定像素的配置设法改良，即使电子暗盒13与栅格14的位置关系产生偏移，也减小测定像素的测定值的变动，以使对剂量测定没有影响。以下，对能够减小测定值的变动的测定像素的配置例进行说明。
首先以图6为例进行说明。图6所示的像素阵列400是从图5所示的图像检测部30取出一行量的像素40而对其一部分进行描绘的像 素阵列。图6表示栅距G为像素间距Δ的4倍的情况下(G＝4Δ)的、各像素40与X射线吸收层36之间的位置关系和在不存在被摄体H的状态下对与各层35、36对应的条纹花样的栅格14的像进行摄影时的、投影于像素40的X射线吸收层36的条数的模式(以下，称为条数模式)、根据位置关系及条数模式而变化的由各像素40测定出的电压信号的输出电平的模式(以下，称为输出模式)。
对于投影于像素40的X射线吸收层36的条数，由于例如左端的3个像素401～403不与X射线吸收层36相向，所以投影于它们的X射线吸收层36的条数为0条。另一方面，由于像素403的相邻右侧的第4个像素404与1条X射线吸收层36相向，所以投影于像素404的X射线吸收层36的条数为1条。在像素阵列400中，以所投影的X射线吸收层36的条数为0条的像素有3个、所投影的X射线吸收层36的条数为1条的像素有1个的方式重复。因此条数模式如“0、0、0、1、0、0、0、1、……”那样成为4像素周期的重复。条数为1条的像素与条数为0条的像素相比相对地X射线的累积X射线剂量少，因此电压信号的输出电平也比较低。因此输出模式为以4像素周期重复比较高输出电平的电压信号“高”连续出现3次、低输出电平的电压信号“低”出现1次的“高、高、高、低”的模式。
在这样的输出模式的情况下，如以预定的周期排列普通像素40a和测定像素40b的图7(A)所示的混合像素阵列410那样，以5像素周期配置4个测定像素40b。这样的话，在最初的配置、像素40相对地沿行方向X2错开1个像素、2个像素、3个像素的情况下，虽然4个测定像素40b的输出模式变化为“高、高、高、低”、“高、高、低、高”、“高、低、高、高”、“低、高、高、高”，但对应于“高”的测定像素40b为3个、对应于“低”的测定像素40b为1个这一关系性不变。因此若至少将这4个测定像素40b设为通过AEC部54计算剂量测定信号的平均值的一组，则即使电子暗盒13与栅格14的位置关系产生偏移，平均值也始终是固定的，能够准确地进行自动曝光 控制。
另外，如图7(B)所示的混合像素阵列411那样，以3像素周期配置4个测定像素40b的情况下，在最初的配置、像素40相对地沿行方向X2错开1个像素、2个像素、3个像素的情况下，4个测定像素40b的输出模式也变为“高、低、高、高”、“高、高、低、高”、“高、高、高、低”、“低、高、高、高”，而且对应于“高”的测定像素40b为3个，对应于“低”的测定像素40b为1个的关系性不变。因此结果与图7(A)的情况相同，若将至少以3像素周期配置的4个测定像素40b设为通过AEC部54计算剂量测定信号的平均值的一组，则能够准确地进行自动曝光控制。
但是，如图8(A)所示的混合像素阵列412那样，在以6像素周期配置4个测定像素40b的情况下，最初的配置和像素40相对地沿行方向X2错开2个像素的情况下的4个测定像素40b的输出是相同的“高、高、高、高”，但错开1个像素、3个像素的情况下分别是“高、低、高、低”、“低、高、低、高”，由于4个测定像素40b的输出的平均值有偏差，所以在将以6像素周期配置的4个测定像素40b设为通过AEC部54计算剂量测定信号的平均值的一组的情况下，无法进行准确的AEC。在以与输出模式相同的4像素周期配置4个测定像素40b的图8(B)所示的混合像素阵列413的情况下，在最初的配置、像素40相对地沿行方向X2错开1个像素、2个像素的情况下的各个位置处的4个测定像素40b的输出是全部相同的“高、高、高、高”，但由于在错开3个像素的情况下是“低、低、低、低”，所以同样无法进行准确的AEC。
在此，对于在输出模式中重复的模式，以后表现为从左端开始为第一周期，其相邻右侧为第二周期，进一步其相邻右侧为第三周期。另外，将各周期中的左端设为其周期的开始位置。图7(A)的错位前的最初的位置的4个测定像素40b配置于从输出模式的第一周期(左 端)的开始位置起的第一个的“高”、从第二周期的开始位置起的第二个的“高”、从第三周期的开始位置起的第三个的“高”、从第四周期的开始位置起的第四个的“低”的位置。另外，图7(B)的错位前的最初的位置的4个测定像素40b配置于从输出模式的第一周期的开始位置起的第一个的“高”和第四个的“低”、从第二周期的开始位置起的第三个的“高”、从第三周期的开始位置起的第二个的“高”的位置。虽然横跨多个周期地进行配置，但都对应于1个周期内的输出模式“高、高、高、低”而将4个测定像素40b没有遗漏地配置于相当于从该第一个到第四个要素的位置。与此相对在图8(A)中，前半部分的2个测定像素40b配置于第一个和第三个的“高”的位置，后半部分的2个测定像素40b也以该重复而又配置于第一个和第三个的“高”的位置。另外，在图8(B)中，左端的测定像素40b配置于第一个的“高”的位置，剩下的3个测定像素40b也在不同的周期中从某个周期的开始位置起的个数为第一个而相同。
根据至此的考察可知，以4个测定像素40b没有遗漏地配置于相当于1个周期的输出模式为“高、高、高、低”的各自的要素的位置的方式决定测定像素40b的配置，并将如此配置的4个测定像素40b设为一组测定像素40b即可。由此即使栅格与测定像素40b的相对位置关系产生了偏移，一组测定像素40b的剂量测定信号的合计值或平均值也是固定的。
另外，在上述例子中，例示了以1个像素为单位产生错位的情况，但实际中也有偏移零数的像素量的情况。考虑例如偏移了0.2像素量的情况。以图7(A)为例进行说明，投影于4个测定像素40b的X射线吸收层36的条数为“0、0、0.2、0.8”，施加于1个测定像素40b的X射线吸收层36的条数的平均值为1/4条与错开1个像素的情况相同。因此即使偏移量是零数的像素量，4个测定像素40b的剂量测定信号的合计值或平均值与错开1个像素的情况最终也是相同的。
若通过记号等将该一组测定像素40b的合计值、平均值相同的测定像素40b的配置周期Z的条件一般化，则成为下式(1a)。其中C是输出模式的一个周期的像素数(输出模式的周期)，R是0以上的自然数。
Z＝(R×C)±1……(1a)
上述的条件不限定于输出模式的周期C＝4的情况，例如图9的C＝2、图10的C＝3的情况当然也成立。图9、图10都是R＝1，并且图9(A)所示的混合像素阵列414表示测定像素40b的配置周期Z＝2+1＝3，图9(B)所示的混合像素阵列415表示Z＝2－1＝1，图10(A)所示的混合像素阵列416表示Z＝3+1＝4，图10(B)所示的混合像素阵列417表示Z＝3－1＝2的情况。在图9中，在最初的配置和像素40相对地沿行方向X2错开1个像素的情况下，2个测定像素40b的输出模式是“高、低”或“低、高”，2个测定像素40b的剂量测定信号的平均值相同。在图10中，在最初的配置和像素40相对地沿行方向X2错开1个像素、2个像素的情况下，3个测定像素40b的输出模式为“高、高、低”、“高、低、高”、“低、高、高”中的任一个，3个测定像素40b的剂量测定信号的平均值相同。
在此，C由以下的式子表示。
C＝{(1/fGN)/Δ}×i
其中，fGN是输出模式的频率(每单位长度的一周期量的输出模式的个数，其倒数1/fGN是输出模式的间距)，在2j＜fG/fN≤2j+1时fGN＝fG―2jfN、在2j+1＜fG/fN≤2j+2时fGN＝(2j+2)fN―fG。fG＝1/G：栅格频率，fN＝1/(2Δ)：像素的奈奎斯特频率。j是整数，i是乘以(1/fGN)/Δ的积的C为整数的最小的整数。例如(1/fGN)/Δ＝7/3时i＝3。
另外，输出模式的周期C可以由上述式子算出，也可以根据在不存在被摄体H的状态下对栅格14进行X射线摄影而得到的X射线图像的条纹花样实验性地求出周期C。在实验性地求出周期C的情况下，与算出的情况相同地基于所求出的周期C决定测定像素40b的配置。
在此，在X射线摄影的标准中，要求对相同的被摄体H以相同的摄影条件进行多次摄影时的照射剂量的偏差收敛在±5％的范围内。因此，由C个测定像素40b测定出的X射线剂量的平均值不需要在全部次数中相同，即使稍微产生偏差，只要其偏差收敛在±5％的范围内即可。因此，对于通过AEC部54计算剂量测定信号的平均值的一组C个测定像素40b，也可以夹装有满足下述式子(2b)的条件的N个测定像素40b。其中a是表示最受X射线吸收层36的影响的像素与最不受影响的像素的像素值之差的变动系数，在此考虑a比10％大的最差的情况，即0.1＜a的情况即可。例如在最不受X射线吸收层36的影响的像素的像素值(最大值)比最受影响的像素的像素值(最小值)多20％的情况下a＝0.2。
将C个测定像素40b的剂量测定信号的平均值设为Xave，认为允许夹装的N个测定像素40b全部配置于最不受X射线吸收层36的影响的像素的位置的情况下(Xmax)、或N个测定像素40b全部配置于最受X射线吸收层36的影响的像素的位置的情况下(Xmin)的最差的情况下，也收敛在标准规定的±5％的范围内。若满足该条件，则可以将N个测定像素40b配置于任何位置。
即，从N个测定像素40b全部配置于最不受X射线吸收层36的影响的像素的位置时的C+N个测定像素40b的剂量测定信号的平均值减去N个测定像素40b全部配置于最受X射线吸收层36的影响的像素的位置时的C+N个测定像素40b的剂量测定信号的平均值而得到的值是最差的变动幅度，该值只要收敛在后者的平均值的+10％以内即可。 该内容由下述式子(2a)表示。重要的是在各自的情况下通过C个测定像素40b的剂量测定信号的平均值Xave减轻变动的影响。
(C×Xave+N×Xmax)/(C+N)－(C×Xave+N×Xmin)/(C+N)≤{(C×Xave+N×Xmin)/(C+N)}×0.1
其中Xmax＝(1+a)×Xmin……(2a)
若将(1+a)×Xmin代入到Xmax并对式子(2a)进行计算，则成为(a×Xmin×N)/(C+N)≤{(C×Xave+N×Xmin)/(C+N)}×0.1，进一步对N进行求解，则成为下述(2b)式。
N≤(C×Xave)/{Xmin(10a－1)}……(2b)
根据发明人的实验可知，例如像素间距Δ＝150μm时，作为栅格14而使用栅距G＝250μm(40条/cm)、栅格比为14：1的栅格的情况下，最受X射线吸收层36的影响的像素与最不受影响的像素的像素值之差为20％左右。为了确定该a的值，例如在不存在被摄体H的状态下仅对栅格14进行X射线摄影，在由此得到的图像的整体或者相当于关键区域的范围内，求出在与X射线透过层35和X射线吸收层36的排列方向正交的方向上相连的像素40的像素值。接着，只要使用像素值的最大值与最小值之差作为比例而求出a的值即可。
另外，算出a时的像素值的最大值和最小值可以是在某特定的位置测定出的值，也可以是在多个位置测定出的值的平均值。实际上，也可以不特意计算a的值，而将根据在不存在被摄体H的状态下仅对栅格14进行摄影而得到的图像获知的像素值的最大值和最小值直接代入到(2a)式的Xmax、Xmin而求出N。也就是说(2a)式、(2b)式是为了容易理解而以数学式表现，但实质上与直接使用最大值与最小值求出相同。
另外，严格来说，由于栅格也有制造误差等，因此不可能以清楚的周期性出现共同的最大值及最小值，但可以将一个周期中的极大点判断为最大值，将一个周期中的极小点判断为最小值。或者，在假定最差情况并且满足(2a)式、(2b)式的情况下，由于一定处于所期望的+10％的范围内，因此最小值与最大值的测定也可以简单地如上述那样在关键区域的范围或者整个区域仅对数值的大小进行观察而决定。由此，不需要判断一个周期，计算变得简便。
在上面例示的像素间距Δ＝150μm、栅距G＝250μm的情况下，输出模式的周期为5个像素。若将测定像素40b设置于相当于该5个像素的要素的位置，则投影于3个的X射线吸收层36的条数为0条，投影于2个的X射线吸收层36的条数为1条，但由于X射线吸收层36的1条的吸收率为20％，所以如果假设0条的像素的像素值为1，则5个测定像素40b的剂量测定信号的平均值Xave为(1×3+0.8×2)/5＝0.92。与此相对若着眼于某1个像素则完全重叠1条X射线吸收层36的情况下的像素值为最小值(＝0.8)，0条的情况下为最大值(＝1)，因此其差为0.2，a为0.2/0.8即0.25。若将该值代入到(2b)式，则N≤约3.8，由于N为整数，所以在3以下。即对于配置于相当于重复周期C的5个像素的要素的位置的测定像素40b，即使最多将3个测定像素40b增设于其他任意的部位，C+N个测定像素40b的剂量测定信号的平均值的变动幅度也收敛在±5％内。由于(2b)式设想了最差的情况，实际中增设的N个测定像素40b各自的剂量测定信号是比作为最大变动幅度的0.2小的变动幅度，因此变动幅度可靠地比±5％小。具体来说，由剂量测定信号的平均值为0.92的5个测定像素40b和剂量测定信号的最小值为0.8的3个测定像素40b的合计8个构成的一组测定像素40b的剂量测定信号的平均值为(0.92×5+0.8×3)/8＝0.875。由于N个测定像素40b不会全部都为最小值以下，所以只要变动幅度相对于该平均值收敛在+10％的范围内即可。若对0.875的+10％进行计算则其值为0.9625，即只要C+N个测定像素40b的剂量测定信号的平均值收敛在0.875至0.9625的范围内即可。相对于N个测定像素40b 的剂量测定信号全部是最小值的基准，最差的情况是全部是最大值的情况，若对该全部是最大值的情况下的平均值进行计算则是0.95，也收敛在上述范围内。
接着在C个测定像素40b的剂量测定信号的平均值始终固定的前提下，对即使增设使该平均值变动的N个测定像素40b也收敛在±5％的上述思想稍微进行扩张。当设为C个测定像素40b的剂量测定信号的各次的平均值的偏差收敛在标准规定的±5％的范围内即可时，若例如图8(A)的最初的配置、像素40相对地沿行方向X2错开2个像素的情况下的4个测定像素40b的输出的平均值(全部是“高”时的平均值)、错开1个像素、3个像素的情况下的平均值(“高”和“低”各2个时的平均值)收敛在±5％的范围内，则测定像素40b的配置周期Z也可以不是通过(1a)式求出的值。
如果将该想法以(1a)式为基准而考虑，则能够进一步使下述式(1b)一般化。
Z＝(R×C)±D……(1b)
其中D是比C小的整数，将至少[C/D]个测定像素40b逐个像素地错开C次时，[C/D]个测定像素40b的剂量测定信号的各次的平均值的偏差是收敛在由标准规定的±5％的范围内的值。[C/D]的括号是高斯符号，[C/D]是C/D以下的最大的整数。例如C/D＝5/2＝2.5时，[C/D]＝2。在图8(A)中，C＝4、R＝1、D＝+2，Z＝6、[C/D]＝2。也就是说在图8(A)中，不是全部4个而是2个测定像素40b构成一组测定像素40b，需要求出使该2个测定像素40b移动了4个像素时的剂量测定信号的平均值的偏差。重要的是在[C/D]个的范围内确认收敛偏差。
将[C/D]个测定像素40b的剂量测定信号的平均值的最大值设为 Xave[C/D]max，将平均值的最小值设为Xave[C/D]min。若使用它们与上述相同地考虑，则决定以下那样的N即可。即，在增设的N个测定像素40b全部配置于最不受X射线吸收层36的影响的像素的位置时，通过Xave[C/D]max的平均值减轻影响，在全部配置于最受X射线吸收层36的影响的像素的位置时，通过Xave[C/D]min的平均值减轻影响的情况是最差的情况，只要它们的差在Xave[C/D]min的10％以内即可。
([C/D]×Xave[C/D]max+N×Xmax)/([C/D]+N)－([C/D]×Xave[C/D]min+N×Xmin)/([C/D]+N)≤{([C/D]×Xave[C/D]min+N×Xmin)/([C/D]+N)}×0.1
其中Xmax＝(1+a)×Xmin……(3)
若对(3)式进行计算并使(2b)式以一般化的形式表现则成为下述(2c)式。
N≤[C/D](11Xave[C/D]min－10Xave[C/D]max)/{Xmin(10a－1)}……(2c)
对具体怎样求出D的值进行说明。图11表示与由AEC部54计算剂量测定信号的平均值的一组测定像素40b的个数对应的输出模式的变形例及使输出模式为“高”的情况下、“低”的情况下的剂量测定信号的值分别为1、0.9(吸收率0.1)时的剂量测定信号的合计值和平均值。一组测定像素40b为2个的情况下的输出模式有“高、高”、“高、低”、“低、低”3种情况，一组测定像素40b为3个的情况下有“高、高、高”、“高、高、低”、“高、低、低”、“低、低、低”4种情况，一组测定像素40b为4个的情况下有“高、高、高、高”、“高、高、高、低”、“高、高、低、低”、“高、低、低、低”、“低、低、低、低”6种情况的变形例。平均值在输出模式仅有“高”的情况下是最大的“1”，随着“低”增加而减少，在仅有“低”的情 况下是最小的“0.9”。
图12表示由AEC部54计算剂量测定信号的平均值的一组测定像素40b的个数和通过其个数能够取得的平均值的最大值与最小值的组合、最大值/最小值及其个数的测定像素40b的剂量测定信号的各次的平均值的偏差是否收敛在标准规定的±5％的范围内的判定。该图只是简单收罗了能够取得平均值的最大值和最小值的全部组合。判定基于最大值/最小值进行，如果最大值/最小值在1.1以下则平均值的偏差收敛在标准的范围内(OK)，如果比1.1大则不收敛在该范围内(NG)。将判定的基准设为最大值/最小值是因为，其条件比最小值/最大值的条件严格(例如在最大值为100、最小值为90的情况下，最小值/最大值＝90/100＝0.9，判定为OK，但最大值/最小值＝100/90≈1.11，判定为NG)，如果符合更严格的条件的一方进行判定，则也满足条件不严格的一方。
在个数为2时，NG的判定是最大值为1与最小值为0.9(输出模式为“高、高”与“低、低”)的组合，而最大值为1与最小值为0.95(输出模式为“高、高”与“高、低”)的组合、最大值为0.95与最小值为0.9(输出模式为“高、低”与“低、低”)的组合是OK的判定。在个数为3、4的情况下，仅最大值为1与最小值为0.9(输出模式为“高、高、高”与“低、低、低”、或“高、高、高、高”与“低、低、低、低”)的组合为NG的判定，而其他组合是OK的判定。
另外，对于图8(A)的测定像素40b的输出模式，若对每一个像素地错开3个像素时的全部4次的情况进行确认，则相当于图12的个数为2个、平均值的最大值为1、最小值为0.95的情况，在该情况下，若将吸收率设为0.1则判定为OK。由此可知不是D＝1的(1a)式的状态，而是图8(A)的D＝2的状态也能够满足±5％的条件。
若如此基于吸收率求出与各个数的输出模式的变形例对应的平均 值，并对其最大值与最小值的组合计算最大值/最小值，并进行基于最大值/最小值来判定其个数的测定像素40b的剂量测定信号的各次的平均值的偏差是否收敛在由标准规定的±5％的范围内的模拟，则能够获知能够取得判定OK的组合的输出模式的测定像素40b的配置周期Z，并根据配置周期Z求出D。另外，在该例子中，使吸收率＝0.1，吸收率越大则判定为OK的最大值与最小值的组合的个数越少。另外，在图8(A)的情况下，不会产生图12的个数为2的最大值为0.95与最小值为0.9(输出模式为“高、低”与“低、低”)的组合。为了便于说明，对这样的不可能存在的组合也进行了判定，在实际的模拟中除去不可能存在的组合而进行判定。
至此，为了便于说明，而对一行量的像素进行说明，但实际中以多个行进行X射线剂量的测定。因此，实际上，如图13所示，以对于配置有全部是普通像素的普通像素阵列的摄像区域41，对普通像素阵列与混合像素阵列60a进行置换的方式，以预定的模式配置混合像素阵列60a。由此，在摄像区域41内二维地配置测定像素40b。选择存在于采光场内的一个或多个混合像素阵列60a，并使用它们测定X射线剂量。另外，也可以不将混合像素阵列60a均匀地配置于摄像区域41的整个区域，例如可以仅配置于左右肺野等预先设定的采光场相应的特定区域。
图13A所示的混合像素阵列60a是以5像素周期(周期Z＝5)配置4个测定像素40b的例子，各混合像素阵列60a沿例如X2方向及Y2方向以预定的间隔规则地排列。周期Z相当于测定像素40b的排列间距，是像素间距Δ的5倍(Z＝5Δ)。一个混合像素阵列60a是用于剂量测定的最小单位，具有4个测定像素40b。也可以如图13B所示，通过由两个混合像素阵列60a形成的具有8个测定像素40b的区块61a进行剂量测定，或如图13C所示，通过由三个混合像素阵列60a构成的具有12个测定像素40b的正方形形状的区块61b进行剂量测定。另外，各混合像素阵列60的间隔也可以是不规则的。
另外，至此，将以栅格14的条纹沿列方向Y2延伸的方式(以栅格14的各层35、36的排列方向X1与像素40的行方向X2平行的方式)对电子暗盒13设置栅格14作为前提进行说明。但是，也可以以使电子暗盒13相对于栅格14旋转90°而栅格14的条纹沿行方向X2延伸的方式将栅格14设置在保持器16a上。在该情况下，如图14所示，使用形成了用于剂量测定的一组测定像素40b的排列方向沿列方向Y2延伸的混合像素阵列60b的摄像区域41。在该混合像素阵列60b中，像素间距Δ、测定像素40b的周期Z分别在列方向Y2上测量。
另外，在摄像区域41内，也可以使混合像素阵列60a与60b混杂。例如，以形成正方形的方式将两个混合像素阵列60b配置在两个混合像素阵列60a之间。这样的话，若根据栅格14的安装姿势选择混合像素阵列60a、60b，则无论哪个安装姿势都能够准确地进行自动曝光控制。另外，例如，若通过对各混合像素阵列60b间的行方向X2的间隔进行调节，从而使各混合像素阵列60b间的测定像素40b的行方向X2的周期Z与各混合像素阵列60b内的列方向Y2的测定像素40b的周期Z一致，则无论栅格14的安装姿势怎样都能够准确地进行自动曝光控制。
在各实施方式中，多个测定像素40b配置在一行或一列上，但也可以如图15所示的混合像素区域60c那样，将多个测定像素40b在二维区域内错开地配置在行方向X2、列方向Y2上。
在图15所示的混合像素区域60c内，多个测定像素40b各自配置的行不同，但关于行方向X2而隔开4列量的间隔以5像素周期配置。关于行方向X2，混合像素区域60c内的测定像素40b的像素间距ΔX、周期ZX与图13所示的混合像素阵列60a内的测定像素40b的像素间距Δ、周期Z相同。因此，混合像素区域60c内的一组测定像素40b的剂量测定信号的平均值与混合像素区域60a内的一组测定像素40b 的剂量测定信号的平均值大致相同。另外，混合像素区域60c内的多个测定像素40b关于列方向Y2，所配置的列不同但也以5像素周期配置。关于列方向Y2，混合像素区域60c内的测定像素40b的像素间距ΔY、周期ZY与图14所示的混合像素阵列60b内的测定像素40b的像素间距Δ、周期Z相同。
另外，由于混合像素区域60c与设有混合像素阵列60a、60b两方的区域相同，所以无论栅格14的安装姿势怎样，都能够准确地进行自动曝光控制。此外，在使混合像素阵列60a、60b混杂的情况下，需要根据栅格14的安装姿势来选择各混合像素阵列60a、60b，但在混合像素区域60c的情况下，无论栅格14的安装姿势怎样都能直接使用。另外，在混合像素区域60c的情况下，与使混合像素阵列60a、60b混杂的情况相比，能够将测定像素40b的个数减少一半。
另外，在如本例的测定像素40b那样TFT与信号线43短路的情况下，测定像素40b的电荷始终在信号线43中流动。因此，即使配置各测定像素40b的行不同，测定像素40b的电荷流入到信号处理电路45内的积分放大器46的时刻也大致相同。因此，也具有能够以相同的时刻读出混合像素区域60c内的各测定像素40b的剂量测定信号的优点。
另外，在本例的混合像素区域60c中，使关于各测定像素40b的行方向X2及列方向Y2的错位量相同(5个像素量)，但也可以在行方向X2与列方向Y2上任意地改变错位量。
在切换使用多种栅格14而配置周期Z的条件由于各栅格14而不同的情况下，将各配置周期Z的最小公倍数设为最终决定的配置周期Z。在例如并用配置周期Z＝3的条件的栅格和Z＝4的条件的栅格的情况下，最终决定的配置周期Z设为3与4的最小公倍数即12。
在将至少[C/D]个测定像素40b逐个像素地错开C次时，由于以由AEC部54计算剂量测定信号的平均值的一组测定像素40b的剂量测定信号的各次的平均值的偏差收敛在±5％的范围的配置周期Z对测定像素40b进行配置，所以能够不受电子暗盒13与栅格14的位置关系影响地始终减轻来自一组测定像素40b的剂量测定信号的平均值的变动。尤其在D＝1而设置C个测定像素40b的情况下，一组测定像素40b的各次的平均值是相同的值。因此能够准确地进行自动曝光控制。
在切换使用多种栅格14的情况下，若以满足全部种类的条件的方式决定配置周期Z，则能够提高通用性。
作为以相同的摄影条件进行了多次摄影时的放射线的累积剂量产生偏差的主要原因，除了至此所说明的一组测定像素40b的平均值的偏差之外，还有从自线源控制装置11的照射信号I/F25发送照射开始信号至由电子暗盒13的照射信号I/F55接收该照射开始信号并开始基于AEC部54的剂量测定的时间(照射开始的同步时间)的偏差。另外，也有从自照射信号I/F55发送照射停止信号至由照射信号I/F25接收该照射停止信号并通过线源控制装置11的控制部21实际使X射线源10的X射线的照射停止的时间(照射停止的同步时间)的偏差。因此，为了也包含这些照射开始、停止的同步时间的偏差而使以相同的摄影条件进行了多次摄影时的放射线的累计剂量的偏差收敛在±5％的范围内，需要将一组测定像素40b的平均值的偏差的容许范围至少限定在±5％以下。因此，与(3)式的右边相乘的值不限定于“0.1”，用于求出(1b)式的D的判定的基准也不限定于±5％。在将一组测定像素40b的平均值的偏差的容许范围设为±k％(k＜50)的情况下，(2c)式可以改写为下述(2d)式。
N≤[C/D]{(1+k)Xave[C/D]min－Xave[C/D]max}/{Xmin(a－k)}……(2d)
另外，在以某条件进行计算的结果是(2d)式的右边为小于1的小数的情况下，对其乘以1以上的最小的系数，并且设置由该乘算的系数的个数即[C/N]个构成的一组测定像素40b即可。例如，如果N≤0.3，则对0.3放大4倍而成为1.2，成为1以上。在该情况下，设置4组[C/N]个的一组测定像素40b，与此相对也可以将一个零数的测定像素40b添加于其他任意的部位。由此可遵守±k％的容许范围。
根据发明人的实验，有线通信中的照射开始、停止的同步时间的偏差合计为0.5msec左右。例如，在以照射时间20msec进行胸部摄影的情况下，将照射开始、照射停止的同步时间作为主要原因的累积剂量的偏差为0.5/20＝0.025。由于为2.5％，因此使一组测定像素40b的平均值的偏差的容许范围为±2.5％以下(k≤2.5)即可。
另外，即使是k比2.5或5大的情况下，只要k比50小，就能够得到如下效果：不受电子暗盒13与栅格14的位置关系影响而始终能够减轻来自一组测定像素40b的剂量测定信号的平均值的变动。
在上述实施方式中，为了方便说明，作为R＝1而以图7(A)的5像素周期、图7(B)的3像素周期配置测定像素40b。一般而言，由于测定像素40b被作为缺陷像素进行处理，所以个数越少越好，优选使R为较大的值而测定像素40b占全部像素40的比例为约0.01％(100ppm：ppm(Parts Per Million)＝0.0001％)左右。
在上述实施方式中，由于周期性比较重要，所以对栅格与像素的相对位置为某一定的位置(栅格与像素的左端对齐的位置)、并且X射线吸收层的宽度为某一定的宽度的例子进行说明。对栅格与像素的左端未对齐的情况、栅格与像素的相对位置不固定的情况进行补充说明。例如图10表示输出模式的周期C＝3、条数模式以“0、0、1”为一个周期进行重复的情况。假如栅格的左端从该状态向左错开例如0.2 个像素量，则条数模式为“0、0.2、0.8、0、0.2、0.8、……”，而以“0、0.2、0.8”为一个周期进行重复。条数模式的周期是与错位前相同的3个像素，输出模式的周期C也是3个像素。
在此，与图10(A)的情况相同地，作为R＝1、D＝1、Z＝4，考虑将[C/D]＝3个测定像素40b设为一组测定像素40b的情况。在像素40相对地沿行方向X2逐个像素地错开的情况下，错开1个像素的情况下(第二次)的测定像素40b的条数模式为“0.2、0.8、0”，错开2个像素的情况下(第三次)为“0.8、0、0.2”。任一情况下施加于1个测定像素40b的X射线吸收层36的条数的平均值等于1/3条。另外，与图10的(A)的最初的位置(第一次)的条数模式“0、0、1”进行比较，施加于1个测定像素40b的X射线吸收层36的条数的平均值两者是相同的1/3条。即，即使最初的位置产生了0.2像素量等小于1像素的偏移，测定结果也不变。此外，即使将像素从最初的位置错开小于1像素的量，测定结果也相同。
以进一步不同的例子进行说明。在栅距G是像素间距Δ的4倍(G＝4Δ)的情况下，在栅格14与像素40的左端对齐的状态下，条数模式是以“0、0、0、1”为一个周期的重复。此时设为R＝0、D＝1、Z＝1，并将左端的相邻的3个像素40设为测定像素40b，则最初的位置(第一次)的测定像素40b的条数模式为“0、0、0”。在错开1个像素的情况下(第二次)为“0、0、1”，在错开2个像素的情况下(第三次)为“0、1、0”。在错开3个像素的情况下(第四次)为“1、0、0”。在由相邻的3个测定像素40b测定X射线剂量的情况下，测定像素40b的输出的变动幅度是3个像素的条数模式都为“0”条的情况与2个像素为0条、剩下的1个像素为1条的情况之差。由此，施加于1个测定像素40b的X射线吸收层36的条数的平均值为0条或1/3条。
如果从上述状态栅格的左端向左错开例如0.2个像素量，则条数模式为“0、0、0.2、0.8、0、0、0.2、0.8、……”。左端的相邻的3 个测定像素40b的条数模式在最初的位置(第一次)为“0、0、0.2”，在错开1个像素的情况下(第二次)为“0、0.2、0.8”。另外，在错开2个像素的情况下(第三次)为“0.2、0.8、0”，在错开3个像素的情况下(第四次)为“0.8、0、0”。由此可知，不管怎样施加于3个测定像素40b上的X射线吸收层36的条数的合计也不会超过1条，所以施加于1个测定像素40b的X射线吸收层36的条数的平均值也在0条至1/3条之间。即，即使最初的位置错开0.2个像素量等零数的像素量，或是从最初的位置错开的量是零数的像素量，施加于1个测定像素40b的X射线吸收层36的条数的平均值的偏差的最大值也是1条量，考虑该偏差的最大值而决定测定像素40b的位置即可。
结果是，若考虑到任意的2个像素的输出偏差X射线吸收层36的1条量，则偏差1条量以下的其他情况可以说是本来该1条量的偏差分散到多个测定像素40b上而被平均化的状态。因此，一组测定像素40b的输出的变动幅度也不会成为1条以上。若考虑该偏差为最大的情况，以收敛在±k％的范围内的方式配置或选择测定像素40b，则无论是在最初的位置错开零数的像素量的情况下，还是在从最初的位置错开的量是零数的像素量的情况下，都能够抑制一组测定像素40b的输出的变动。
另外，栅格有制造误差，但根据发明人的确认可知栅格的制造误差比1％小很多。在例如60条/cm的栅格的情况下，若制造误差为1％则是59.4条/cm～60.6条/cm的范围，误差为1条以下很微小，不会影响本发明的减轻累积剂量的偏差的效果。
但是，由于标准上允许的栅格的制造误差为±10％的范围，当考虑最差的情况时，在宣称为60条/cm的栅格的情况下，成为54条/cm～66条/cm的范围。根据制造源，只要满足上述标准就作为合格品销售，会出现一定数量的制造误差为1％以上的栅格。但是，在使用这样的栅格的情况下，若考虑到整体优化，则当然应该对应于作为中心值的60 条/cm来配置或选择测定像素40b。可以说这在制造误差小于1％的情况下也相同。若如此对应于因栅格的制造误差引起的X射线吸收层的条数的偏差的范围的中心值，则对减轻累积剂量的偏差有很大的效果。另外，也可以对应所使用的每个栅格，在不存在被摄体的状态下仅对栅格进行X射线摄影，并根据所得到的图像求出实际的X射线吸收层的条数，而基于该条数来决定测定像素40b的配置或选择。
另外上述实施方式是栅格与测定像素沿与X射线透过层和X射线吸收层的排列方向X1平行的方向相对地偏移的例子。理由之一是，在将电子暗盒设置于摄影台的保持器上时，由于电子暗盒是长方形，因此从上下两方向夹持并固定的形态较多，在这样的形态中电子暗盒不会在Y1方向上偏移，但在X1方向上具有一定程度的松动，因此在X1方向上容易偏移。相反，在X1方向固定、在Y1方向上偏移的形态的情况下，不会产生因电子暗盒与栅格之间的位置偏移而引起的测定误差。
作为其他情况，考虑在X1方向与Y1方向这两方上稍微存在松动的形态。在该情况下，栅格有时相对于像素稍微倾斜。直至相对于像素倾斜90°为止，栅距看起来好像变大。在例如60条/cm的栅格的情况下，栅距G为约167μm。如果该栅格倾斜10°，则此时栅距G为167/cos10°＝约170μm(约59条/cm)。若设倾斜角为θ，则栅距G比不倾斜的情况下的值大1/cosθ倍。在θ＝10°时1/cosθ＝约1.02。即使X1方向和Y1方向这两方有松动，实际使用中栅格也不可能相对于像素倾斜10°地使用。即使倾斜了10°，最大为+2％左右的误差，这也比一般上述的栅格的制造误差±10％小，几乎没有影响。因此，即使栅格相对于像素稍微倾斜，如在栅格的制造误差的部分所述的那样只要对应于中心值来决定测定像素40b的位置则不存在问题。
另外，由于栅格14安装于电子暗盒13的箱体31、摄影台16的保持器16a上，所以在栅格14与摄像区域41之间至少隔有箱体31的 厚度的间隔。因此栅格14向摄像区域41的投影像实际上与栅格14与摄像区域41接触和情况相比有所扩大。在上述实施方式中，在算出输出模式的周期C的式子中，未考虑栅格14与摄像区域41的间隔。但是，由于栅格14与摄像区域41之间的间隔和X射线源10的X射线管的焦点10a与摄像区域41间的距离(SID；Source Image Distance)相比足够小，所以与栅格14和摄像区域41接触的情况相比，栅格14对摄像区域41的投影像的扩大率微不足道。因此，在算出输出模式的周期C的式子中，不考虑栅格14与摄像区域41的间隔也没问题。当然，为了更准确地预期，也可以列出考虑了栅格14与摄像区域41之间的距离的计算式来算出输出模式的周期C。另外，在根据在不存在被摄体H的状态下对栅格14进行X射线摄影而得到的X射线图像的条纹花样实验性地求出周期C的情况下，由于映在X射线图像的条纹花样反映了栅格14与摄像区域41之间的间隔，所以不需要注意栅格14与摄像区域41的间隔。
X射线摄影系统有时在线源控制装置11与电子暗盒13之间没有通信功能。在该情况下，无法对线源控制装置11和电子暗盒13输送照射开始信号。在没有通信功能的X射线摄影系统中，如图16所示，在图像检测部65设有照射开始判定部(以下，称为判定部)66。在该判定部66中保存有照射开始阈值，与测定值进行比较而判定X射线的照射开始的时刻。另外，基于检查指令的内容从控制台15输入X射线的照射时间。该照射时间被输送至电子暗盒13。另外，由于在线源控制装置11与电子暗盒13之间没有通信功能，所以未设置AEC部54。
在X射线摄影的待机期间，以比较短的周期对积分放大器46进行复位，并重复进行基于一组测定像素40b的X射线剂量的测定。在各次中测定出的各测定像素40b的测定值被输送至存储器51。在该实施方式中，由于对X射线的照射进行检测，所以在存储器51中利用本次的测定值来更新上次的测定值。若存储器51由新的测定值更新，则判定部66从存储器51读出存在于照射场内的一组测定像素40b或照射 场内的全部的测定像素40b的测定值，并算出其平均值。另外，测定像素40b可以选择存在于摄像区域内、X射线不透过被摄体而直接照射的敞露区域的像素，并使用这些像素来判断照射开始。另外，也可以代替测定像素40b而将专用的剂量测定传感器组配置于敞露区域。
在平均值超过了照射开始阈值时，判定部66判定为X射线的照射已开始。在判定部66判定为X射线照射开始的情况下，控制部52将图像检测部65的动作从复位动作移向蓄积动作，如上所述地由普通像素40a对X射线图像进行检测。控制部52测定从X射线的照射开始起的经过时间，当经过了由控制台15设定的X射线照射时间时终止蓄积动作。在X射线摄影终止后，如上所述地从电子暗盒13读出X射线图像。
在有栅格摄影中，栅格14配置于电子暗盒13的前方，但通过基于上述条件配置测定像素40b，即使在电子暗盒13与栅格14之间产生位置偏移，也不会受其影响。由此，电子暗盒13能够准确地检测X射线的照射开始，并进行基于图像检测部65的X射线图像的检测。
在上述各实施方式中，如图5所示普通像素40a与测定像素40b连接于相同的信号线43。测定像素40b构成缺陷像素，所以与普通像素40a相比个数非常少。即使TFT为断开状态，普通像素40a也会流出微量的漏电流，而且个数与测定像素40b相比非常多，所以存在在来自测定像素40b的电荷上加上基于普通像素41a的漏电流的电荷而作为噪声给剂量测定信号造成的影响较大的问题。因此，优选与有测定像素40b的列(例如输出图5的电压信号V2的列)相邻地设置没有测定像素40b的列(输出图5的电压信号V1或V3的列)，在由AEC部54对剂量测定信号进行采样时，取得存在测定像素40b的列的输出与没有测定像素40b的列的输出之差，从而消除基于漏电流的电荷的影响，而仅取出基于来自测定像素40b的电荷的输出。因此，与如图9(B)所示那样连续地配置测定像素40b相比，优选如图7(A)等所 示那样在2个测定像素40b之间配置至少一个普通像素40a。
作为像素40也可以准备专用的普通像素40a和能够变更为测定像素40b的像素(兼用像素)。该兼用像素能够通过对普通像素40a附加与图像读出用的TFT不同的TFT而实现。而且，将与所使用的栅格14对应的一组测定像素40b的配置周期Z的信息与摄影条件建立关联地进行存储，并根据摄影条件将兼用像素变更为测定像素40b。或者，也可以对在不存在被摄体H的状态下对栅格14进行X射线摄影而得到的图像进行解析，并基于所得到的输出模式的周期C的信息算出配置周期Z，来决定兼用像素中应设为测定像素40b的像素。
可以在图像检测部30内较多地设置兼用像素。而且，从全部兼用像素将剂量测定值取入到存储器51。AEC部54根据配置周期Z对剂量测定值进行取舍选择。只要能够得到配置周期Z的信息，就能够在X射线摄影期间实时地选择作为测定像素40b而使用的兼用像素。
在上述实施方式中，测定像素40b使由栅极驱动器44驱动的读出用的TFT的源极与漏极短路。也可以代替将该读出用TFT短路，而将测定用的TFT设置于所有像素40。也可以在由于在蓄积动作期间而将读出用的TFT设为断开状态的期间，选择性地将测定用的TFT设为接通状态而使由该像素40产生的电荷流入到积分放大器46的电容器46b。将该测定用的TFT选择性地接通的像素40被用作测定像素40b。这样的话，在选择使用多种栅格14的情况下，能够对应于各栅格14的种类将普通像素40a变更为测定像素40b。在该情况下，各栅格14的位置数据存储于存储器。控制部52读出与所使用的栅格对应的位置数据。而且，驱动专用的栅极驱动器，以预定的周期接通由位置数据指定的测定像素40b的测定用TFT，每隔预定时间读出蓄积的电荷，而测定每预定时间的X射线剂量。
另外，也可以利用使基于由像素产生的电荷的电流在对各像素供 给偏压的偏压线中流动这一情况，对与某特定像素连接的偏压线的电流进行采样，而检测X射线剂量。在该情况下，对偏压线的电流进行采样的像素是测定像素。同样也可以对从像素流出的漏电流进行采样而检测剂量，在该情况下对漏电流进行采样的像素也是测定像素。
在上述实施方式中，将像素40以预定的间距Δ二维地配置在摄像区域内，并将其中的一部分设为测定像素40b，将剩余部分设为普通像素40a，普通像素40a与测定像素40b为相同的尺寸。另外，也可以是测定像素40b比普通像素40a的尺寸大或者小。另外，也可以使用沿X2或Y2方向延伸的细长的剂量测定传感器，以满足上述条件的方式配置在普通像素40a的列或行之间。其中，为了即使进行缺陷校正也不明显，而使剂量测定传感器的长度比将10个像素40排成一列的情况短。
在上述实施方式中，例示了TFT型的图像检测部，但也可以使用CMOS(Complementary Metal Oxide Semiconductor)型的图像检测部。另外，不限定于作为可移动式X射线图像检测装置的电子暗盒，也可以适用于安装于摄影台内的内置式X射线图像检测装置。此外，本发明不限定于X射线，也能够适用于将γ射线等其他放射线作为摄影对象的情况。
另外，本发明不限于上述实施方式，在实施方式所记载的结构的范围内能够分别进行组合。