阅读说明：本技术 放射线图像检测装置及其工作方法 (Radiation image detection apparatus and method for operating the same ) 是由 岩切直人 北野浩一 清水川将 于 2018-06-26 设计创作，主要内容包括：本发明提供一种在检测放射线的照射开始的照射开始检测动作中能够减少信号处理电路所消耗的电力的放射线图像检测装置及其工作方法。电子暗盒(16)的控制部(54)具有将向ADC(77)的电力的供给状态在供给第1电力的相当于第1状态的运转状态与供给每单位时间的电力比第1电力低的第2电力的相当于第2状态的非运转状态之间进行切换的功能。与输出供诊断的X射线图像的图像读出动作时相比,控制部(54)减少检测X射线的照射开始的AED动作时的每单位时间T的运转状态的ADC(77)的个数。(The invention provides a radiation image detection device and an operation method thereof, which can reduce the power consumed by a signal processing circuit in an irradiation start detection operation for detecting the irradiation start of radiation. A control unit (54) of an electronic cassette (16) has a function of switching a supply state of power to an ADC (77) between an operating state corresponding to a1 st state in which 1 st power is supplied and a non-operating state corresponding to a2 nd state in which 2 nd power having lower power per unit time than the 1 st power is supplied. The control unit (54) reduces the number of ADCs (77) that detect the operating state per unit time T during an AED operation in which the start of X-ray irradiation is detected, as compared to the image reading operation in which an X-ray image for diagnosis is output.)

放射线图像检测装置及其工作方法

技术领域

本发明涉及一种放射线图像检测装置及其工作方法。

背景技术

在医疗领域中活跃进行基于由放射线图像检测装置检测出的放射线图像的诊断。放射线图像检测装置具有传感器面板和电路部。在传感器面板上二维排列有多个像素，这些多个像素感应从放射线产生装置照射而透射了被摄体(患者)的放射线而积蓄电荷。具有这种传感器面板的放射线图像检测装置也被称为平板探测器(FPD；flat paneldetector)。在电路部设置有信号处理电路，该信号处理电路将积蓄在传感器面板的像素中的电荷转换为数字信号，并将其作为放射线图像而进行输出。

放射线图像检测装置具有：固定于设置在摄影室的摄影台的固定式和在能够移动的框体中容纳有传感器面板等的便携式。便携式的放射线图像检测装置被称为电子暗盒。电子暗盒除了经由电缆从商用电源被供电的有线(wire)类型以外，还有从安装于框体的电池被供电的无线(wireles)类型。

各像素上连接有用于选择读出电荷的像素的开关元件例如TFT(Thin FilmTransistor：薄膜晶体管)。在传感器面板上以相互交叉的方式设置有用于以像素的行单位驱动该TFT的栅极线和用于将来自各像素的电荷读出到信号处理电路的信号线。即，栅极线在像素的行方向上延伸，且在像素的列方向上以预定的间距配置。另一方面，信号线在像素的列方向上延伸，且在像素的行方向上以预定的间距配置。

信号处理电路包含电荷放大器(以下，CA(Charge Amp))、多工器(以下，MUX(multiplexer))、AD转换器(以下，ADC(Analog-to-Digital Converter))等。CA按信号线设置，且与信号线的一端连接。CA输出与从像素通过信号线流入的电荷相应的模拟电压信号。在MUX的输入端子上连接有多个CA，在输出端子上连接有1个ADC。MUX依次选择来自与输入端子连接的多个CA的模拟电压信号，并将所选择的模拟电压信号输出到ADC。ADC执行将来自MUX的模拟电压信号转换为与其电压值相应的数字信号的AD转换处理。

当照射了放射线时，在各像素中积蓄与到达的放射线的剂量相应的电荷。透射了被摄体的放射线根据被摄体的透射率而衰减，因此在各像素中积蓄表示被摄体的图像信息的电荷。信号处理电路通过从传感器面板读出表示这样的被摄体的图像信息的电荷并将其转换为数字信号来作为供诊断的1个画面的量的放射线图像而进行输出。

在专利文献1中记载有传感器面板具有2880行×2304列的像素且信号处理电路具有9个MUX及ADC的放射线图像检测装置。在专利文献1中，当从传感器面板读出1个画面的量的放射线图像时，信号处理电路进行如下图像读出动作。即，对2880行的各行的栅极线依次施加栅极脉冲而各行的TFT被1行1行地依次成为接通状态，每当此时，TFT成为接通状态的1行的量的各像素的电荷在各列的信号线中同时流动。由此，读出1行的量的各像素的电荷并积蓄在与2304列的信号线的各列连接的各个CA中。由于MUX及ADC为9个，因此由1个MUX及1个ADC构成的1个块所担当的像素的列成为2304/9＝256列。9个块在相同的定时并行动作。各MUX依次选择来自与各个MUX连接的256个CA的模拟电压信号，并将所选择的模拟电压信号输出到各ADC。各ADC将来自各MUX的模拟电压信号依次转换为数字信号而进行输出。这样的1行的量的数字信号的输出相当于1行的量的图像读出。若1行的量的图像读出结束，则反复进行相同的动作而进行下一行的图像读出。若将这样的1行的量的图像读出动作反复进行2880行的量，则输出1个画面的量的放射线图像。

并且，专利文献1中所记载的放射线图像检测装置具有使用传感器面板来检测放射线的照射开始的照射开始检测(以下AED(Auto Exposure Detection：自动曝光探测))功能。具体而言，从放射线的照射开始前开始，与前述图像读出动作同样地反复进行将像素的电荷作为数字信号而读出的动作。在此，为了检测放射线的照射开始，从放射线的照射开始前开始，反复进行将像素的电荷转换为数字信号而读出的动作，为了与图像读出动作进行区分，以下将根据数字信号进行放射线的照射开始的判定的一系列动作称为AED动作。

当开始了放射线的照射时，与照射开始前相比，在像素中产生的电荷的量增加。在专利文献1中，对以与图像读出动作相同的方式通过AED动作读出的数字信号与预先设定的照射开始判定阈值进行比较，当数字信号大于照射开始判定阈值时，判定为已开始放射线的照射。而且，当判定为已开始放射线的照射时，在照射放射线的期间进行在像素中积蓄电荷的像素电荷积蓄动作，接着，进行图像读出动作。根据这样的AED功能，即使在由于放射线图像检测装置和放射线产生装置由不同的制造商制造等原因而在放射线图像检测装置与放射线产生装置之间无法进行通知放射线的照射开始定时的定时信号的通信的情况下，也能够配合放射线的照射开始定时而使传感器面板开始像素电荷积蓄动作。

在专利文献1中所记载的AED动作中，分别担当256列的像素的9个MUX及ADC在相同的定时并行动作而读出所有列的电荷。在这点上与图像读出动作相同。

以往技术文献

专利文献

专利文献1：国际公开第2012/008229号

发明内容

发明要解决的课题

图像读出动作只要读出1次1个画面的量的放射线图像便结束。相对于此，为了等待定时不固定的放射线的照射开始，AED动作在从放射线的照射开始前至开始照射为止的期间持续进行。例如，关于图像读出动作，以几百msec级结束动作，相对于此，AED动作在从操作员将放射线的照射条件设定在放射线产生装置至按压指示放射线的照射开始的照射开关为止的几秒至几十秒的期间持续进行。

在专利文献1中，在持续进行AED动作的期间，信号处理电路反复进行与读出所有列的量的像素的电荷的图像读出动作相同的动作，因此相对于图像读出动作，动作时间长的AED动作的期间存在耗电量变得非常多的问题。尤其，当放射线图像检测装置为电池驱动的电子暗盒时，使用充电容量有限制的电池，因此，若耗电量多，则必须对电池频繁地进行充电，导致摄影效率变差。

本发明的目的在于提供一种在检测放射线的照射开始的照射开始检测动作中能够减少信号处理电路所消耗的电力的放射线图像检测装置及其工作方法。

用于解决技术课题的手段

为了解决上述问题，本发明的放射线图像检测装置具备：传感器面板，二维排列有感应从放射线产生装置照射而透射了被摄体的放射线而积蓄电荷的像素，且配置有读出电荷的多个信号线；信号处理电路，通过信号线从像素读出与电荷相应的模拟电压信号来进行信号处理；多个AD转换器，包含于信号处理电路中，执行将模拟电压信号转换为与电压值相应的数字信号的AD转换处理，且分担按信号线执行的AD转换处理；及控制部，控制信号处理电路来执行照射开始检测动作及图像读出动作，照射开始检测动作为如下动作：从放射线的照射开始前开始，从像素通过信号线读出电荷，并根据与所读出的电荷相对应的数字信号来检测放射线的照射开始，图像读出动作为如下动作：在放射线的照射开始后，经过在像素中积蓄电荷的像素电荷积蓄期间之后，从像素通过信号线读出电荷，并输出与所读出的电荷相对应的数字信号所表示的供诊断的放射线图像，控制部具有将向AD转换器的电力的供给状态在供给第1电力的第1状态与供给每单位时间的电力比第1电力低的第2电力的第2状态之间进行切换的功能，另外，控制部在照射开始检测动作中周期性地切换多个AD转换器中的至少1个AD转换器的电力的供给状态，并且与图像读出动作时相比，减少每单位时间的第1状态的AD转换器的个数。

优选第1电力为发挥AD转换器的功能所需要的电力。详细而言，优选第1电力为图像读出动作时所需要的电力。

优选控制部在图像读出动作中将多个AD转换器全部设为第1状态。

优选当周期性地切换电力的供给状态的AD转换器存在2个以上时，控制部将2个以上的AD转换器中的至少2个AD转换器的电力的供给状态的切换定时错开。

优选2个以上的AD转换器被分组，控制部按组将电力的供给状态的切换定时错开。

优选在属于相同的组中的2个AD转换器之间配置有至少1个AD转换器。

优选控制部将2个以上的AD转换器的所有的电力的供给状态的切换定时错开。

优选控制部在照射开始检测动作中，将多个AD转换器中的至少1个始终设为第2状态。

优选AD转换器按由与相邻的多个信号线连接的像素构成的区域而设置。

优选分别担当相邻的区域的相邻的多个AD转换器安装于同一芯片上，且芯片设置有多个。

优选控制部以担当区域的AD转换器的单位或芯片单位切换AD转换器的电力的供给状态。

优选像素中包含照射开始检测动作中所使用的检测用像素，连接有检测用像素的信号线被设定为检测用通道。

优选控制部在照射开始检测动作中，将不担当检测用通道的AD转换器始终设为第2状态。

优选控制部在照射开始检测动作中切换担当检测用通道的AD转换器的电力的供给状态。

优选检测用像素为对照射开始检测动作特化的专用的像素。

优选具备温度漂移校正部，校正起因于AD转换器的电力的供给状态的切换而由在信号处理电路内产生的温度分布的偏差引起的数字信号的温度漂移。

优选传感器面板及信号处理电路容纳于能够移动的框体中，所述放射线图像检测装置为从安装于框体的电池被供电的电子暗盒。

优选信号处理电路包含：多个电荷放大器，按信号线设置，且与信号线的一端连接，并且将来自像素的电荷转换为模拟电压信号；及多工器，具有多个输入端子，多个电荷放大器与多个输入端子分别连接，并且依次选择来自多个电荷放大器的模拟电压信号而进行输出，且具有：第1路径，向电荷放大器输入电荷；第2路径，不经由电荷放大器而向多工器输出电荷；及开关，选择性地切换第1路径和第2路径，控制部在照射开始检测动作中，当将图像读出动作时向电荷放大器的供给电力设为通常电力时，将多个电荷放大器中的至少1个设为供给电力低于通常电力的省电力状态，且对于设为省电力状态的电荷放大器，控制开关来选择第2路径。

优选当省电力状态为停止电力的供给的断电状态时，控制部对设为断电状态的电荷放大器施加用于使输入段的电位稳定化的偏置电压。

本发明的放射线图像检测装置的工作方法中，所述放射线图像检测装置具备：传感器面板，二维排列有感应从放射线产生装置照射而透射了被摄体的放射线而积蓄电荷的像素，且配置有读出电荷的多个信号线；信号处理电路，通过信号线从像素读出与电荷相应的模拟电压信号来进行信号处理；多个AD转换器，包含于信号处理电路中，执行将模拟电压信号转换为与电压值相应的数字信号的AD转换处理，且分担按信号线执行的AD转换处理；及控制部，控制信号处理电路，所述放射线图像检测装置的工作方法具备：照射开始检测步骤，执行如下照射开始检测动作，即，从放射线的照射开始前开始，从像素通过信号线读出电荷，并根据与所读出的电荷相对应的数字信号来检测放射线的照射开始；及图像读出步骤，执行如下图像读出动作，即，在放射线的照射开始后，经过在像素中积蓄电荷的像素电荷积蓄期间之后，从像素通过信号线读出电荷，并输出与所读出的电荷相对应的数字信号所表示的供诊断的放射线图像，在照射开始检测步骤和图像读出步骤中，将向AD转换器的电力的供给状态在供给第1电力的第1状态与供给每单位时间的电力比第1电力低的第2电力的第2状态之间进行切换，在照射开始检测步骤中，周期性地切换多个AD转换器中的至少1个AD转换器的电力的供给状态，并且与图像读出动作时相比，减少每单位时间的第1状态的AD转换器的个数。

发明效果

根据本发明，能够提供一种如下放射线图像检测装置及其工作方法：在检测放射线的照射开始的照射开始检测动作中，周期性地切换多个AD转换器中的至少1个AD转换器的电力的供给状态，并且与输出供诊断的放射线图像的图像读出动作时相比，减少每单位时间的供给第1电力的第1状态的AD转换器的个数，因此在照射开始检测动作中能够减少信号处理电路所消耗的电力。

附图说明

图1是表示X射线摄影系统的图。

图2是表示摄影订单的图。

图3是表示菜单/条件表的图。

图4是电子暗盒的外观立体图。

图5是表示电子暗盒的电构成的框图。

图6是CA及CDS的电路图。

图7是表示栅极驱动部、MUX部及ADC部的详细情况的框图。

图8是表示安装有分别担当相邻的区域的相邻的4个ADC的芯片的图。

图9是表示基于第1MUX及第1ADC的数字信号的读出步骤的图，图9A表示读出第1列的数字信号的情况，图9B表示读出第2列的数字信号的情况，图9C表示读出第3列的数字信号的情况，图9D表示读出第144列的数字信号的情况。

图10是表示控制部所执行的动作的流程的图。

图11是表示像素复位动作及图像读出动作时的栅极脉冲的图。

图12是表示图像读出动作时的ADC的电力的供给状态的图。

图13是表示AED动作时的栅极脉冲的图。

图14是表示AED动作时的ADC的电力的供给状态的图。

图15是向ADC的供给电力的图表。

图16是表示AED动作和图像读出动作的第1状态的ADC的每单位时间的个数的图表。

图17是表示电子暗盒的动作步骤的流程图。

图18是表示第1-2实施方式的AED动作时的ADC的电力的供给状态的图。

图19是表示第1-3实施方式的AED动作时的ADC的电力的供给状态的图。

图20是表示第1-4实施方式的AED动作时的ADC的电力的供给状态的图。

图21是表示第1-5实施方式的AED动作时的ADC的电力的供给状态的图。

图22是表示第1-6实施方式的AED动作时的ADC的电力的供给状态的图。

图23是表示第1-6实施方式的AED动作时的ADC的电力的供给状态的另一例的图。

图24是表示第1-7实施方式的AED动作时的ADC的电力的供给状态的图。

图25是表示设定连接有AED动作中所使用的检测用像素的信号线即检测用通道的第1-8实施方式的框图。

图26是表示第1-8实施方式的AED动作时的ADC的电力的供给状态的图。

图27是表示第1-8实施方式的AED动作时的ADC的电力的供给状态的另一例的图。

图28是表示检测用像素的配置例的图。

图29是表示AED动作专用的检测用像素的例子的框图。

图30是表示AED动作专用的检测用像素的另一例的框图。

图31是表示AED动作专用的检测用像素的又一例的框图。

图32是表示检测用像素的设定例的图。

图33A是表示图像读出动作时的CDS的驱动步骤的流程图。

图33B是表示AED动作时的CDS的驱动步骤的流程图。

图34是表示CDS、MUX、ADC的另一连接例的电路图。

图35是表示信号处理电路的列方向上的温度分布的图表。

图36是表示检测用通道的电荷成分的图表。

图37是表示实施泄漏电荷校正和温度漂移校正的第1-12实施方式的图。

图38A是表示切换数字信号的传送I/F的第1-13实施方式的AED动作时的图。

图38B是表示第1-13实施方式的图像读出动作时的图。

图39A是第2-1实施方式的概略结构图。

图39B是向CA的供给电力的图表。

图40是表示第2-1实施方式的电子暗盒的动作步骤的流程图。

图41是表示向CA的供给电力的另一例的图表。

图42A是表示将AED动作时的非检测用CA设为断电状态时的非检测用通道的结构的图。

图42B是表示将图像读出动作时的非检测用CA设为断电状态时的非检测用通道的结构的图。

图43是表示向CA的供给电力的又一例的图表。

图44是表示第3-1实施方式中的基于第1MUX及第1ADC的剂量信号的读出步骤的图，图44A表示读出第1列的剂量信号的情况，图44B表示读出第3列的剂量信号的情况，图44C表示读出第5列的剂量信号的情况，图44D表示读出第143列的剂量信号的情况。

图45是表示ADC的时钟信号的每单位时间的脉冲数的图表。

图46是表示与图像读出动作时相比减少AED动作时的ADC的时钟信号的每单位时间的脉冲数的第1方法的图，图46A表示图像读出动作时的时钟信号，图46B表示AED动作时的时钟信号。

图47是表示与图像读出动作时相比减少AED动作时的ADC的时钟信号的每单位时间的脉冲数的第2方法的图，图47A表示图像读出动作时的时钟信号，图47B表示AED动作时的时钟信号。

图48是表示第3-1实施方式的电子暗盒的动作步骤的流程图。

图49A是表示第3-2实施方式中的AED动作时的检测用通道的电路结构的图。

图49B是表示第3-2实施方式中的图像读出动作时的检测用通道的电路结构的图。

图50A是表示刚将块从非运转状态切换为运转状态之后开始电荷的读出时的块的电力的供给状态的图。

图50B是表示与开始电荷的读出的定时相比预定的时间之前进行块从非运转状态向运转状态的切换时的块的电力的供给状态的图。

图51是表示第4-1实施方式的电子暗盒的动作步骤的流程图。

图52是表示块所担当的区域的所有的信号线为检测用通道时的读出电荷的期间的详细情况的图。

图53是表示奇数列为检测用通道时且MUX为仅具有1列1列地依次选择的功能的一般的MUX时的、读出电荷的期间的详细情况的图。

图54是表示奇数列为检测用通道时且MUX为具有仅选择来自检测用通道的检测用CA的模拟电压信号的功能的MUX时的、读出电荷的期间的详细情况的图。

图55是表示在开始各块的电荷的读出之前进行各块从运转状态向非运转状态的切换的例子的图。

图56是表示在各块的电荷的读出结束之后进行各块从运转状态向非运转状态的切换的例子的图。

图57是表示在各块的间歇性的读出电荷的期间的间隙进行各块从运转状态向非运转状态切换的例子的图。

图58是表示通过AED动作检测出X射线的照射开始之后至图像读出动作开始之前为止，将所有的块设为运转状态的第4-3实施方式的图。

图59是表示向CA的供给电力的图表。

图60是表示第5发明的电子暗盒的动作步骤的流程图。

图61是表示ADC的时钟信号的每单位时间的脉冲数的图表。

图62是表示第6发明的电子暗盒的动作步骤的流程图。

图63是第7发明的块与其周边的电路结构，是表示图像读出动作时的状态的图。

图64是第7发明的块与其周边的电路结构，是表示AED动作时的状态的图。

具体实施方式

1.第1发明

[第1-1实施方式]

在图1中，使用X射线作为放射线来进行拍摄的X射线摄影系统10具备X射线产生装置11和X射线摄影装置12，例如设置于医疗设施内的放射线科的摄影室内。X射线产生装置11具有X射线源13、控制X射线源13的射线源控制装置14及与射线源控制装置14连接的照射开关15。X射线摄影装置12具有作为放射线图像检测装置的电子暗盒16和控制台17。

在摄影室中，除了X射线摄影系统10以外，还设置有以立位姿势对作为被摄体的患者P进行拍摄的立位摄影台18及以卧位姿势对患者P进行拍摄的卧位摄影台19。X射线源13由立位摄影台18和卧位摄影台19共用。另外，在图1中，示出在立位摄影台18上固定有电子暗盒16，并以立位姿势进行患者P的X射线摄影的情况。

众所周知，X射线源13具有产生X射线的X射线管和限定从X射线管产生的X射线向患者P的照射场的照射场限定器(也称为准直器)。射线源控制装置14控制施加到X射线管的管电压、管电流及X射线的照射时间。射线源控制装置14中根据胸部、腹部等摄影部位预先存储有多种包含管电压、管电流及照射时间的X射线的照射条件，由操作员从其中选择输入所期望的照射条件。该照射条件也能够考虑患者P的体形等而由操作员微调。

照射开关15在开始X射线的照射时由操作员操作。照射开关15为2级按压型，在照射开关15被按到第1级(被半按)时，射线源控制装置14开始向X射线源13照射X射线之前的准备动作。在照射开关15被按(被全按)至第2级时，射线源控制装置14开始基于X射线源13的X射线的照射。射线源控制装置14具有开始了X射线的照射时开始计时的计时器，在由计时器计时的时间达到照射条件中设定的照射时间时，停止基于X射线源13的X射线的照射。

电子暗盒16检测从X射线源13照射而透射了患者P的X射线的X射线图像。控制台17例如以笔记本型个人电脑之类的计算机为基础并安装操作系统等控制程序或各种应用程序而构成。控制台17具有显示器20及触控板或键盘等输入器件21。控制台17将基于GUI(Graphical User Interface：图形用户界面)的具备操作功能的各种操作画面显示于显示器20，通过各种操作画面接收来自输入器件21的由操作员进行的各种操作指示的输入。

电子暗盒16和控制台17具备用于相互进行无线通信的无线通信部22、23。电子暗盒16和控制台17经由这些各无线通信部22、23将包含摄影菜单的各种信息或X射线图像进行无线通信。

各无线通信部22、23由天线、调制解调电路、传送控制部等构成。调制解调电路进行将所发送的数据载置于载波(也称为载流子)的调制和从由天线接收到的载波取出数据的解调。传送控制部进行按照无线LAN(Local Area Network：局域网)标准的传送控制。

控制台17接收向操作员指示X射线摄影的摄影订单的输入。摄影订单例如从放射线信息系统(RIS；Radiology Information System，未图示)输入到控制台17。

在图2中，摄影订单具有订单ID(Identification Data：识别数据)、患者ID、摄影部位/姿势/方向等项目。订单ID为识别各个摄影订单的记号或号码，由RIS自动赋予。患者ID的项目中记载有摄影对象的患者P的患者ID。患者ID为识别各个患者P的记号或号码。

摄影部位/姿势/方向的项目中记载有发布了摄影订单的医生所指定的摄影部位、姿势及摄影方向。摄影部位为头部、颈椎、胸部、腹部、手、手指、肘部、膝盖等人体的部位。姿势为立位、卧位、坐位等患者P的姿势，摄影方向为正面、侧面、背面等相对于X射线的患者P的朝向。虽然省略图示，但摄影订单中除了上述各项目以外，还设定有如患者P的姓名、性别、年龄、身长、体重之类的患者信息的项目。另外，可以设定如发布了摄影订单的诊疗科、发布了摄影订单的医生、由RIS接收到摄影订单的日期时间、术后的经过观察或治疗药的效果判定等摄影目的、医生向操作员的委托事项之类的项目。

另外，关于摄影订单，存在对于1位患者P有1个的情况，也存在对1位患者P同时发布几个的情况。当对1位患者P同时发布了多个摄影订单时，对多个摄影订单的订单ID赋予表示是对1位患者P的摄影订单的识别符号。

控制台17中存储有图3所示的菜单/条件表25。菜单/条件表25中以建立关联的方式登记有摄影部位、姿势及摄影方向成为1组的摄影菜单和与其相对应的照射条件。另外，可以设定从上述摄影菜单中去除了姿势的摄影部位及摄影方向成为1组的摄影菜单或与如层析摄影之类的特殊摄影相对应的摄影菜单。

控制台17通过操作员的操作将对图2所示的摄影订单的内容进行了列表化的摄影订单列表显示于显示器。操作员阅览摄影订单列表并确认摄影订单的内容。接着，控制台17将菜单/条件表25的内容以能够设定摄影菜单的形态显示于显示器。操作员选择并设定与在摄影订单中指定的摄影部位/姿势/方向一致的摄影菜单。并且，操作员将对应于与所选择的摄影菜单相对应的照射条件的照射条件设定在射线源控制装置14中。

控制台17将由操作员设定的摄影菜单及与所设定的摄影菜单相对应的照射条件、订单ID、识别自身的记号或号码即控制台ID等各种信息作为摄影准备指示而经由无线通信部23发送到电子暗盒16。

并且，控制台17将来自电子暗盒16的X射线图像例如设为按照DICOM(DigitalImaging and Communication in Medicine：医学数字成像与通信)标准的形式的图像文件，并将其发送到医疗图像保管通信系统(PACS；Picture Archiving and CommunicationSystem，未图示)。图像文件是X射线图像与订单ID、患者信息、摄影菜单、照射条件、识别电子暗盒16的记号或号码即暗盒ID等图像附带信息以1个图像ID建立关联而得到的。发布了摄影订单的诊疗科的医生利用诊疗科的终端等访问PACS并下载图像文件，从而能够阅览X射线图像。

在图4中，电子暗盒16由传感器面板30、电路部31、容纳这些的呈长方体形状的能够移动的框体32构成。框体32例如为与胶片暗盒或IP(Imaging Plate：成像板)暗盒、CR(Computed Radiography：计算机X射线摄影)暗盒大致相同的、按照国际标准ISO(International Organization for Standardization：国际标准化组织)4090：2001的大小。另外，在框体32中除了传感器面板30和电路部31以外，容纳有前述无线通信部22或向电子暗盒16的各部供给电力的电池65(参考图5)、用于经由电缆与控制台17有线连接的有线通信部66(参考图5)等。当使用了无线通信部22时，电子暗盒16利用来自电池65的电力而被驱动，能够以所谓的无线方式使用。

在框体32的前表面32A形成有矩形状的开口，开口上安装有具有X射线透射性的透射板33。电子暗盒16以前表面32A与X射线源13对置的姿势被定位。另外，虽然省略图示，但在框体32中设置有切换电源的开/关的开关、或通知如电池65的剩余使用时间、摄影准备完成状态之类的电子暗盒16的动作状态的指示器。

传感器面板30由闪烁器34和光检测基板35构成。闪烁器34和光检测基板35从X射线入射的前表面32A侧观察以闪烁器34、光检测基板35的顺序层叠。闪烁器34具有CsI：Tl(铊激活的碘化铯)或GOS(Gd₂O₂S：Tb、铽激活的氧硫化钆)等荧光体，将经由透射板33入射的X射线转换为可见光而释放。另外，也可以使用从X射线入射的前表面32A侧观察以光检测基板35、闪烁器34的顺序层叠的传感器面板。并且，也可以使用利用非晶硒等光导电膜将X射线直接转换为电荷的直接转换型的传感器面板。

光检测基板35检测从闪烁器34释放的可见光并将其转换为电荷。电路部31控制光检测基板35的驱动，并且根据从光检测基板35输出的电荷来生成X射线图像。

在图5中，光检测基板35是在玻璃基板(未图示)上设置以N行×M列的二维矩阵状排列的像素40、N根栅极线41及M根信号线42而得到的。栅极线41在沿像素40的行方向的X方向延伸，且在沿像素40的列方向的Y方向上以预定的间距配置。信号线42在Y方向上延伸，且在X方向上以预定的间距配置。栅极线41与信号线42正交，对应于栅极线41与信号线42的交叉点而设置有像素40。

N、M为2以上的整数。在本例中，设为N＝2880、M＝2304(参考图7)而进行说明。另外，像素40的行列数并不限定于此。并且，像素40的排列可以不是如图5那样的正方排列，可以使像素40倾斜45°且将像素40以交错状配置。

众所周知，各像素40具备通过可见光的入射产生电荷(电子-空穴对)并将其进行积蓄的光电转换部43及作为开关元件的TFT(Thin Film Transistor：薄膜晶体管)44。光电转换部43具有配置有产生电荷的半导体层和其上下的上部电极及下部电极的结构。半导体层例如为PIN(p-intrinsic-n)型，在上部电极侧形成有N型层，在下部电极侧形成有P型层。TFT44中，栅极电极与栅极线41连接，源电极与信号线42连接，漏极电极与光电转换部43的下部电极连接。另外，作为开关元件的种类，可以使用CMOS(Complementary Metal OxideSemiconductor：互补型金属氧化物半导体)型的传感器面板，而不是TFT型。

在光电转换部43的上部电极连接有偏置线(未图示)。通过该偏置线向上部电极施加正的偏置电压。通过正的偏置电压的施加而在半导体层内产生电场。因此，通过光电转换而在半导体层内产生的电子-空穴对中的电子向上部电极移动而被偏置线吸收，空穴向下部电极移动而作为电荷被收集。

在电路部31设置有栅极驱动部50、信号处理电路51、存储器52、供电部53及控制这些的控制部54。

栅极驱动部50与各栅极线41的端部连接，并发出驱动TFT44的栅极脉冲G(R)(R＝1～N)。控制部54通过栅极驱动部50驱动TFT44，且通过控制信号处理电路51来进行从像素40读出暗电荷并复位(丢弃)的像素复位动作、将与X射线的到达剂量相应的电荷积蓄在像素40中的像素电荷积蓄动作、用于读出用于诊断的X射线图像的图像读出动作及用于检测X射线的照射开始的AED动作。

图像读出动作为如下动作：在X射线的照射开始后，经过像素电荷积蓄期间之后，从像素40通过信号线42读出电荷，并输出与所读出的电荷相对应的数字信号所表示的X射线图像。相对于此，AED动作为如下动作：从X射线的照射开始前开始，从像素40通过信号线42读出电荷，并根据与所读出的电荷相对应的数字信号来检测X射线的照射开始。

信号处理电路51通过信号线42从像素40读出与电荷相应的模拟电压信号V(C)(C＝1～M)来进行信号处理。信号处理电路51包含CA60、相关双采样电路(以下CDS(Correlated Double Sampling))61、MUX部62及ADC部63。

CA60按信号线42设置，且与信号线42的一端连接。CA60输出与从像素40通过信号线42流入的电荷相应的模拟电压信号V(C)。CDS61与CA60同样地按信号线42设置。CDS61对来自CA60的模拟电压信号V(C)实施周知的相关双采样处理，以从模拟电压信号V(C)去除CA60的复位噪声成分。

在MUX部62连接有CA60。在CA60与MUX部62之间配置有CDS61。另外，在MUX部62的后段连接有ADC部63。MUX部62依次选择经由CDS61输入的来自多个CA60的模拟电压信号V(C)，并将所选择的模拟电压信号V(C)输出到ADC部63。ADC部63执行将来自MUX部62的模拟电压信号V(C)转换为与其电压值相应的数字信号DS(C)的AD转换处理。而且，将所转换的数字信号DS(C)输出到存储器52。存储器52存储来自ADC部63的数字信号DS(C)。存储器52至少具有存储1个画面的量的X射线图像的容量。

供电部53在控制部54的控制下将来自电池65的电力供给到各部。电池65例如以装卸自如的方式安装于框体32的与前表面32A相反的一侧的背面。

控制部54接受由无线通信部22或有线通信部66接收到的来自控制台17的各种信息，并进行与各种信息相应的控制。例如，控制部54根据照射条件来变更信号处理电路51的处理条件。

在图6中，CA60具有运算放大器70、电容器71及放大器复位开关72。运算放大器70具有2个输入端子和1个输出端子，在2个输入端子中的一个连接有信号线42，在另一个连接有接地线。电容器71及放大器复位开关72并联连接于连接有信号线42的输入端子与输出端子之间。

CA60通过将从信号线42流入的电荷积蓄在电容器71而累计电荷，并输出与累计值相对应的电压值即模拟电压信号V(C)。放大器复位开关72通过控制部54被驱动控制。通过将放大器复位开关72设为接通状态，积蓄在电容器71中的电荷被复位(丢弃)。

CDS61具有第1采样保持电路(以下，缩写为S/H)73A及第2S/H73B和差分放大器74。当TFT44为断开状态时，第1S/H73A采样并保持CA60的复位噪声成分。第2S/H73B根据TFT44成为接通状态而流入的电荷来采样并保持从CA60输出的模拟电压信号V(C)。差分放大器74取保持于两个S/H73A、73B中的复位噪声成分与模拟电压信号V(C)的差分。由此，输出噪声被去除的模拟电压信号V(C)。

在图7中，栅极驱动部50例如具有第1～第12的共计12个栅极驱动电路75。各栅极驱动电路75分担各栅极线41。由于像素40的行N＝2880，因此如在第1栅极驱动电路75上连接有像素40的第1行～第240行的栅极线41，在第2栅极驱动电路75上连接有第241行～第480行的栅极线41那样，在1个栅极驱动电路75上连接有2880/12＝240根栅极线41。因此，1个栅极驱动电路75担当从240行的量的像素40读出电荷。

MUX部62例如具有第1～第16的共计16个MUX76。各MUX76分担各信号线42。由于像素40的列M＝2304，因此如在第1MUX76上连接有像素40的第1列～第144列的信号线42，在第2MUX76上连接有第145列～第288列的信号线42那样，在1个MUX76上连接有2304/16＝144根信号线42。因此，1个MUX76选择性地输出基于来自144列的量的像素40的电荷的模拟电压信号V(C)。以下，将由与该相邻的多个信号线42连接的像素40构成的区域称为区域AR(AR1～AR16)。

各MUX76具有多个输入端子。在该多个输入端子上将CDS61介于其间而连接有多个CA60。

ADC部63与MUX部62的第1～第16MUX76同样地具有第1～第16的共计16个ADC77。这些第1～第16ADC77与第1～第16MUX76的后段分别连接。第1～第16MUX76按区域AR1～AR16设置，因此第1～第16ADC77也按区域AR1～AR16设置。

如第1ADC77将从第1MUX76依次输出的模拟电压信号V(1)～V(144)转换为数字信号DS(1)～DS(144)，第2ADC77将从第2MUX76依次输出的模拟电压信号V(145)～V(288)转换为数字信号DS(145)～DS(288)那样，1个ADC77分担基于来自144列的量的像素40的电荷的数字信号DS(V)的AD转换处理。

如图8所示，1个MUX76、与其输入端子连接的多个CA60及CDS61及与MUX76的输出端子连接的1个ADC77构成1个块BL。块BL存在与区域AR相同数量的16个。

如虚线所示，由分别担当相邻的4个区域AR1～AR4的CA60、CDS61、MUX(第1～第4MUX)76及ADC(第1～第4ADC)77构成的块BL1～BL4安装于同一芯片CP1上。同样地，由分别担当区域AR5～AR8的CA60、CDS61、MUX(第5～第8MUX)76及ADC(第5～第8ADC)77构成的块BL5～BL8安装于芯片CP2上。由分别担当区域AR9～AR12的CA60、CDS61、MUX(第9～第12MUX)76及ADC(第9～第12ADC)77构成的块BL9～BL12安装于芯片CP3上。由分别担当区域AR13～AR16的CA60、CDS61、MUX(第13～第16MUX)76及ADC(第13～第16ADC)77构成的块BL13～BL16安装于芯片CP4上。这些芯片CP1～CP4在物理上完全分离。

另外，栅极驱动电路75的个数及1个栅极驱动电路75所担当的像素40的行的数量并不限于本例的12个及240行。同样地，MUX76及ADC77的个数(块BL的个数)及1个MUX76及ADC77所担当的像素40的列的数量(1个块BL中所包含的像素40的列的数量)以及构成1个芯片CP的块BL的数量也并不限于本例，是任意的。例如，可以将1个块BL中所包含的像素40的列的数量设为256列，将块BL的个数设为9个。并且，也可以将1个块BL中所包含的像素40的列的数量设为128列，将块BL的个数设为18个。

图9中，作为一例，示出了第1列～第144列的区域AR1的数字信号DS(1)～DS(144)的读出步骤。在图9中，示出了与通过信号线42从像素40读出的电荷相应的、已去除复位噪声的模拟电压信号V(1)～V(144)出现在CDS61的输出端子的状态。

在该状态下，首先，如图9A所示，通过第1MUX76选择第1列的模拟电压信号V(1)。由此，模拟电压信号V(1)输入到第1ADC77中，通过第1ADC77转换为数字信号DS(1)。接着，如图9B所示，通过第1MUX76选择第2列的模拟电压信号V(2)。由此，模拟电压信号V(2)输入到第1ADC77中，通过第1ADC77转换为数字信号DS(2)。随后，如图9C所示，通过第1MUX76选择第3列的模拟电压信号V(3)。由此，模拟电压信号V(3)输入到第1ADC77中，通过第1ADC77转换为数字信号DS(3)。

通过在第1MUX76和第1ADC77中反复进行这样的一系列动作，最终，如图9D所示，第144列的模拟电压信号V(144)转换为数字信号DS(144)，并结束第1列～第144列的区域AR1的数字信号DS(1)～DS(144)的读出。关于其他区域AR2～AR16的各MUX76及各ADC77也相同。

如图10所示，当从无线通信部22或有线通信部66接受到来自控制台17的包含摄影菜单的各种信息即摄影准备指示时，控制部54开始AED动作。在AED动作中，在像素40的光电转换部43中产生的电荷通过信号处理电路51转换为数字信号DS(C)并存储于存储器52中。以下，将在该AED动作中存储于存储器52中的数字信号DS(C)表述为剂量信号DDS(C)。另外，控制部54在接受摄影准备指示之前进行待机动作。待机动作仅仅是向光电转换部43的上部电极施加偏置电压，而向信号处理电路51等不供给电力的状态。

剂量信号DDS(C)以预先规定的间隔被反复读出。通过1次读出得到的剂量信号DDS(C)相当于每单位时间的X射线的入射剂量。当已开始X射线的照射时，每单位时间的X射线的入射剂量逐渐增加，因此与其相应地，剂量信号DDS(C)的值也增加。

每当在存储器52中存储剂量信号DDS(C)时，控制部54从存储器52读出剂量信号DDS(C)，并比较剂量信号DDS(C)与预先设定的照射开始判定阈值的大小。当剂量信号DDS(C)大于照射开始判定阈值时，控制部54判定为已开始X射线的照射。由此，无需接收从射线源控制装置14通知X射线的照射开始定时的定时信号，便能够用电子暗盒16检测X射线的照射开始。

当检测到X射线的照射开始时，控制部54在进行像素复位动作之后(在图10中未图示)进行像素电荷积蓄动作。控制部54与射线源控制装置14同样地具有在检测到X射线的照射开始时开始计时的计时器，在由计时器计时的时间达到由控制台17设定的照射条件的照射时间时，判定为已结束X射线的照射。若检测到X射线的照射结束，则控制部54结束像素电荷积蓄动作，并进行图像读出动作。由此，结束得到1个画面的量的X射线图像的1次X射线摄影。图像读出动作结束后，控制部54再次返回到待机动作。

如图11所示，在像素复位动作及图像读出动作中，从第1行至第2880行为止依次从栅极驱动电路75向各栅极线41施加栅极脉冲G(R)。在像素复位动作中，来自像素40的电荷通过信号线42向CA60的电容器71流动而积蓄，但该电荷不会通过放大器复位开关72的工作读出而被丢弃。

相对于此，在图像读出动作中，如图9所示，读出基于来自像素40的电荷的数字信号DS(C)，并将其作为供诊断的X射线图像而存储于存储器52中。以下，为了与AED动作的剂量信号DDS(C)区分，将通过图像读出动作而读出的数字信号DS(C)表述为图像信号DIS(C)。

如图12所示，控制部54在图像读出动作中将第1～第16ADC77全部设为运转状态(相当于第1状态)。而且，在图像读出动作中，使第1～第16ADC77在相同的定时并行动作。与第1～第16ADC77连接的第1～第16MUX76也在图像读出动作中全部设为运转状态，并在相同的定时并行动作。因此，在图像读出动作中，从各区域AR1～AR16的最前列至最后列为止在相同的定时依次读出相同列的图像信号DIS(C)。例如，在相同的定时读出各区域AR1～AR16的最前列的第1列、第145列、第289列、……、第2161列的图像信号DIS(1)、DIS(145)、DIS(289)、……、DIS(2161)。进而，与第1～第16MUX76连接的CA60及CDS61也在图像读出动作中全部成为运转状态。

在图像读出动作结束之后的待机动作中，控制部54将第1～第16ADC77全部设为非运转状态(相当于第2状态)。第1～第16MUX76、CA60及CDS61在待机动作中也全部成为非运转状态。

如图13所示，在AED动作中，从第1～第12栅极驱动电路75分别担当的开头行至最终行为止依次向相同行的各栅极线41同时施加栅极脉冲G(R)。例如，向第1栅极驱动电路75的开头行的第1行、第2栅极驱动电路75的开头行的第241行、第3栅极驱动电路75的开头行的第481行、……、第12栅极驱动电路75的开头行的第2639行的各栅极线41同时施加栅极脉冲G(1)、G(241)、G(481)、……、G(2639)，接着，向开头行的下一行的第2行、第242行、第482行、……、第2640行的各栅极线41同时施加栅极脉冲G(2)、G(242)、G(482)、……、G(2640)。

如此，在AED动作中，向240行间隔的共计12行的栅极线41同时施加栅极脉冲G(R)。因此，12行的TFT44同时成为接通状态，来自12行的像素40的电荷通过各列的信号线42进行加法运算并输入到CA60中。因此，当各像素40中的产生电荷相同时，通过AED动作得到的剂量信号DDS(C)成为通过图像读出动作得到的图像信号DIS(C)的大致12倍。由此，能够提高剂量信号DDS(C)的S/N(Signal-to-Noise：信噪)比。

每当基于12行的量的电荷的剂量信号DDS(C)存储于存储器52时，控制部54比较剂量信号DDS(C)与照射开始判定阈值来判定是否已开始X射线的照射。剂量信号DDS(C)输出2304列的量，但控制部54比较2304个剂量信号中的1个代表值与照射开始判定阈值。代表值例如为2304个剂量信号的平均值、最大值、众数等。

在像素电荷积蓄动作中，从栅极驱动电路75向栅极线41不施加栅极脉冲G(R)，各像素40的TFT44全部成为断开状态。

另外，在像素复位动作中，也可以如图13所示从第1～第12栅极驱动电路75分别担当的开头行至最终行为止向相同行的各栅极线41同时施加栅极脉冲G(R)，而不是如图11所示向各栅极线41依次施加栅极脉冲G(R)。或者，可以向各栅极线41同时施加栅极脉冲G(R)并从所有像素40一次性读出电荷。

如图14所示，控制部54在AED动作中周期性地切换第1～第16ADC77的电力的供给状态，具体而言，周期性地切换运转状态和非运转状态。并且，控制部54将第1～第16ADC77的电力的供给状态的切换定时错开。具体而言，首先，控制部54将各芯片CP1～CP4的开头的第1、第5、第9、第13ADC77设为运转状态，在经过时间T之后切换为非运转状态。进行该切换的同时，将相邻的第2、第6、第10、第14ADC77设为运转状态，同样地，在经过时间T之后切换为非运转状态。随后，在将第3、第7、第11、第15ADC77设为时间T运转状态之后，将各芯片CP1～CP4的末尾的第4、第8、第12、第16ADC77设为时间T运转状态。而且，反复进行这一系列的电力的供给状态的切换。

第1～第16ADC77按区域AR1～AR16设置，因此图14可以说以担当区域AR的ADC77的单位切换ADC77的电力的供给状态。并且，第1、第5、第9、第13ADC77、第2、第6、第10、第14ADC77、第3、第7、第11、第15ADC77及第4、第8、第12、第16ADC77分别属于在相同的定时切换电力的供给状态的组。而且，这些组的电力的供给状态的定时被错开。另外，在属于相同组中的2个ADC77之间配置有3个ADC77。例如，在属于相同组中的第1ADC77与第5ADC77之间配置有第2～第4ADC77的共计3个ADC77。

时间T为在AED动作中从各ADC77所担当的像素40的列的所有144列中读出剂量信号DDS(C)所需要的时间。在各芯片CP1～CP4中分4次进行剂量信号DDS(C)的读出，因此从所有2304列中读出剂量信号DDS(C)所需要的时间(以下，称为剂量信号DDS(C)的读出周期)为T×4＝4T。

通过AED动作得到的剂量信号DDS(C)与通过图像读出动作得到的图像信号DIS(C)不同，并不用作患者P的图像信息。因此，在AED动作中，如图13所示，向共计12行的栅极线41同时施加栅极脉冲G(R)，并通过各列的信号线42对来自12行的像素40的电荷进行加法运算。并且，如图14所示，在AED动作中，不将第1～第16ADC77如图像读出动作时那样始终设为运转状态，而是周期性地切换电力的供给状态。

在此，运转状态是指如图15的右侧所示，发挥ADC77的功能所需要的电力PON_A供给到ADC77的状态。电力PON_A相当于第1电力。即，如上所述，运转状态相当于第1状态。另一方面，非运转状态是指如图15的左侧所示，低于电力PON_A且ADC77无法发挥功能的电力PSL_A供给到ADC77的状态。电力PSL_A相当于第2电力。即，如上所述，非运转状态相当于第2状态。

如图12及图14所示，控制部54具有在作为第1状态的运转状态与作为第2状态的非运转状态之间切换向ADC77的电力的供给状态的功能。

具体而言，发挥ADC77的功能所需要的电力PON_A为图像读出动作时所需要的电力。另外，可以将低于图像读出动作时所需要的电力但供给能够发挥ADC77的功能的电力的状态设为运转状态。

在图15中，将电力PSL_A设为0以上的值，但电力PSL_A也可以为0。即，可以将向ADC77完全不供给电力的断电状态设为非运转状态。并且，也可以停止供给规定ADC77的动作定时的时钟信号，将ADC77的耗电量实质上为0的状态设为非运转状态。

如图12所示，在图像读出动作中，第1～第16ADC77全部始终为运转状态，因此当将单位时间设为T时，每单位时间T的运转状态(第1状态)的ADC77的个数为16。相对于此，如图14所示，在AED动作中，第1～第16ADC77中的4个ADC77在相同的定时运转，因此每单位时间T的运转状态的ADC77的个数为4。因此，如图16所示，当将图像读出动作时的每单位时间T的个数16标准化而设为1时，AED动作时的每单位时间T的个数成为4/16＝0.25，与图像读出动作时相比个数减少。

另外，虽然省略图示及详细说明，但关于构成ADC77和块BL的CA60、CDS61及MUX76，控制部54也与ADC77联动而切换电力的供给状态。

接着，参考图17的流程图对基于上述结构的作用进行说明。当用X射线摄影系统10对X射线图像进行拍摄时，操作员接通电子暗盒16的电源。控制部54执行待机动作(步骤ST100)。

操作员经由控制台17的输入器件21设定所期望的摄影菜单。由此，所设定的摄影菜单及与所设定的摄影菜单相对应的照射条件等各种信息作为摄影准备指示而从控制台17发送到电子暗盒16。

在设定摄影菜单之后，操作员根据与对应于所设定的摄影菜单的照射条件相同的照射条件、或将对应于所设定的摄影菜单的照射条件根据患者P的体格等进行了微调的照射条件设定在射线源控制装置14中。操作员将电子暗盒16固定于立位摄影台18和卧位摄影台19中的任一个上，并将X射线源13、电子暗盒16及患者P定位在所期望的位置。然后，操作员按压照射开关15来驱动X射线源13，朝向患者P照射X射线。另外，摄影菜单的设定及照射条件的设定和患者P等的定位的顺序也可以前后颠倒。

包含摄影菜单的各种信息即摄影准备指示由无线通信部22或有线通信部66接收，并由控制部54接受(在步骤ST110中“是”)。在接受摄影准备指示之后，控制部54执行AED动作。在该AED动作中，如图14所示，第1～第16ADC77周期性地切换电力的供给状态(步骤ST120、照射开始检测步骤)。

在控制部54中，比较通过AED动作得到的剂量信号DDS(C)与照射开始判定阈值的大小(步骤ST130)。随着X射线的照射，剂量信号DDS(C)的值变大。而且，当剂量信号DDS(C)大于照射开始判定阈值时(在步骤ST130中“是”)，由控制部54判定为已开始X射线的照射(步骤ST140)。控制部54执行像素电荷积蓄动作(步骤ST150)。另外，当在预定时间以内剂量信号DDS(C)不大于照射开始判定阈值(在步骤ST160中“是”)且电源未被断开时(在步骤ST190中“否”)，控制部54再次返回到待机动作(步骤ST100)。

在控制部54中，在检测到X射线的照射开始时，开始基于计时器的计时。直至由该计时器计时的时间达到由控制台17设定的照射条件的照射时间为止，持续进行像素电荷积蓄动作。当计时器的计时时间达到照射条件的照射时间时(在步骤ST170中“是”)，控制部54执行图像读出动作。在该图像读出动作中，如图12所示，第1～第16ADC77全部始终成为运转状态(步骤ST180、图像读出步骤)。直至电源被断开(在步骤ST190中“是”)为止，持续进行这一系列动作。

通过图像读出动作得到的图像信号DIS(C)作为X射线图像而从无线通信部22或有线通信部66发送到控制台17。X射线图像显示于显示器20而供操作员阅览。

通过切换第1～第16ADC77的电力的供给状态，与图像读出动作时相比减少AED动作时的每单位时间T的运转状态的ADC77的个数，因此能够减少在AED动作中信号处理电路51所消耗的电力。

以往，在AED动作中，第1～第16ADC77也与图像读出动作时同样地始终为运转状态，每单位时间的运转状态的ADC77的个数与图像读出动作时相同。因此，在与读出1个画面的量的X射线图像就结束的图像读出动作相比动作时间长的AED动作中，消耗掉非常多的电力。尤其，在用电池65驱动的电子暗盒16的情况下，若耗电量多，则必须对电池65频繁地进行充电，导致摄影效率变差。

但是，本第1发明中，在AED动作中能够减少信号处理电路51所消耗的电力。因此，电池65比以往持续更长时间，由此电池65的充电次数也减少，因此能够提高摄影效率。

作为与图像读出动作时相比减少AED动作时的每单位时间T的运转状态的ADC77的个数的方法，可以考虑将特定的ADC77始终设为非运转状态。但是，若将特定的ADC77始终设为非运转状态，则该ADC77所担当的区域AR的剂量信号DDS(C)不会被读出。即，会存在无法通过AED动作而覆盖的区域AR。

相对于此，本实施方式中，如图14所示，周期性地切换第1～第16ADC77的所有的电力的供给状态，并且与图像读出动作时相比减少AED动作时的每单位时间T的运转状态的ADC77的个数。因此，除了可得到在AED动作中能够减少信号处理电路51所消耗的电力的效果以外，还可得到从所有区域AR1～AR16均能够读出剂量信号DDS(C)且能够覆盖所有区域AR1～AR16的效果。

并且，作为与图像读出动作时相比减少AED动作时的每单位时间T的运转状态的ADC77的个数的另一方法，还可以考虑将特定的ADC77始终设为运转状态并将剩余的ADC77始终设为非运转状态。但是，若将特定的ADC77不始终设为运转状态而如本实施方式的第1～第16ADC77那样周期性地切换电力的供给状态，则能够进一步减少信号处理电路51所消耗的电力，这是很明确的。

根据以上，可以说与将特定的ADC77始终设为非运转状态或者将特定的ADC77始终设为运转状态并将剩余的ADC77始终设为非运转状态的情况相比，在AED动作中周期性地切换多个ADC77中的至少1个ADC77的电力的供给状态是更有效的。

在图像读出动作时，将ADC77全部设为运转状态，因此能够获取良好画质的X射线图像。

[第1-2实施方式]

在图18所示的第1-2实施方式中，通过控制部54将第1～第16ADC77的所有的电力的供给状态的切换定时错开。即，首先，将第1ADC77设为时间T运转状态。然后，随后将第2ADC77设为时间T运转状态，另外，将第3ADC77设为时间T运转状态。直至第16ADC77为止，持续进行该电力的供给状态的切换，在将第16ADC设为时间T运转状态之后，再次返回到第1ADC77，并将其设为时间T运转状态。而且，反复进行这一系列的电力的供给状态的切换。

在该情况下，剂量信号DDS(C)的读出周期成为T×16＝16T，花费比上述第1-1实施方式的4T更长的时间。但是，由于每单位时间T的运转状态的ADC77的个数为1，因此将图像读出动作时的每单位时间T的个数16标准化时的AED动作时的每单位时间T的个数成为1/16＝0.0625，与上述第1-1实施方式的0.25相比，能够进一步减少个数。

[第1-3实施方式]

在图19中示出第1-3实施方式。在上述第1-1实施方式中，对在属于相同组中的2个ADC77之间配置有3个ADC77的例子进行了说明，但也可以如本第1-3实施方式那样，在属于相同组中的2个ADC77之间均不存在ADC77。换言之，属于相同组中的2个ADC77可以相邻。

在图19中，第1、第2ADC77、第3、第4ADC77、第5、第6ADC77、第7、第8ADC77、……、第13、第14ADC77及第15、第16ADC77分别为在相同的定时切换电力的供给状态的组。但是，在属于相同组中的2个ADC77之间均不存在ADC77，它们是相邻的。

[第1-4实施方式]

在图20中示出第1-4实施方式。在上述各实施方式中，以区域AR单位切换ADC77的电力的供给状态，也可以如本第1-4实施方式那样，通过控制部54以芯片CP单位切换ADC77的电力的供给状态。具体而言，首先，控制部54将芯片CP1的第1～第4ADC77设为运转状态，在经过时间T之后切换为非运转状态。接着，将芯片CP2的第5～第8ADC77设为运转状态，同样地在经过时间T之后切换为非运转状态。随后，在将芯片CP3的第9～第12ADC77设为时间T运转状态之后，将芯片CP4的第13～第16ADC77设为时间T运转状态。而且，反复进行这一系列的电力的供给状态的切换。

如此，若以芯片CP单位切换ADC77的电力的供给状态，则与区域AR单位的情况相比控制变得简单。并且，也能够对应不是按块BL具有切换电力的供给状态的功能的芯片CP。

[第1-5实施方式]

在图21中示出第1-5实施方式。在上述各实施方式中，周期性地切换所有的ADC77的电力的供给状态，但本发明并不限定于此。也可以如本第1-5实施方式那样，将至少1个ADC77始终设为非运转状态。

在图21中，在第1-5实施方式中，如第2、第4、第6、……、第16之类的偶数号的ADC77通过控制部54在AED动作中始终成为非运转状态。另一方面，如第1、第3、第5、……、第15之类的奇数号的ADC77如上述各实施方式那样周期性地切换电力的供给状态。如此，可以存在在AED动作中始终成为非运转状态的ADC77。当着眼于1个ADC77时，若始终设为非运转状态，则与周期性地切换电力的供给状态相比，能够减少耗电量。

另外，与此相反地，也可以存在与图像读出动作时同样地在AED动作中始终成为运转状态的ADC77(参考图27)。但是，在该情况下，无论是周期性还是始终，在AED动作中成为非运转状态的ADC77需存在至少1个。这是因为，若将所有的ADC77始终设为运转状态，则成为与图像读出动作时相同的状态，与图像读出动作时相比，AED动作时的每单位时间的运转状态的ADC77的个数不会减少。

[第1-6实施方式]

在图22及图23中示出第1-6实施方式。在上述各实施方式中，例如，如图14所示的上述第1-1实施方式的第1、第5、第9、第13ADC77和第2、第6、第10、第14ADC77那样，在一个ADC77从运转状态切换为非运转状态的定时将另一个ADC77从非运转状态切换为运转状态，但本发明并不限定于此。也可以如本第1-6实施方式那样，错开将一个ADC77从运转状态切换为非运转状态的定时与将另一个ADC77从非运转状态切换为运转状态的定时。

在图22中，第1、第5、第9、第13ADC77、第2、第6、第10、第14ADC77、第3、第7、第11、第15ADC77及第4、第8、第12、第16ADC77分别为在相同的定时切换电力的供给状态的组，在这点上与图14所示的上述第1-1实施方式相同。但是，在第1、第5、第9、第13ADC77为运转状态的途中，具体而言，在T/2的定时，将第2、第6、第10、第14ADC77设为运转状态等、在将一个ADC77从运转状态切换为非运转状态之前，将另一个ADC77从非运转状态切换为运转状态。

如此，通过错开将一个ADC77从运转状态切换为非运转状态的定时和将另一个ADC77从非运转状态切换为运转状态的定时，能够缩短剂量信号DDS(C)的读出周期。具体而言，在上述第1-1实施方式的情况下，剂量信号DDS(C)的读出周期为4T，相对于此，在图22中缩短为2.5T。

并且，在该情况下，4个ADC77在时间T期间成为运转状态，4个ADC77在时间T/2的期间成为运转状态，因此每单位时间T的运转状态的ADC77的个数为4+(4×0.5)＝6。

图22是以图14所示的上述第1-1实施方式为基础的例子，但图23是将第1～第16ADC77的所有的电力的供给状态的切换定时错开的、以图18所示的上述第1-2实施方式为基础的例子。在该情况下，也与图22的情况同样地，在第1ADC77为运转状态的途中的T/2的定时，将第2ADC77设为运转状态等，在将一个ADC77从运转状态切换为非运转状态之前，将另一个ADC77从非运转状态切换为运转状态。在该情况下，也能够将剂量信号DDS(C)的读出周期从图18的16T缩短为8.5T。并且，在该情况下的每单位时间T的运转状态的ADC77的个数为1.5。

[第1-7实施方式]

在图24中示出第1-7实施方式。在上述各实施方式中，将多个ADC77的电力的供给状态的切换定时错开，但在本第1-7实施方式中，通过控制部54使第1～第16ADC77的所有的电力的供给状态的切换定时一致。

在该情况下，剂量信号DDS(C)的读出周期为将所有的ADC77同时成为运转状态的前半部分的时间T和所有的ADC77同时成为非运转状态的后半部分的时间T相加的2T。并且，在该情况下的单位时间也不是T，而是2T。在最初的时间T的期间，16个所有的ADC77成为运转状态，在接下来的时间T中，均不是运转状态，因此每单位时间2T的运转状态的ADC77的个数为16/2＝8。

[第1-8实施方式]

在图25～图27中示出第1-8实施方式。在上述各实施方式中，在AED动作时，读出基于来自所有的像素40的电荷的剂量信号DDS(C)，可以说所有的像素40作为用于读出剂量信号DDS(C)的检测用像素起作用。但是，也可以不是所有的像素40，而是将多个像素40中的几个作为检测用像素而预先设定。另外，以下对检测用像素标注符号而标记为检测用像素90(参考图25)。并且，以下，将连接有检测用像素90的信号线42标记为检测用通道95(参考图25)。

图25是将属于各芯片CP1～CP4中芯片CP2、CP3所覆盖的区域AR5～AR12为止的共计8个区域AR中的所有的像素40设定为检测用像素90(以阴影线表示)的例子。在该情况下，检测用通道95为与芯片CP2的第5～第8MUX76及芯片CP3的第9～第12MUX76连接的信号线42。

例如，如图26所示，在AED动作中，控制部54将不担当检测用通道95的芯片CP1的第1～第4ADC77及芯片CP4的第13～第16ADC77始终设为非运转状态。并且，控制部54周期性地切换担当检测用通道95的芯片CP2的第5～第8ADC77及芯片CP3的第9～第12ADC77的电力的供给状态。

当设定检测用通道95时，不担当检测用通道95的ADC77即使在AED动作时成为运转状态也毫无意义，因此在AED动作中始终成为非运转状态。另一方面，担当检测用通道95的ADC77在AED动作中周期性地切换电力的供给状态。通过如此进行，可减少每单位时间T的运转状态的ADC77的个数。

图27中，不担当检测用通道95的ADC77在AED动作中始终成为非运转状态，在这点上与图26的情况相同。但是，在图27中，担当检测用通道95的ADC77(芯片CP2的第5～第8ADC77及芯片CP3的第9～第12ADC77)始终成为运转状态。从该图27的例子可知，本第1发明还包括非周期性地切换ADC77的电力的供给状态的情况。

另外，在图25中，将区域AR5～AR12的所有的信号线42设定为检测用通道95，例如也可以按第1列～第4列、第65列～第68列、第129列～第132列等4列以64列间隔设定检测用通道95，检测用通道95的设定方法是自由的。并且，设定为1根检测用通道95的检测用像素90也可以不是1列的量的所有的像素40，例如也可以仅将第3、第4栅极驱动电路75所担当的第481行～第960行的像素40设定为检测用像素90等，设定方法并没有特别限制。

[第1-9实施方式]

在图28～图31中示出第1-9实施方式。在上述各实施方式中，将用于通过图像读出动作得到图像信号DIS(C)的像素40作为用于通过AED动作得到剂量信号DDS(C)的检测用像素90而兼用，但本发明并不限定于此。可以与X射线图像检测用的像素40另行设置对AED动作特化的专用的检测用像素90X。

当设置AED动作专用的检测用像素90X时，像素40和检测用像素90X混合存在于光检测基板35上。由于光检测基板35的尺寸受限，因此若设置过多的检测用像素90X，则相应地设置像素40的空间减少，X射线图像的画质降低。并且，若将检测用像素90X设置于光检测基板35上的偏僻部位，则还可以考虑根据照射场的设定，X射线照射不到该部位的情况。因此，关于检测用像素90X，例如，如图28所示，优选设为将配置于1列的检测用通道95的检测用像素90X的个数设定为2880个中的12个等、相对于几百万个像素40将检测用像素90X设为几十～几百个的订单，且将检测用像素90X分散配置于光检测基板35上。

图29所示的检测用像素90X1的具备光电转换部43及TFT44的基本结构与像素40完全相同。因此，检测用像素90X1能够通过与像素40大致相同的制造工艺来形成。检测用像素90X1与像素40的不同点为TFT44的源电极和漏极电极被短路线100短路这点。即，在图29所示的检测用像素90X1中，光电转换部43通过短路线100与信号线42直接连接。该信号线42成为检测用通道95。

在检测用通道95中，在检测用像素90X1的光电转换部43中产生的电荷与TFT44的接通/断开状态无关地流出。因此，即使将TFT44设为断开状态而相同行的像素40在像素电荷积蓄动作中，在检测用像素90X1的光电转换部43中产生的电荷也始终通过检测用通道95流入到CA60。

在该情况下，与图25～图27所示的上述第1-8实施方式同样地，不担当检测用通道95的ADC77在AED动作中也始终成为非运转状态。并且，担当检测用通道95的ADC77在AED动作中周期性地切换电力的供给状态或者始终成为运转状态。

作为光电转换部43与信号线42直接连接的短路像素，也可以代替图29所示的检测用像素90X1而如图30所示的检测用像素90X2那样拆除TFT44而仅由光电转换部43构成。另外，在图29及图30所示的例子中，与作为短路像素的检测用像素90X1、90X2相同列的像素40的产生电荷中还始终加上检测用像素90X1、90X2的产生电荷，因此与检测用像素90X1、90X2相同列的像素40无法用作用于获取图像信号DIS(C)的像素。因此，检测用通道95的列的像素40及检测用像素90X1、90X2被处理为缺陷像素，由周围的不是检测用通道95的列的像素40的图像信号DIS(C)插值。

图31是在特定的像素40的旁边设置有AED动作专用的检测用像素90X3的例子。检测用像素90X3与像素40同样地具备光电转换部105及TFT106。在TFT106上连接有与连接于像素40的TFT44的栅极线41及信号线42不同的栅极线107及信号线(检测用通道95)。栅极线107与独立于栅极驱动部50而驱动的栅极驱动部108连接。检测用通道95与信号线42一同连接于MUX部62。

在AED动作中，栅极驱动部50不工作而仅有栅极驱动部108工作。栅极驱动部108与上述第1-1实施方式同样地向多行的栅极线107同时施加栅极脉冲，将与各栅极线107连接的各TFT106按多行设为接通状态。或者，栅极驱动部108可以向各栅极线107依次施加栅极脉冲。

在该情况下，与图25～图27所示的上述第1-8实施方式同样地，不担当检测用通道95的ADC77在AED动作中也始终成为非运转状态。并且，担当检测用通道95的ADC77在AED动作中周期性地切换电力的供给状态或者始终成为运转状态。MUX部62不仅连接信号线42，还连接连接有检测用像素90X3的检测用通道95，仅仅是这点不同，基本结构与上述各实施方式相同。另外，还可以将检测用像素90X3的TFT106与信号线42连接而将检测用通道95与信号线42兼用，而不是以检测用像素90X3专用设置与信号线42不同的检测用通道95。

在图31的情况下，像素40和检测用像素90X3能够通过各栅极驱动部50、108相互独立地驱动，且信号线42和检测用通道95是分开的。因此，也可以不像如图29及图30的情况那样，将与检测用像素90X3相同列的像素40处理为缺陷像素。

[第1-10实施方式]

在图32中示出第1-10实施方式。本第1-10实施方式为操作员能够对所有检测用像素90中的将剂量信号DDS(C)用于X射线的照射开始判定的检测用像素90进行设定变更的方式。例如，当上述第1-9实施方式的图31所示的检测用像素90X3如图28所示那样分散配置于光检测基板35上时，如图32所示，在胸部摄影的情况下，选择与患者P的肺野对应的矩形区域LA1内的检测用像素90X3，并将来自所选择的检测用像素90X3的剂量信号DDS(C)用于X射线的照射开始判定。另一方面，在腹部摄影的情况下，选择矩形区域LA2内的检测用像素90X3，并将来自所选择的检测用像素90X3的剂量信号DDS(C)用于X射线的照射开始判定。

在该情况下，栅极驱动部108具有对区域LA1、LA2内的检测用像素90X3的TFT106选择性地施加栅极脉冲的功能。并且，当在胸部摄影中选择了区域LA1内的检测用像素90X3时，与区域LA1的宽度相当的范围RLA1的信号线42成为检测用通道95，因此在AED动作中切换担当范围RLA1的ADC77的电力的供给状态或始终设为运转状态。而且，将担当其他范围RLA2、RLA3的ADC77设为非运转状态。另一方面，当在腹部摄影中选择了区域LA2内的检测用像素90X3时，在AED动作中切换担当区域RLA2的ADC77的电力的供给状态或者始终设为运转状态。而且，在该情况下，将担当范围RLA1、RLA3的ADC77设为非运转状态。

另外，在图32中，以上述第1-9实施方式的图31的检测用像素90X3为例子进行了说明，但并不限定于此。如图25～图27所示的上述第1-8实施方式那样，将用于通过图像读出动作得到图像信号DIS(C)的像素40作为用于通过AED动作得到剂量信号DDS(C)的检测用像素90而兼用时，若对栅极驱动部50设置对特定区域内的像素40的TFT44选择性施加栅极脉冲G(R)的功能，则也能够相同。

并且，在上述第1-9实施方式的图29及图30所示的检测用像素90X1、90X2的情况下，若在范围RLA1中，仅在区域LA1配置检测用像素90X1、90X2，在范围RLA2中，仅在区域LA2配置检测用像素90X1、90X2，则也能够相同。

[第1-11实施方式]

在图33中示出第1-11实施方式。如上所述，通过AED动作得到的剂量信号DDS(C)无法用作患者P的图像信息。因此，在AED动作中，对剂量信号DDS(C)不过度要求通过图像读出动作输出的图像信号DIS(C)所需要的准确性。因此，在图33所示的第1-11实施方式中，与图像读出动作时相比，通过简化AED动作时的CDS61的动作，进一步减少AED动作时的信号处理电路51的耗电量。

若将使用图6说明了概略内容的图像读出时的CDS61的动作示于流程图，则成为如图33A那样。即，在CDS61的第1S/H73A中保持复位噪声成分(步骤ST300)。接着，在第2S/H73B中保持模拟电压信号V(C)(步骤ST310)。最后，通过差分放大器74取保持于两个S/H73A、73B中的复位噪声成分与模拟电压信号V(C)的差分，并输出噪声被去除的模拟电压信号V(C)(步骤ST320)。

另一方面，在AED动作时，如图33B所示，跳过步骤ST300的基于第1S/H73A的复位噪声成分的保持而从步骤ST310的基于第2S/H73B的模拟电压信号V(C)的保持开始进行。而且，不取与复位噪声成分的差分而直接从差分放大器74输出模拟电压信号V(C)(步骤ST330)。

如此，在AED动作时，跳过基于第1S/H73A的复位噪声成分的保持，因此不需要进行向第1S/H73A的电力供给，或者能够以比图像读出动作低的电力驱动第1S/H73A。因此，能够进一步减少AED动作时的信号处理电路51的耗电量。并且，跳过基于第1S/H73A的复位噪声成分的保持，相应地，在AED动作中与图像读出动作相比能够迅速输出模拟电压信号V(C)。

另外，在上述第1-1实施方式中，如图6所示，示出了差分放大器74与MUX76的输入端子连接的例子，但本发明并不限定于此。如图34所示，可以为在第1、第2S/H73A、73B与差分放大器74之间连接2个MUX76A、76B，并将差分放大器74连接于MUX76A、76B与ADC77之间的结构。

在该情况下，例如，相同区域AR的列的多个CDS61的第1S/H73A与MUX76A连接，第2S/H73B与MUX76B连接。并且，在上述第1-1实施方式中，如图6所示，差分放大器74与MUX76的前段连接，因此差分放大器74按CDS61设置，但在图34中，差分放大器74与MUX76A、76B的后段连接，因此差分放大器74成为与ADC77相同的个数。

在该图34所示的结构中，如图33B所示，也能够通过跳过AED动作时的基于第1S/H73A的复位噪声成分的保持来实现省电力化。而且，在该情况下，除了能够减少向第1S/H73A的供给电力以外，还能够减少向MUX76A的供给电力，进而，通过差分放大器74的个数减少，还能够减少向差分放大器74的供给电力。因此，能够减少更多的AED动作时的信号处理电路51的耗电量。

[第1-12实施方式]

在图35～图37中示出第1-12实施方式。在此，例如，如上述第1-2实施方式的图18所示的第7ADC77等那样，两个相邻的第6、第8ADC77在比较长的时间内处于非运转状态且电力的供给状态的切换定时不同时，ADC77为运转状态时的块BL7的列方向上的温度分布成为如图35所示那样。即，两个端部不可避免地受到非运转状态的两个相邻的块BL6、BL8的影响而温度下降，从而成为与两个端部相比中心部的温度变高的山形的温度分布。另外，块BL6的温度分布呈斜缓的山形是因为，如图18所示，第7ADC77即将成为运转状态之前，第6ADC77成为运转状态。

关于这样的块BL内的温度分布的变化，当由块BL担当的像素40的列多时，块BL的列方向的宽度变宽，因此中心部接***坦，从而成为斜缓的温度分布。相对于此，当由块BL担当的像素40的列少时，块BL的列方向的宽度变窄，因此相反地成为陡峭的温度分布。如此，若在块BL内存在温度分布的偏差，则在数字信号DS(C)中产生温度漂移。为了尽量避免受到该温度漂移的影响，具有检测用像素90的检测用通道95优选配置于温度梯度容易变得比较平坦的区域AR的中心部。

并且，在上述第1-9实施方式的图29及图30所示的例子中，配置于1列的检测用通道95的检测用像素90X1、90X2的个数例如为2880个中的12个等小于整体的1％。如此，像素40与检测用像素90X1、90X2的个数具有像素40＞＞检测用像素90X1、90X2的关系。

在此，即使TFT44为断开状态，在像素40中产生的电荷即使为微量也会流入到信号线42中。将这样的电荷称为泄漏电荷。如图36中示意性所示，在图29及图30所示的例子的检测用通道95中，除了流入在检测用像素90X1、90X2中产生的电荷SC以外，还会流入该泄漏电荷LC。泄漏电荷LC由于与欲作为本来剂量信号DDS(C)而取出的检测用像素90X1、90X2中产生的电荷SC进行加法运算，因此当判定X射线的照射开始时成为噪声。而且，当具有像素40＞＞检测用像素90X1、90X2的关系时，泄漏电荷LC的量相对于在检测用像素90X1、90X2中产生的电荷SC成为无法忽视的量，因此误判定X射线的照射开始的风险增加。因此，在本第1-12实施方式中，实施从检测用通道95的剂量信号DDS(C)去除泄漏电荷LC的影响，在此基础上去除温度漂移的影响的校正。

具体而言，如图37所示，与配置有检测用像素90X1、90X2的检测用通道95相邻而以隔着检测用通道95的方式设置不包含检测用像素90X1、90X2的仅有像素40的列。以下，将与该不包含检测用像素90X1、90X2的仅有像素40的列相对应的信号线42表述为参照通道120。

在图37中，检测用通道95及参照通道120与相同的MUX76及ADC77连接。即，检测用通道95及参照通道120位于相同的块BL中。在该情况下，控制部54在AED动作中将担当检测用通道95及参照通道120这两个的ADC77设为运转状态。另外，当检测用通道95和参照通道120被分为不同的块BL中且与不同的ADC77连接时，控制部54将担当检测用通道95的ADC77设为运转状态，并且将担当参照通道120的ADC77也设为运转状态。

由此，基于来自检测用通道95的模拟电压信号V(C)的剂量信号DDS(C)和基于来自参照通道120的模拟电压信号V(C-1)及V(C+1)的剂量信号DDS(C-1)及DDS(C+1)从ADC77输出到存储器52。以下，将剂量信号DDS(C-1)及DDS(C+1)表述为参照信号(ReferenceSignal)DRS(C-1)及DRS(C+1)。

泄漏电荷校正部121访问存储器52并从存储器52读出剂量信号DDS(C)。泄漏电荷校正部121例如设置于控制部54内。泄漏电荷校正部121进行下述式(1)所示的减法运算而由剂量信号DDS(C)得到已校正泄漏电荷的剂量信号RCDDS(C)。

RCDDS(C)＝DDS(C)-DRS(C)……(1)

其中，DRS(C)＝{DRS(C-1)+DRS(C+1)}/2

即，已校正泄漏电荷的剂量信号RCDDS(C)是从来自检测用通道95的剂量信号DDS(C)减法运算来自2列的参照通道(Reference Channel)120的2个参照信号DRS(C-1)、DRS(C+1)的平均值即DRS(C)而得到的。

参照信号DRS(C-1)、DRS(C+1)为基于与参照通道120连接的像素40的泄漏电荷LC的成分。检测用通道95与参照通道120相邻，像素40的个数也为大致相同的数量，因此认为参照信号DRS(C-1)、DRS(C+1)的平均值DRS(C)与基于与检测用通道95连接的像素40的泄漏电荷LC的成分大致一致。因此，通过进行上述式(1)的减法运算，能够从剂量信号DDS(C)去除泄漏电荷LC的成分。

在泄漏电荷校正部121的后段设置有温度漂移校正部122。温度漂移校正部122与泄漏电荷校正部121同样地例如设置于控制部54内。如下述式(2)所示，温度漂移校正部122对已校正泄漏电荷的剂量信号RCDDS(C)乘法运算校正系数α(C)而设为已校正温度漂移的剂量信号DRCDDS(C)。

DRCDDS(C)＝RCDDS(C)×α(C)……(2)

参照信号DRS(C-1)、DRS(C+1)中反映了包括检测用通道95及参照通道120的信号处理电路51内的图35所示的温度分布。即，根据参照信号DRS(C-1)、DRS(C+1)，可知在剂量信号DDS(C)中产生的温度漂移为哪种程度。校正系数α(C)根据将这些参照信号DRS(C-1)、DRS(C+1)作为变量的计算式F{DRS(C-1)、DRS(C+1)}求出。校正系数α(C)为将在图像读出动作中所有的ADC77处于运转状态且各块BL1～16处于热平衡状态的情况设为标准状态而使已校正泄漏电荷的剂量信号RCDDS(C)成为与在标准状态下读出的情况相同的值的系数。校正系数α(C)按检测用通道95求出。另外，也可以根据将参照信号DRS(C-1)、DRS(C+1)的平均值DRS(C)作为变量的计算式求出校正系数α(C)。

一些芯片CP预先搭载有测定各块BL的中心部的温度TP的温度测定功能。在该情况下，根据利用该温度测定功能获取的温度TP(使用将温度TP作为变量的计算式)来求出校正系数α(C)。当芯片CP上未搭载温度测定功能时，另行设置温度测定功能并根据该功能获取温度TP即可。

另外，当温度TP为标准状态的情况等、判断为在剂量信号DDS(C)中未产生温度漂移时，可以不实施基于温度漂移校正部122的温度漂移的校正。具体而言，对温度TP设定阈值，当温度TP为阈值以下时不实施温度漂移的校正，当温度TP高于阈值时实施温度漂移的校正。

在图像读出动作时，所有的ADC77始终为运转状态，因此难以产生如图35所示的温度分布的偏差，但当然也可以对图像信号DIS(C)通过温度漂移校正部122实施温度漂移的校正。

如图20所示的上述第1-4实施方式那样，当以芯片CP单位切换ADC77的电力的供给状态时，图35所示的温度分布的偏差以芯片CP单位产生，而不是以块BL单位产生。因此，在该情况下，以芯片CP单位测定温度TP并以芯片CP单位校正温度漂移。

当以芯片CP单位切换ADC77的电力的供给状态时，优选采取使温度分布本身不产生偏差的对策，例如将相邻的芯片CP彼此用如散热片或热管之类的导热部件连接等对策。

另外，在图37中，将参照通道120设为隔着检测用通道95的相邻的各1列(总共2列)，但也可以设为各多列。各2列(总共4列)以上为佳。这是因为，若参照通道120的列数少且参照信号的个数少，则当在各参照通道120中参照信号的值有偏差时，从剂量信号DDS(C)减法运算的参照信号的平均值DRS(C)的可靠性降低。

在上述第1-9实施方式的图31所示的检测用像素90X3的情况下，信号线42和检测用通道95分离，在检测用通道95上未连接有像素40，因此无需担心像素40的泄漏电荷LC流入到检测用通道95中。并且，在图31中若将检测用通道95与信号线42兼用的情况下，若将TFT106预先设为断开，则检测用像素90X3的产生电荷也不会流入到信号线42中。因此，当TFT106为断开状态时，与检测用通道95兼用的信号线42宛如参照通道120那样起作用。因此，在该情况下，将在断开TFT106的状态下读出的数字信号DS(C)替换为参照信号，并从在接通TFT106的状态下读出的剂量信号DDS(C)进行减法运算即可。即，在任何情况下，图31的情况无需设置专用的参照通道120。

[第1-13实施方式]

在图38所示的第1-13实施方式中，控制部54在AED动作中将在ADC77的后段传送数字信号DS(C)的接口(以下I/F(Interface))切换为比图像读出动作时低的耗电量的接口。也可以以这种方式减少AED动作时的信号处理电路51的耗电量。

在图38中，ADC77与存储器52之间的数字信号DS(C)的传送I/F准备有LVDS(LowVoltage Differential Signaling：低电压差分信号)I/F125和CMOSI/F126这2种。LVDSI/F125的传送准确性高于CMOSI/F126，但耗电量大于CMOSI/F126。控制部54控制开关127的动作来切换这些传送I/F。

图38A表示AED动作时，图38B表示图像读出动作时。即，在AED动作时选择CMOSI/F126，在图像读出动作时选择LVDSI/F125。

如此，在AED动作时选择CMOSI/F126，因此能够进一步减少在AED动作中信号处理电路51所消耗的电力。虽然剂量信号DDS(C)的传送的准确性变低，但剂量信号DDS(C)不用作患者P的图像信息，因此传送中稍微有误，也不会成为大问题。另一方面，在图像读出动作时选择LVDSI/F125，因此耗电量增加，但能够将图像信号DIS(C)准确地传送到存储器52。

另外，可以将ADC77与存储器52之间的数字信号DS(C)的传送I/F视为CMOSI/F126而切换向CMOSI/F126的供给电压。例如，在图像读出动作时将供给电压设为5.0V，在AED动作时设为3.3V。或者，也可以在图像读出动作时设为2.5V，在AED动作时设为1.8V。供给电压越高，动态范围越宽，传送的准确性越高，但耗电量增加，因此在AED动作时切换为比图像读出动作时低的供给电压。由此，能够进一步减少在AED动作中信号处理电路51所消耗的电力。

另外，在上述各实施方式中，将第2状态设为非运转状态而进行了例示。如上所述，非运转状态包含供给了电力PSL_A的状态、向ADC77完全不供给电力的断电状态、停止向ADC77供给时钟信号的状态。但是，第2状态并不限于这样的非运转状态。例如，可以将与第1状态相比减少向ADC77的时钟信号的每单位时间的脉冲数而将与第1状态相比减少了ADC77的每单位时间的耗电量的状态设为第2状态。

2.第2发明

以下说明的图39～图43所示的第2发明为如下内容：控制部54对于多个CA60中与检测用通道95以外的信号线42即非检测用通道130(参考图39A)连接的CA60即非检测用CA131(参考图39A)，将向其至少1个的AED动作时的供给电力设为比图像读出动作时的通常电力低的省电力状态。由此，与图像读出动作时相比减少AED动作时的向包含非检测用CA131的CA60的供给电力。

在第2发明中，X射线摄影系统10、电子暗盒16等基本结构与上述第1发明相同。并且，关于ADC77的电力的供给状态的切换模式，也能够适用在上述第1-1～第1-7实施方式中例示出的模式。另外，也能够与第1发明的其他实施方式(上述第1-8～第1-13实施方式)进行组合。以下，对与第1发明相同的部分标注相同的符号而省略说明，重点说明不同点。

[第2-1实施方式]

在图39及图40中示出第2-1实施方式。在本第2-1实施方式中，例如设想包含上述第1-9实施方式的图29所示的检测用像素90X1或图30所示的检测用像素90X2的结构而进行说明。但是，结构并不限于此。

在本第2-1实施方式中，如图39A所示，为了简化说明，例示出1列、3列、5列、……、143列的奇数列为检测用通道95且2列、4列、6列、……、144列的偶数列为非检测用通道130的情况。以下，为了与连接于非检测用通道130的CA60即非检测用CA131区分，将检测用通道95连接的CA60标记为检测用CA132。另外，检测用通道95的上部的字母DT表示该列为检测用通道95，非检测用通道130的上部的字母NDT表示该列为非检测用通道130。

MUX76与上述各实施方式同样地依次选自来自多个CA60的模拟电压信号V(C)，并将所选择的模拟电压信号V(C)输出到ADC77。

在本第2-1实施方式中，如图39B所示，关于AED动作时的向CA60的供给电力P_C，在检测用CA132的情况下设为PN_C，在非检测用CA131的情况下设为低于PN_C的PL_C。供给电力PN_C为在图像读出动作时供给到所有的CA60的电力，相当于通常电力。向非检测用CA131的供给电力PL_C为通常电力PN_C的例如1/10的值。即，图39B所示的非检测用CA131的状态为供给低于通常电力PN_C且大于0的电力PL_C的低电力状态。

如此，对非检测用CA131仅施加低于通常电力PN_C的供给电力PL_C，因此基于来自非检测用CA131的模拟电压信号V(C)的数字信号DS(C)成为在数据上毫无意义的值。因此，如图39A所示，控制部54将基于来自非检测用CA131的模拟电压信号V(C)的数字信号DS(C)不用作剂量信号DDS(C)而丢弃。

图40是表示本第2-1实施方式的电子暗盒的动作步骤的流程图。与上述第1-1实施方式的图17所示的流程图的不同点在于以单点划线包围的步骤ST1202及步骤ST1802。以下，仅对不同点进行说明。

在步骤ST1202中，在AED动作中，将向检测用CA132的供给电力设为通常电力PN_C，将向非检测用CA131的供给电力设为低于PN_C的PL_C(照射开始检测步骤)。并且，在步骤ST1802中，在图像读出动作中，不区分检测用CA132、非检测用CA131而将所有的CA60的供给电力设为通常电力PN_C(图像读出步骤)。

如此，将AED动作时的向非检测用CA131的供给电力设为低于通常电力的省电力状态，因此能够减少AED动作时的信号处理电路51所消耗的电力。因此，与上述第1发明同样地，电池65比以往持续更长时间，由此电池65的充电次数也减少，因此能够提高摄影效率。

另外，在AED动作时设为省电力状态的非检测用CA131只要为所有的非检测用CA131中的至少1个即可。当然，为了发挥最大的效果，优选将所有的非检测用CA131设为省电力状态。

[第2-2实施方式]

在图41中示出第2-2实施方式。在图39及图40所示的上述第2-1实施方式中，将AED动作时的向非检测用CA131的供给电力PL_C设为大于0的值，但在第2-2实施方式中，如图41所示，将AED动作时的向非检测用CA131的供给电力PL_C设为0。即，将非检测用CA131设为停止电力的供给的断电状态。

如此，若将非检测用CA131设为断电状态，则向非检测用CA131的供给电力成为0，因此与图39及图40所示的上述第2-1实施方式的情况相比，能够进一步减少非检测用CA131的耗电量。

但是，当将非检测用CA131设为断电状态时，无法保持非检测用CA131的2个输入端子之间的虚拟短路状态，非检测用CA131的输入段的电位不固定，非检测用通道130的电荷也随之变得不稳定，导致对后面的图像读出动作产生坏影响。因此，与如本第2-2实施方式那样将向非检测用CA131的供给电力完全设为0而设为断电状态相比，更优选如上述第2-1实施方式那样，施加非检测用CA131的输入段的电位保持固定的程度的供给电力PL_C而设为低电力状态。

另外，当将非检测用CA131设为断电状态时，为了对图像读出动作不产生坏影响，采取如图42所示的对策即可。即，在非检测用CA131的前段设置通过控制部54控制开闭的开关133。而且，在供给电力成为0的图41A所示的AED动作时，控制部54断开开关133而切断非检测用CA131与非检测用通道130的连接。另外，控制部54将与供给通常电力PN_C的情况相同的基准电位施加到非检测用CA131。相对于此，在图41B所示的供给通常电力PN_C的图像读出动作时，接通开关133。若如此进行，则虽然存在设置开关133的麻烦，但在图像读出动作时不会产生由非检测用CA131的输入段的电位变得不固定而引起的非检测用通道130的电荷的不稳定的影响。

在该情况下，也与上述第2-1实施方式同样地，在AED动作时设为断电状态的非检测用CA131只要为所有的非检测用CA131中的至少1个即可，但从减少耗电量的观点考虑，更优选将所有的非检测用CA131设为断电状态。

[第2-3实施方式]

在图43所示的第2-3实施方式中，不仅是非检测用CA131，检测用CA132也在供给低于通常电力PN_C且大于0的电力的低电力状态下驱动。具体而言，将AED动作时的向非检测用CA131的供给电力设为通常电力PN_C的1/10的PL_C1，另外，将向检测用CA132的供给电力设为通常电力PN_C的1/2的PL_C2。设为通常电力PN_C的1/2，相应地，检测用CA132的过渡响应特性降低。在该情况下，减慢ADC77的动作速度，以对应于该过渡响应特性的降低。若如此进行，则可得到在数据上有意义的剂量信号DDS(C)，因此没有问题。除了减少向非检测用CA131的电力以外，还减少向检测用CA132的供给电力，因此能够进一步减少AED动作时的信号处理电路51的耗电量。

另外，在本第2-3实施方式中，也与上述各实施方式的非检测用CA131同样地，在AED动作时设为低电力状态的检测用CA132只要为所有的检测用CA132中的至少1个即可，但在减少耗电量的观点上，更优选将所有的检测用CA132设为低电力状态。

如上所述，本第2发明的各实施方式可以与上述第1发明的各实施方式组合而实施。例如，如上述第1-1实施方式的图14等所示，可以通过控制部54将ADC77及与该ADC77构成块BL的MUX76的电力的供给状态周期性地切换为第1状态和第2状态。在该情况下，第1状态例如是指上述运转状态，是发挥MUX76及ADC77各自的功能所需要的电力分别供给到MUX76及ADC77的状态。另一方面，第2状态例如是指上述非运转状态，是对MUX76及ADC77中的至少1个供给无法发挥功能的电力的状态或向ADC77未施加时钟信号的状态。进而，第2状态还包括与第1状态相比减少向ADC77的时钟信号的每单位时间的脉冲数的状态。

关于本第2发明与上述第1发明的ADC77、以及块BL的供给电力的切换模式的组合，例如能够进行以下所示的组合。首先，如上述第1-1实施方式的图14等所示，当存在2个以上的周期性地切换电力的供给状态的MUX76及ADC77的块BL时，可以通过控制部54将2个以上的块BL中的至少2个块BL的电力的供给状态的切换定时错开。

另外，如上述第1-1实施方式的图14等所示，也可以按2个以上的块BL所属的多个组将电力的供给状态的切换定时错开。在该情况下，优选在属于相同组中的2个块BL之间配置有至少1个块BL。或者，如上述第1-2实施方式的图18等所示，可以将2个以上的块BL的所有的电力的供给状态的切换定时错开。

如上述第1-5实施方式的图21等所示，当包含仅连接有非检测用CA131的MUX76的块BL存在多个时，可以将其中的至少1个始终设为第2状态。

如图35～图37的上述第1-12实施方式所示，可以对剂量信号DDS(C)实施泄漏电荷校正和温度漂移校正。

此外，可以组合图25～图27所示的设置连接有AED动作中所使用的检测用像素90的信号线42即检测用通道95的上述第1-8实施方式、图28～图31所示的设置有AED动作专用的检测用像素90X的上述第1-9实施方式、图32所示的能够对检测用像素90进行设定变更的上述第1-10实施方式、图33及图34所示的能够简化AED动作时的CDS61的动作的上述第1-11实施方式、图38所示的切换数字信号的传送I/F的上述第1-13实施方式。

3.第3发明

以下说明的图44～图49所示的第3发明为如下内容：控制部54对ADC77选择性地输出来自包含检测用CA132的一部分CA的模拟电压信号V(C)，仅实施对向ADC77选择性地输出的模拟电压信号V(C)的AD转换处理，且与图像读出动作时相比减少AED动作时的ADC77的时钟信号的每单位时间的脉冲数。

在第3发明中，与上述第2发明同样地，X射线摄影系统10、电子暗盒16等基本结构与上述第1发明相同。并且，关于ADC77的电力的供给状态的切换模式，也能够适用在上述第1-1～第1-7实施方式中例示出的模式。另外，也能够与第1发明的其他实施方式(上述第1-8～第1-13实施方式)以及第2发明的上述第2-1～第2-3实施方式进行组合。以下，对与第1发明、第2发明相同的部分标注相同的符号而省略说明，重点说明不同点。

[第3-1实施方式]

在图44～图48中示出第3-1实施方式。本第3-1实施方式中，与上述第2-1实施方式同样地，例如设想包含上述第1-9实施方式的图29所示的检测用像素90X1或图30所示的检测用像素90X2的结构而进行说明，但结构并不限于此。

图44是与图9所示同样地表示第1列～第144列的区域AR1的剂量信号DDS(C)的读出步骤的图。在图44中，与图39A同样地，例示出1列、3列、5列、……、143列的奇数列为检测用通道95且2列、4列、6列、……、144列的偶数列为非检测用通道130的情况。

在该情况下，与图39A的不同点在于MUX76变更为MUX135这点。MUX76仅具有1列1列地依次选择的功能。相对于此，MUX135具有跳过偶数列的非检测用通道130而依次选择来自奇数列的检测用通道95的检测用CA132的模拟电压信号V(C)的功能。即，MUX135具有选择来自所连接的多个CA60中的一部分CA(在该情况下为检测用通道95的检测用CA132)的模拟电压信号V(C)的功能。该功能能够通过在构成MUX135的移位寄存器的触发器电路设置开关等来实现。

在剂量信号DDS(C)的读出步骤中，首先，如图44A所示，通过第1MUX135选择第1列的模拟电压信号V(1)。由此，模拟电压信号V(1)输入到第1ADC77中，并通过第1ADC77转换为剂量信号DDS(1)。接着，如图44B所示，跳过第2列的模拟电压信号V(2)，并通过第1MUX135选择第3列的模拟电压信号V(3)。由此，模拟电压信号V(3)输入到第1ADC77中，并通过第1ADC77转换为剂量信号DDS(3)。随后，如图44C所示，通过第1MUX135选择第5列的模拟电压信号V(5)。由此，模拟电压信号V(5)输入到第1ADC77中，并通过第1ADC77转换为剂量信号DDS(5)。

通过由第1MUX76和第1ADC77反复进行这样的一系列动作，最终如图44D所示，第143列的模拟电压信号V(143)转换为剂量信号DDS(143)而结束区域AR1的剂量信号DDS(1)、DDS(3)、DDS(5)、……、DDS(143)的读出。关于其他区域AR2～AR16的各MUX135及各ADC77也相同。

如此，在图像读出动作时读出所有列的图像信号DIS(C)，相对于此，在AED动作时仅选择性地读出奇数列的剂量信号DDS(C)，因此与图像读出动作时相比，在AED动作时在相同的时间必须读出的数字信号DS(C)的个数减少为1/2。在该AED动作时，若在读出所有列的图像信号DIS(C)的图像读出动作相同的时间内读出个数减少为1/2的剂量信号DDS(C)，则相应地能够减慢ADC77的动作速度。

具体而言，如图45所示，关于ADC77的时钟信号的每单位时间的脉冲数NPU_A，在图像读出动作时设为通常的脉冲数NPUN_A，在AED动作时设为NPUN_A的1/2的NPUL_A。

将ADC77的时钟信号的每单位时间的脉冲数设为图像读出动作时的NPUN_A的1/2的NPUL_A的方法有两种。第1方法如图46所示。图46A表示图像读出动作时的时钟信号CLN_A，图46B表示AED动作时的时钟信号CLL_A。

在图46中，时钟信号的周期TC本身在图像读出动作时的时钟信号CLN_A和AED动作时的时钟信号CLL_A中相同。但是，时钟信号CLN_A与检测用通道95、非检测用通道130无关地连续且不间断地产生，相对于此，时钟信号CLL_A仅在与奇数列的检测用通道95对应的部分产生，而在与偶数列的非检测用通道130对应的部分不产生而停止。

在图46的例子中，单位时间T为相邻的2列的数字信号DS(C)的输出所需要的期间。如上所述，时钟信号CLL_A的与相邻的2列中偶数列的非检测用通道130对应的部分被停止，因此每单位时间T的脉冲数成为时钟信号CLN_A的1/2。

将ADC77的时钟信号的每单位时间的脉冲数设为图像读出动作时的NPUN_A的1/2的NPUL_A的第2方法如图47所示。与图46同样地，图47A表示图像读出动作时的时钟信号CLN_A，图47B表示AED动作时的时钟信号CLL_A。图像读出动作时的时钟信号CLN_A与图46的情况完全相同。相对于此，AED动作时的时钟信号CLL_A中未设置如图46B所示的停止期间，取而代之，相对于时钟信号CLN_A的周期TC，CLL_A的周期长2倍即为2TC。

在图47的例子中，单位时间T为时钟信号CLL_A的周期2TC。在周期2TC中，时钟信号CLN_A的脉冲数为2个，相对于此，时钟信号CLL_A的脉冲数为1个。因此，时钟信号CLN_A的每单位时间T的脉冲数与图46的情况同样地成为时钟信号CLN_A的1/2。

图48是表示本第3-1实施方式的电子暗盒的动作步骤的流程图。与上述第1-1实施方式的图17所示的流程图的不同点在于以单点划线包围的步骤ST1203及步骤ST1803。以下，仅对不同点进行说明。

在步骤ST1203中，在AED动作中，对ADC77选择性地输出来自检测用CA132的模拟电压信号V(C)，并对ADC77仅实施对选择性地输出的模拟电压信号V(C)的AD转换处理。而且，与图像读出动作时相比减少ADC77的时钟信号的每单位时间T的脉冲数(照射开始检测步骤)。并且，在步骤ST1803中，在图像读出动作中，将ADC77的时钟信号的每单位时间T的脉冲数设为通常的脉冲数(NPUN_A)(图像读出步骤)。

如此，与图像读出动作时相比减少AED动作时的ADC77的时钟信号的每单位时间T的脉冲数，因此能够减少AED动作时的ADC77的驱动中所花费的耗电量，进而，能够减少AED动作时的信号处理电路51的耗电量。因此，与上述第1、第2发明同样地，电池65比以往持续更长时间，由此电池65的充电次数也减少，因此能够提高摄影效率。

另外，在图44中，为了方便说明，将1个区域AR中的一半列设为检测用通道95，但如在上述第1-8实施方式中所叙述，检测用通道95的设定方法是自由的。

[第3-2实施方式]

在图49中示出第3-2实施方式。在上述第3-1实施方式中，使用了具有选择来自所连接的多个CA60中的一部分CA的模拟电压信号V(C)的功能的MUX135。但是，当具有这样的功能的MUX135不以通用的产品存在时，例如改造仅具有1列1列地依次选择的功能的MUX76而制成MUX135，或者特别定制具有上述功能的MUX135等花费时间和费用。因此，在图49所示的第3-2实施方式中，使用一般的MUX76，同时对ADC76选择性地输出来自一部分CA的模拟电压信号V(C)。

图49表示本第3-2实施方式中的检测用通道95的电路结构。检测用通道95被分为在CDS61的后段与MUX76连接的第1路径140和不经由MUX76而与ADC77连接的第2路径141。第1路径140为经由MUX76将来自检测用CA132的模拟电压信号V(C)输出到ADC77的路径。相对于此，第2路径141为不经由MUX76而将模拟电压信号V(C)输出到ADC77的路径。

在检测用通道95、第1路径140及第2路径141上连接有开关142。控制部54控制该开关142的驱动来将与检测用通道95连接的路径切换为第1路径140和第2路径141。

图49A表示AED动作时，图49B表示图像读出动作时。即，通过开关142，在AED动作时选择第2路径141，在图像读出动作时选择第1路径140。

如此，检测用通道95被分为经由MUX76将来自检测用CA132的模拟电压信号V(C)输出到ADC77的第1路径140和不经由MUX76而将来自检测用CA132的模拟电压信号V(C)输出到ADC77的第2路径141。而且，在AED动作时，控制开关142来选择第2路径141。因此，无需准备如图44所示的上述第3-1实施方式那样的特别的MUX135，能够节省时间和费用。

如上所述，本第3发明的各实施方式可以与上述第1发明及上述第2发明的各实施方式组合而实施。例如，与上述第2发明的情况同样地，可以适用上述第1发明来如上述第1-1实施方式的图14等所示那样，通过控制部54将ADC77及与该ADC77构成块BL的MUX76的电力的供给状态周期性地切换为第1状态和第2状态。另外，第1状态和第2状态的定义如在上述第2发明的末尾所叙述。

与上述第2发明同样地，关于本第3发明与上述第1发明的ADC77、以及块BL的供给电力的切换模式的组合，例如能够进行以下所示的组合。首先，如上述第1-1实施方式的图14等所示，当存在2个以上的周期性地切换电力的供给状态的MUX76及ADC77的块BL时，可以通过控制部54将2个以上的块BL中的至少2个块BL的电力的供给状态的切换定时错开。

另外，如上述第1-1实施方式的图14等所示，也可以按2个以上的块BL所属的多个组将电力的供给状态的切换定时错开。在该情况下，优选在属于相同组中的2个块BL之间配置有至少1个块BL。或者，如上述第1-2实施方式的图18等所示，可以将2个以上的块BL的所有的电力的供给状态的切换定时错开。

如上述第1-5实施方式的图21等所示，当包含未连接有一部分CA的MUX76的块BL存在多个时，可以将其中的至少1个始终设为第2状态。

如图35～图37的上述第1-12实施方式所示，可以对剂量信号DDS(C)实施泄漏电荷校正和温度漂移校正。

例如，当在图44所示的上述第3-1实施方式的结构中适用图35～图37的上述第1-12实施方式时，除了与图44所示的检测用通道95连接的检测用CA132成为对ADC77选择性地输出模拟电压信号V(C)的一部分CA以外，与图37所示的参照通道120连接的CA60也成为对ADC77选择性地输出模拟电压信号V(C)的一部分CA。即，在上述第3-1、第3-2实施方式中，作为对ADC77选择性地输出模拟电压信号V(C)的一部分CA，仅例示出了检测用CA132，但本发明并不限定于此，还包含与参照通道120连接的CA60。

此外，可以组合图25～图27所示的设置连接有AED动作中所使用的检测用像素90的信号线42即检测用通道95的上述第1-8实施方式、图28～图31所示的设置有AED动作专用的检测用像素90X的上述第1-9实施方式、图32所示的能够对检测用像素90进行设定变更的上述第1-10实施方式、图33及图34所示的能够简化AED动作时的CDS61的动作的上述第1-11实施方式、图38所示的切换数字信号的传送I/F的上述第1-13实施方式。

并且，可以适用图39～图43所示的上述第2发明的上述第2-1～第2-3实施方式，将向对ADC77选择性地输出模拟电压信号V(C)的一部分CA以外的非选择的CA中的至少1个的AED动作时的供给电力设为低于图像读出动作时的通常电力的省电力状态。

在此，关于非选择的CA，当不适用图35～图37的上述第1-12实施方式时为非检测用CA131，当适用上述第1-12实施方式时为除与参照通道120连接的CA60以外的非检测用CA131。

当适用了上述第2-3实施方式时，不仅是非检测用CA131，检测用CA132(当适用上述第1-12实施方式时，还包含与参照通道120连接的CA60)中的至少1个也在供给低于通常电力PN_C且大于0的电力的低电力状态下被驱动。因此，能够进一步减少AED动作时的信号处理电路51的耗电量。

4.第4发明

以下说明的图50～图58所示的第4发明为用于解决在一边切换上述第1发明的多个ADC77、进而多个块BL1～BL16的电力的供给状态一边执行AED动作时所产生的问题的发明。第4发明为如下内容：控制部54在AED动作中对于多个块BL1～BL16分别在开始电荷的读出的定时的预定时间之前进行从第2状态向第1状态的切换，该预定时间是为了使构成块BL的ADC77稳定地运转等而所需要的时间。

在第4发明中，与上述第2、第3发明同样地，X射线摄影系统10、电子暗盒16等基本结构也与上述第1发明相同。并且，关于ADC77的电力的供给状态的切换模式，也能够适用在上述第1-1～第1-7实施方式中例示出的模式。另外，也能够与第1发明的其他实施方式(上述第1-8～第1-13实施方式)、第2发明的上述第2-1～第2-3实施方式以及第3发明的上述第3-1、3-2实施方式进行组合。以下，对与第1～第3发明相同的部分标注相同的符号而省略说明，重点说明不同点。

[第4-1实施方式]

在图50及图51中示出第4-1实施方式。本第4-1实施方式中，与上述第2-1、3-1实施方式同样地，例如设想包含上述第1-9实施方式的图29所示的检测用像素90X1或图30所示的检测用像素90X2的结构而进行说明，但结构并不限于此。

图50表示某一块BL的电力的供给状态。斜线的阴影线所示的部位为读出成为剂量信号DDS(C)的来源的电荷的期间。更详细而言，是如下一系列动作的期间：通过信号线42将电荷读出到CA60，用MUX76依次选择CA60，将基于电荷的模拟电压信号V(C)输出到ADC77，通过ADC77将模拟电压信号V(C)转换为剂量信号DDS(C)并进行输出。

在此，块BL在刚从作为第2状态的非运转状态切换为作为第1状态的运转状态之后，因温度漂移等的影响而动作变得不稳定。在该动作不稳定的期间输出的剂量信号DDS(C)成为可靠性明显低的剂量信号。因此，有可能无法保证是否已开始X射线的照射的判定的可靠性。

图50A是将块BL刚从非运转状态切换为运转状态之后开始了电荷的读出的例子。如此，若在块BL从非运转状态向运转状态的切换与开始电荷的读出的定时之间没有空出时间，则因在块BL的动作不稳定的期间输出的剂量信号DDS(C)，误判定X射线的照射开始的风险增加。

因此，如图50B所示，在开始电荷的读出的定时的时间TW之前进行块BL从非运转状态向运转状态的切换。时间TW是为了使块BL稳定地运转而所需要的时间。

图51是表示本第4-1实施方式的电子暗盒的动作步骤的流程图。与上述第1-1实施方式的图17所示的流程图的不同点在于以单点划线包围的步骤ST1204及步骤ST1804。以下，仅对不同点进行说明。

在步骤ST1204中，在AED动作中，通过控制部54切换块BL的电力的供给状态。而且，在开始电荷的读出的定时的时间TW之前进行块BL从非运转状态向运转状态的切换(照射开始检测步骤)。并且，在步骤ST1804中，在图像读出动作中，将所有的块BL设为运转状态(图像读出步骤)。

若如此进行，则不会如图50A那样，在块BL的动作不稳定的期间输出剂量信号DDS(C)，能够减少误判定X射线的照射开始的忧虑。

另外，在斜线的阴影线所示的读出电荷的期间，有图52～图54所示的3个变形。在图52～图54中，与图9及图44同样地，例示出担当第1列～第144列的区域AR1的块BL1。

首先，图52是如字母DT(参考图44)所示，块BL1所担当的区域AR1的所有的信号线42为检测用通道95的情况。在该情况下的读出电荷的期间为输出基于来自所有检测用通道95的检测用CA132的模拟电压信号V(1)～V(144)的剂量信号DDS(1)～DDS(144)的期间。

图53是与图44所示的第3-1实施方式同样地，奇数列为检测用通道95的情况，且是MUX并不是具有选择来自检测用通道95的检测用CA132的模拟电压信号V(C)的功能的MUX135，而是仅有1列1列地依次选择的功能的一般的MUX76的情况。该情况下的读出电荷的期间为分别输出基于来自奇数列的检测用通道95的检测用CA132的模拟电压信号V(1)、V(3)、V(5)、……、V(143)的剂量信号DDS(1)、DDS(3)、DDS(5)、……、DDS(144)的期间。即，该情况下的读出电荷的期间是间歇性的。

图54在奇数列为检测用通道95的方面与图52相同，但是MUX不是MUX76而是MUX135的情况。该情况下的读出电荷的期间为分别输出基于来自奇数列的检测用通道95的检测用CA132的模拟电压信号V(1)、V(3)、V(5)、……、V(143)的剂量信号DDS(1)、DDS(3)、DDS(5)、……、DDS(144)的期间的合计。读出电荷的期间如图53那样并不是间歇性的，因此简单地从外观来看，与图52的情况相同。但是，在图52中，用MUX76一列一列地依次选择模拟电压信号V(C)，相对于此，在图54中，用MUX135每隔一列选择模拟电压信号V(C)，因此具体的内容不同。

[第4-2实施方式]

在图55～图57中示出第4-2实施方式。在上述第4-1实施方式中，规定相对于开始电荷的读出的定时的将块BL从非运转状态切换为运转状态的定时，但在本第4-2实施方式中，规定将块BL从运转状态切换为非运转状态的定时。

在将某一块BL从运转状态切换为非运转状态时，在其他块BL中正在读出电荷中的情况下，由于将块BL从运转状态切换为非运转状态而产生的开关噪声等有可能进入到其他块BL的电荷中。因此，在本第4-2实施方式中，在与其他块BL中正在读出电荷中的定时不重叠的定时进行某一块BL从运转状态向非运转状态的切换。

图55～图57例示出与上述第1-1实施方式的图14或上述第1-2实施方式的图18等同样地周期性地切换各块BL1～BL16(块BL5以后未图示)的电力的供给状态且将各块BL1～BL16的电力的供给状态的切换定时错开的情况。而且，图55及图56例示出读出电荷的期间为图52或图54的变形情况，图57例示出读出电荷的期间为图53的变形的情况。

图55是如虚线的箭头所示，在开始从各块BL1～BL16的检测用CA132的电荷的读出之前的定时，具体而言在时间TW的启动中进行各块BL1～BL16从运转状态向非运转状态的切换的例子。更详细而言，在图55中，控制部54在块BL2的启动中进行块BL1从运转状态向非运转状态的切换，在块BL3的启动中进行块BL2从运转状态向非运转状态的切换。并且，在块BL4的启动中进行块BL3从运转状态向非运转状态的切换。

图56是在从各块BL1～BL16的检测用CA132的电荷的读出结束之后的定时进行各块BL1～BL16从运转状态向非运转状态的切换的例子。更详细而言，在图56中，控制部54在块BL2的电荷的读出结束之后进行块BL1从运转状态向非运转状态的切换，在块BL3的电荷的读出结束之后进行块BL2从运转状态向非运转状态的切换。并且，在块BL4的电荷的读出结束之后进行块BL3从运转状态向非运转状态的切换。

图57是在各块BL1～BL16的间歇性的读出电荷的期间的间隙进行各块BL1～BL16从运转状态向非运转状态的切换的例子。更详细而言，在图57中，控制部54在块BL2的间歇性的读出电荷的期间的间隙进行块BL1从运转状态向非运转状态的切换，在块BL3的间歇性的读出电荷的期间的间隙进行块BL2从运转状态向非运转状态的切换。而且，在块BL4的间歇性的读出电荷的期间的间隙进行块BL3从运转状态向非运转状态的切换。

如此，若在与其他块BL中正在读出电荷中的定时不重叠的定时进行块BL从运转状态向非运转状态的切换，则无需担忧因将块BL从运转状态切换为非运转状态而产生的开关噪声等进入到其他块BL的电荷中。

从省电力的观点来说，在图55～图57的例子中，最优选在开始各块BL1～BL16的电荷的读出之前进行各块BL1～BL16从运转状态向非运转状态的切换的图55的例子。

[第4-3实施方式]

在图58中示出第4-3实施方式。如上述第1-12实施方式的图35所示，当通过AED动作切换了各块BL的电力的供给状态时，在块BL内产生温度分布的偏差。若该温度分布的偏差在用于得到供诊断的X射线图像的图像读出动作之前得不到解决，则在图像信号DIS(C)中产生温度漂移而X射线图像的画质劣化。因此，在本第4-3实施方式中，通过AED动作检测到X射线的照射开始之后至图像读出动作开始之前为止，控制部54将所有的块BL设为运转状态。

在图58中，在通过AED动作检测到X射线的照射开始的定时将所有的块BL1～BL16设为运转状态。更详细而言，在图58中，控制部54将X射线的照射开始检测时为非运转状态的块BL(块BL3、BL4、BL7、BL8、BL11、BL12、BL15、BL16)转换为运转状态。另一方面，控制部54对于在X射线的照射开始检测时为运转状态的块BL(上述以外的块BL1、BL2等)继续保持运转状态。

并且，在图58中，在通过AED动作检测到X射线的照射开始的定时，立即将所有的块BL1～BL16设为运转状态，因此可以说在检测到X射线的照射开始之后，在所有的块BL1～BL16的切换结束1循环的剂量信号DDS(C)的读出周期TX的期间将所有的块BL1～BL16设为运转状态。

如此，在通过AED动作检测到X射线的照射开始之后至图像读出动作开始之前为止，将所有的块BL设为运转状态，因此在图像读出动作时，由于通过AED动作切换各块BL的电力的供给状态而产生的块BL内的温度分布的偏差已被解决的可能性高。因此，不会因块BL内的温度分布的偏差而图像信号DIS(C)中产生温度漂移，能够得到良好的画质的X射线图像。

并且，在检测到X射线的照射开始之后，在所有的块BL1～BL16的切换结束1循环的剂量信号DDS(C)的读出周期TX的期间，将所有的块BL1～BL16设为运转状态，因此在图像读出动作的开始之前，能够确保用于解决块BL内的温度分布的偏差的充分的时间。

另外，作为将所有的块BL1～BL16设为运转状态的定时，为在通过AED动作检测到X射线的照射开始之后至图像读出动作开始之前为止的期间的任意的定时即可。但是，为了可靠地解决块BL内的温度分布的偏差，如图58所示，优选通过AED动作检测到X射线的照射开始的定时将所有的块BL1～BL16设为运转状态。另外，运转状态和非运转状态以及第1状态和第2状态的定义如在上述第2发明的末尾所叙述。

并且，关于用于使块BL稳定地运转而所需要的时间TW，既存在与构成块BL的CA60、CDS61、MUX76及ADC77的运转的准备所花费的时间大致相同的情况，也存在比其长的情况。用于使块BL稳定地运转而所需要的时间TW与构成块BL的CA60、CDS61、MUX76及ADC77的运转的准备所花费的时间大致相同的情况，也包含于第4发明中。即，构成块BL的CA60、CDS61、MUX76及ADC77的运转的准备结束之后立即开始电荷的读出的情况也包含于本第4发明中。

另外，在时间TW的期间施加到块BL的各部的电力可以根据块BL的温度来变更。例如，当时间TW之前的块BL的温度大幅低于目标温度时，控制部54将比较大的电力施加到块BL的各部而使温度在短时间内达到目标温度。相对于此，当时间TW之前的块BL的温度低于目标温度但比较接近目标温度时，若将比较大的电力施加到块BL的各部，则有可能超过目标温度，因此控制部54以比较低的电力使块BL的各部动作。

如上所述，本第4发明的各实施方式可以与上述第1发明、上述第2发明及上述第3发明的各实施方式组合而实施。例如，与上述第2、第3发明的情况同样地，可以适用上述第1发明来如上述第1-1实施方式的图14等所示那样，通过控制部54将ADC77及与该ADC77构成块BL的MUX76的电力的供给状态周期性地切换为第1状态和第2状态。

与上述第2、第3发明同样地，关于本第4发明与上述第1发明的ADC77、以及块BL的供给电力的切换模式的组合，例如能够进行以下所示的组合。首先，如上述第1-1实施方式的图14等所示，当存在2个以上的周期性地切换电力的供给状态的MUX76及ADC77的块BL时，可以通过控制部54将2个以上的块BL中的至少2个块BL的电力的供给状态的切换定时错开。

另外，如上述第1-1实施方式的图14等所示，也可以按2个以上的块BL所属的多个组将电力的供给状态的切换定时错开。在该情况下，优选在属于相同组中的2个块BL之间配置有至少1个块BL。或者，如上述第1-2实施方式的图18等所示，可以将2个以上的块BL的所有的电力的供给状态的切换定时错开。

如上述第1-5实施方式的图21等所示，当包含仅连接有非检测用CA131的MUX76的块BL存在多个时，可以将其中的至少1个始终设为第2状态。

如图35～图37的上述第1-12实施方式所示，可以对剂量信号DDS(C)实施泄漏电荷校正和温度漂移校正。

此外，可以组合图25～图27所示的设置连接有AED动作中所使用的检测用像素90的信号线42即检测用通道95的上述第1-8实施方式、图28～图31所示的设置有AED动作专用的检测用像素90X的上述第1-9实施方式、图32所示的能够对检测用像素90进行设定变更的上述第1-10实施方式、图33及图34所示的能够简化AED动作时的CDS61的动作的上述第1-11实施方式、图38所示的切换数字信号的传送I/F的上述第1-13实施方式。

并且，可以适用图39～图43所示的上述第2发明的上述第2-1～第2-3实施方式，将向对ADC77选择性地输出模拟电压信号V(C)的一部分CA以外的非选择的CA中的至少1个的AED动作时的供给电力设为低于图像读出动作时的通常电力的省电力状态。

另外，也可以适用图44～图49所示的、与图像读出动作时相比减少ADC77的时钟信号的每单位时间的脉冲数的上述第3-1、3-2实施方式。

5.第5发明

以下说明的图59及图60所示的第5发明为如下内容：与图像读出动作时相比，控制部54减少AED动作时的向CA60的供给电力。在上述在第2发明中为将向非检测用CA131中的至少1个的AED动作时的供给电力设定为低于图像读出动作时的通常电力的省电力状态的内容，但本第5发明中，没有检测用CA132和非检测用CA131的区分，并且与图像读出动作时相比，在AED动作时减少向CA60的供给电力，在这点上与上述第2发明不同。

在第5发明中，与上述第2～第4发明同样地，X射线摄影系统10、电子暗盒16等基本结构也与上述第1发明相同。以下，对与第1～第4发明相同的部分标注相同的符号而省略说明，重点说明不同点。

如图59所示，控制部54将图像读出动作时的向所有的CA60的供给电力P_C设为通常电力的PN_C，将AED动作时的向所有的CA60的供给电力P_C设为低于PN_C的PL_C。

图60是表示本第5发明的电子暗盒的动作步骤的流程图。与上述第1-1实施方式的图17所示的流程图的不同点在于以单点划线包围的步骤ST1205及步骤ST1805。以下，仅对不同点进行说明。

在步骤ST1205中，在AED动作中，所有的CA60以供给电力PL_C被低电力驱动。另一方面，在步骤ST1805的图像读出动作中，所有的CA60以通常电力PN_C被驱动。

如此，与图像读出动作时相比，在AED动作时减少向CA60的供给电力，因此能够减少AED动作时的信号处理电路51的耗电量。因此，与上述第1～第3发明同样地，电池65比以往持续更长时间，由此电池65的充电次数也减少，因此能够提高摄影效率。

根据上述记载能够掌握以下的附记项1中所记载的放射线图像检测装置及附记项2中所记载的放射线图像检测装置的工作方法。

[附记项1]

一种放射线图像检测装置，其具备：

传感器面板，二维排列有感应从放射线产生装置照射而透射了被摄体的放射线而积蓄电荷的像素，且配置有读出所述电荷的多个信号线；

信号处理电路，通过所述信号线从所述像素读出与所述电荷相应的模拟电压信号来进行信号处理；

多个电荷放大器，包含于所述信号处理电路中，按所述信号线设置，且与所述信号线的一端连接，并且将来自所述像素的所述电荷转换为所述模拟电压信号；

多工器，包含于所述信号处理电路中，具有多个输入端子，在所述多个输入端子上分别连接有所述多个电荷放大器，并且依次选择来自所述多个电荷放大器的所述模拟电压信号而进行输出；

AD转换器，包含于所述信号处理电路中，与所述多工器的后段连接，并且执行将从所述多工器输出的所述模拟电压信号转换为与电压值相应的数字信号的AD转换处理；及

控制部，控制所述信号处理电路来执行照射开始检测动作及图像读出动作，

所述照射开始检测动作为如下动作：从所述放射线的照射开始前开始，从所述像素通过所述信号线读出所述电荷，并根据与所读出的所述电荷相对应的所述数字信号来检测所述放射线的照射开始，

所述图像读出动作为如下动作：在所述放射线的照射开始后，经过在所述像素中积蓄所述电荷的像素电荷积蓄期间之后，从所述像素通过所述信号线读出所述电荷，并输出与所读出的所述电荷相对应的所述数字信号所表示的供诊断的放射线图像，

与所述图像读出动作时相比，所述控制部减少所述照射开始检测动作时的向所有的所述电荷放大器的供给电力。

[附记项2]

一种放射线图像检测装置的工作方法，所述放射线图像检测装置具备：传感器面板，二维排列有感应从放射线产生装置照射而透射了被摄体的放射线而积蓄电荷的像素，且配置有读出所述电荷的多个信号线；信号处理电路，通过所述信号线从所述像素读出与所述电荷相应的模拟电压信号来进行信号处理；多个电荷放大器，包含于所述信号处理电路中，按所述信号线设置，且与所述信号线的一端连接，并且将来自所述像素的所述电荷转换为模拟电压信号；多工器，包含于所述信号处理电路中，具有多个输入端子，在所述多个输入端子上分别连接有所述多个电荷放大器，并且依次选择来自所述多个电荷放大器的所述模拟电压信号而进行输出；AD转换器，包含于所述信号处理电路中，与所述多工器的后段连接，并且执行将从所述多工器输出的所述模拟电压信号转换为与电压值相应的数字信号的AD转换处理；及控制部，控制所述信号处理电路，

所述放射线图像检测装置的工作方法具备：

照射开始检测步骤，执行如下照射开始检测动作，即，从所述放射线的照射开始前开始，从所述像素通过所述信号线读出所述电荷，并根据与所读出的所述电荷相对应的所述数字信号来检测所述放射线的照射开始；及

图像读出步骤，执行如下图像读出动作，即，在所述放射线的照射开始后，经过在所述像素中积蓄所述电荷的像素电荷积蓄期间之后，从所述像素通过所述信号线读出所述电荷，并输出与所读出的所述电荷相对应的所述数字信号所表示的供诊断的放射线图像，

与所述图像读出动作时相比，减少所述照射开始检测步骤中的向所有的所述电荷放大器的供给电力。

另外，附记项2中所记载的照射开始检测步骤及图像读出步骤分别与图60的步骤ST1205及步骤ST1805对应。

6.第6发明

以下说明的图61及图62所示的第6发明为如下内容：与图像读出动作时相比，控制部54减少AED动作时的ADC77的时钟信号的每单位时间的脉冲数。上述第3发明为如下内容：对ADC77选择性地输出来自包含检测用CA132的一部分CA的模拟电压信号V(C)，仅实施对向ADC77选择性地输出的模拟电压信号V(C)的AD转换处理的基础上，与图像读出动作时相比减少AED动作时的ADC77的时钟信号的每单位时间的脉冲数。相对于此，在本第6发明中，没有检测用CA132和非检测用CA131的区分，与图像读出动作时同样地，对ADC77实施对来自所有的CA60的模拟电压信号V(C)的AD转换处理的基础上，与图像读出动作时相比，减少AED动作时的ADC77的时钟信号的每单位时间的脉冲数，在这点上与上述第3发明不同。

在第6发明中，与上述第2～第5发明同样地，X射线摄影系统10、电子暗盒16等基本结构也与上述第1发明相同。以下，对与第1～第5发明相同的部分标注相同的符号而省略说明，重点说明不同点。

如图61所示，关于所有的ADC77的时钟信号的每单位时间的脉冲数NPU_A，在图像读出动作时，控制部54设为通常的脉冲数NPUN_A，在AED动作时设为NPUN_A的1/2的NPUL_A。

图62是表示本第6发明的电子暗盒的动作步骤的流程图。与上述第1-1实施方式的图17所示的流程图的不同点在于以单点划线包围的步骤ST1206及步骤ST1806。以下，仅对不同点进行说明。

在步骤ST1206中，在AED动作中，对所有的ADC77施加通常的脉冲数NPUN_A的1/2的脉冲数NPUL_A的时钟信号。另一方面，在步骤ST1806的图像读出动作中，对所有的ADC77施加脉冲数NPUN_A的通常的时钟信号。

如此，与图像读出动作时相比减少AED动作时的ADC77的时钟信号的每单位时间的脉冲数，因此能够减少AED动作时的信号处理电路51的耗电量。因此，与上述第1～第3、第5发明同样地，电池65比以往持续更长时间，由此电池65的充电次数也减少，因此能够提高摄影效率。

根据上述记载能够掌握以下的附记项3中所记载的放射线图像检测装置及附记项4中所记载的放射线图像检测装置的工作方法。

[附记项3]

一种放射线图像检测装置的工作方法，所述放射线图像检测装置具备：

传感器面板，二维排列有感应从放射线产生装置照射而透射了被摄体的放射线而积蓄电荷的像素，且配置有读出所述电荷的多个信号线；

信号处理电路，通过所述信号线从所述像素读出与所述电荷相应的模拟电压信号来进行信号处理；

多个AD转换器，包含于所述信号处理电路中，执行将所述模拟电压信号转换为与电压值相应的数字信号的AD转换处理，且分担按所述信号线执行的所述AD转换处理；及

控制部，控制所述信号处理电路来执行照射开始检测动作及图像读出动作，

所述照射开始检测动作为如下动作：从所述放射线的照射开始前开始，从所述像素通过所述信号线读出所述电荷，并根据与所读出的所述电荷相对应的所述数字信号来检测所述放射线的照射开始，

所述图像读出动作为如下动作：在所述放射线的照射开始后，经过在所述像素中积蓄所述电荷的像素电荷积蓄期间之后，从所述像素通过所述信号线读出所述电荷，并输出与所读出的所述电荷相对应的所述数字信号所表示的供诊断的放射线图像，

在所述照射开始检测动作中，对于所有的所述AD转换器，与所述图像读出动作时相比，所述控制部减少规定所述AD转换器的动作定时的时钟信号的每单位时间的脉冲数。

[附记项4]

一种放射线图像检测装置的工作方法，所述放射线图像检测装置具备：传感器面板，二维排列有感应从放射线产生装置照射而透射了被摄体的放射线而积蓄电荷的像素，且配置有读出所述电荷的多个信号线；信号处理电路，通过所述信号线从所述像素读出与所述电荷相应的模拟电压信号来进行信号处理；多个AD转换器，包含于所述信号处理电路中，执行将所述模拟电压信号转换为与电压值相应的数字信号的AD转换处理，且分担按所述信号线执行的所述AD转换处理；及控制部，控制所述信号处理电路，

所述放射线图像检测装置的工作方法具备：

照射开始检测步骤，执行如下照射开始检测动作，即，从所述放射线的照射开始前开始，从所述像素通过所述信号线读出所述电荷，并根据与所读出的所述电荷相对应的所述数字信号来检测所述放射线的照射开始；及

图像读出步骤，执行如下图像读出动作，即，在所述放射线的照射开始后，经过在所述像素中积蓄所述电荷的像素电荷积蓄期间之后，从所述像素通过所述信号线读出所述电荷，并输出与所读出的所述电荷相对应的所述数字信号所表示的供诊断的放射线图像，

在所述照射开始检测步骤中，对于所有的所述AD转换器，与所述图像读出动作时相比，减少规定所述AD转换器的动作定时的时钟信号的每单位时间的脉冲数。

另外，附记项4中所记载的照射开始检测步骤及图像读出步骤分别与图62的步骤ST1206及步骤ST1806对应。

7.第7发明

以下说明的图63及图64所示的第7发明为电路结构的变形例。在第7发明中，与上述第2～第6发明同样地，X射线摄影系统10、电子暗盒16等基本结构也与上述第1发明相同。以下，对与第1～第6发明相同的部分标注相同的符号而省略说明，重点说明不同点。

图63及图64表示本第7发明中的1个块BL与其周边的电路结构。如图39所示的上述第2-1实施方式那样，块BL是检测用通道95和非检测用通道130混合存在而得到的。检测用通道95与图49所示的上述第3-2实施方式同样地，在CDS61的后段被分为第1路径140和第2路径141，且连接有开关142。开关142根据从控制部54输入的驱动控制信号S_MUX将与检测用通道95连接的路径切换为第1路径140和第2路径141。

在检测用CA132及非检测用CA131的前段，检测用通道95及非检测用通道130被分为第1路径200和第2路径201。第1路径200与检测用CA132及非检测用CA131连接。第2路径201不经由检测用CA132及非检测用CA131而与CDS61连接。第1路径200为向检测用CA132及非检测用CA131输入电荷的路径。第2路径201为不经由检测用CA132及非检测用CA131而将电荷输出到MUX76的路径。

在检测用通道95或非检测用通道130、第1路径200、及第2路径201上连接有开关202。开关202根据从控制部54输入的驱动控制信号S_CA将与检测用通道95或非检测用通道130连接的路径切换为第1路径200和第2路径201。

同样地，在CDS61的前段，检测用通道95及非检测用通道130被分为第1路径203和第2路径204，且连接有开关205。开关205根据从控制部54输入的驱动控制信号S_CDS将与检测用通道95或非检测用通道130连接的路径切换为第1路径203和第2路径204。

在检测用通道95及非检测用通道130经由开关206连接有偏置电源207。开关206根据从控制部54输入的驱动控制信号S_BIAS来切换接通/断开。

控制部54对各通道95、130(各信号线42)的开关142、202、205个别输出各驱动控制信号S_MUX、S_CA、S_CDS。因此，控制部54能够进行将检测用通道95的开关202、205设为第1路径200、203侧，而将非检测用通道130的开关202、205设为第2路径201、204侧等各开关142、202、205的个别的驱动控制。关于开关206也同样地，控制部54个别输出驱动控制信号S_BIAS，能够进行将检测用通道95设为断开状态并将非检测用通道130设为接通状态等。

图63表示图像读出动作时。即，通过开关142、202、205，各通道95、130均选择了第1路径140、200、203。并且，开关206均成为断开状态。

另一方面，在AED动作时，例如成为图64所示的状态。即，在检测用通道95中，通过开关142选择了第2路径141，通过开关202、205选择了第1路径200、203。并且，开关206依然成为断开状态。该状态与上述第3-2实施方式的图49A的状态相同。因此，如在上述第3-2实施方式中所说明，来自检测用CA132的模拟电压信号V(C)不经由MUX76而直接输出到ADC77。

相对于此，在非检测用通道130中，通过开关202、205选择了第2路径201、204。并且，开关206成为接通状态。在该情况下，非检测用通道130的电荷不经由非检测用CA131、CDS61而直接输出到MUX76。并且，通过开关206从偏置电源207向非检测用通道130施加偏置电压。

在该情况下，与图41所示的上述第2-2实施方式同样地，非检测用CA131为供给电力PL_C为0的断电状态。非检测用通道130的CDS61也同样地为断电状态。

当将非检测用CA131设为断电状态时，如在上述第2-2实施方式中所说明，存在如下问题：无法保持非检测用CA131的2个输入端子之间的虚拟短路状态，非检测用CA131的输入段的电位不固定，非检测用通道130的电荷也随之变得不稳定，导致对后面的图像读出动作产生坏影响。因此，在本第7发明中，将开关206设为接通状态，并从偏置电源207向非检测用通道130施加偏置电压。由此，能够解决非检测用通道130的电荷变得不稳定而对其后面的图像读出动作产生坏影响的上述问题。

另外，非检测用CA131可以如上述第2-1实施方式那样，施加输入段的电位保持固定的程度的供给电力PL_C而设为低电力状态，而不是断电状态。

可以如图43所示的第2-3实施方式那样，不仅是非检测用CA131，检测用CA132也在供给低于通常电力PN_C且大于0的电力的低电力状态下驱动。但是，在该情况下，如图64所示，也在AED动作时，在检测用通道95中，通过开关142选择了第2路径141，通过开关202、205选择了第1路径200、203，开关206成为断开状态。

并且，当在低电力状态下驱动了检测用CA132时，检测用CA132的检测性能降低，因此剂量信号DDS(C)的S/N比有可能随之降低。因此，优选增多从栅极驱动部50同时施加栅极脉冲G(R)的栅极线41的根数来增加在检测用通道95中加法运算的电荷的量，从而提高剂量信号DDS(C)的S/N比。

另外，控制部54可以以块BL单位一律输出各驱动控制信号S_MUX、S_CA、S_CDS、S_BIAS，而不是对各通道95、130(各信号线42)的开关142、202、205、206个别输出各驱动控制信号S_MUX、S_CA、S_CDS、S_BIAS。例如，如上述第1-5实施方式那样将ADC77始终设为非运转的块BL中，将开关142、202、205一律设为第2路径141、201、204侧，且将开关206一律设为接通状态。

开关206及偏置电源207可以内置于块BL中，进而可以内置于信号处理电路51中。

将检测用CA132设为断电状态并将开关206设为接通状态，从偏置电源207向检测用通道95施加偏置电压而将检测用通道95的开关202、205设为第2路径201、204侧。而且，用ADC77将因在X射线的照射时在像素40中流动的电流而产生的偏置电源207的负荷转换为数字信号DS(C)。可以将其用作剂量信号DDS(C)，当该剂量信号DS(C)比预定的范围更加变动时，判定为已开始X射线的照射。

同样地，将检测用CA131设为断电状态并将开关206设为接通状态，从偏置电源207向非检测用通道130施加偏置电压而将非检测用通道130的开关202、205设为第2路径201、204侧。而且，用ADC77将因在X射线的照射时在像素40中流动的电流而产生的偏置电源207的负荷转换为数字信号DS(C)。可以将其用作剂量信号DDS(C)，当该剂量信号DS(C)比预定的范围更加变动时，判定为已开始X射线的照射。

或者，可以根据从检测用通道95输出的表示偏置电源207的负荷变动的剂量信号DDS(C)和从非检测用通道130输出的表示偏置电源207的负荷变动的剂量信号DDS(C)两者来判定X射线的照射开始。具体而言，运算上述各剂量信号DDS(C)的差分或比，并根据所运算出的差分或比来判定X射线的照射开始。若如此进行，则施加到电子暗盒16的冲击或振动噪声、电磁噪声等噪声成分被消除，因此能够减少因噪声成分而误判定X射线的照射开始的担忧。

可以如上述第2-1实施方式那样，施加检测用CA132或非检测用CA131的输入段的电位保持固定的程度的供给电力PL_C来设为低电力状态，而不是将检测用CA132或非检测用CA131设为断电状态。

获取表示负荷变动的剂量信号DDS(C)的电源并不限于偏置电源207。只要为在AED动作中通电的电源，则可以为ADC77或CA60、或CDS61的电源等任何电源。

但是，当利用表示电源的负荷变动的剂量信号DDS(C)判定是否已开始X射线的照射时，电源的负荷变动量小，剂量信号DDS(C)的S/N比有可能随之降低而X射线的照射开始检测性能降低。

因此，优选增多从栅极驱动部50同时施加栅极脉冲G(R)的栅极线41的根数来增加在检测用通道95或非检测用通道130中加法运算的电荷的量，从而提高剂量信号DDS(C)的S/N比。或者，可以通过对相邻的通道间的剂量信号DDS(C)进行加法运算或算术平均来提高剂量信号DDS(C)的S/N比。进而，可以通过同时使用增多从栅极驱动部50同时施加栅极脉冲G(R)的栅极线41的根数来增加在各通道中加法运算的电荷的量的方法和对相邻的通道间的剂量信号DDS(C)进行加法运算或算术平均的方法来进一步提高剂量信号DDS(C)的S/N比。

本第7发明可以与上述第1发明、上述第2发明、上述第3发明及上述第4发明的各实施方式组合而实施。例如，与上述第2～第4发明的情况同样地，可以适用上述第1发明来如上述第1-1实施方式的图14等所示那样，通过控制部54将ADC77及与该ADC77构成块BL的MUX76的电力的供给状态周期性地切换为第1状态和第2状态。

与上述第2～第4发明同样地，关于本第7发明与上述第1发明的ADC77、以及块BL的供给电力的切换模式的组合，例如能够进行以下所示的组合。首先，如上述第1-1实施方式的图14等所示，当存在2个以上的周期性地切换电力的供给状态的MUX76及ADC77的块BL时，可以通过控制部54将2个以上的块BL中的至少2个块BL的电力的供给状态的切换定时错开。

另外，如上述第1-1实施方式的图14等所示，也可以按2个以上的块BL所属的多个组将电力的供给状态的切换定时错开。在该情况下，优选在属于相同组中的2个块BL之间配置有至少1个块BL。或者，如上述第1-2实施方式的图18等所示，可以将2个以上的块BL的所有的电力的供给状态的切换定时错开。

如上述第1-5实施方式的图21等所示，当包含仅连接有非检测用CA131的MUX76的块BL存在多个时，可以将其中的至少1个始终设为第2状态。

如图35～图37的上述第1-12实施方式所示，可以对剂量信号DDS(C)实施泄漏电荷校正和温度漂移校正。

此外，可以组合图25～图27所示的设置连接有AED动作中所使用的检测用像素90的信号线42即检测用通道95的上述第1-8实施方式、图28～图31所示的设置有AED动作专用的检测用像素90X的上述第1-9实施方式、图32所示的能够对检测用像素90进行设定变更的上述第1-10实施方式、图33及图34所示的能够简化AED动作时的CDS61的动作的上述第1-11实施方式、图38所示的切换数字信号的传送I/F的上述第1-13实施方式。

并且，可以适用图39～图43所示的上述第2发明的上述第2-1～第2-3实施方式，将向对ADC77选择性地输出模拟电压信号V(C)的一部分CA以外的非选择的CA中的至少1个的AED动作时的供给电力设为低于图像读出动作时的通常电力的省电力状态。

另外，也可以适用图44～图49所示的、与图像读出动作时相比减少ADC77的时钟信号的每单位时间的脉冲数的上述第3-1、3-2实施方式。

进而，可以适用图50～图58所示的、在AED动作中，分别对多个块BL1～BL16，在开始电荷的读出的定时的预定时间之前进行从第2状态向第1状态的切换的上述第4-1～4-3实施方式，该预定时间是为了使构成块BL的ADC77等稳定地运转而所需要的时间。

在上述第1～第7发明的各实施方式中，例示出了电子暗盒16作为放射线图像检测装置，但本发明并不限定于此。对固定于立位摄影台18或卧位摄影台19的固定式的放射线图像检测装置也能够适用本发明。

在上述第1～第7发明的各实施方式中，例如如控制部54、泄漏电荷校正部121、温度漂移校正部122之类的执行各种处理的处理部(processing unit)的硬件结构为如下所示的各种处理器(processor)。

各种处理器中包括CPU、可编程逻辑器件(Programmable Logic Device：PLD)、专用电路等。众所周知，CPU为执行软件(程序)而作为各种处理部发挥功能的通用的处理器。PLD为FPGA(Field Programmable Gate Array：现场可编程门阵列)等在制造后能够变更电路结构的处理器。专用电路为ASIC(Application Specific Integrated Circuit：专用集成电路)等具有为了执行特定的处理而专门设计的电路结构的处理器。

1个处理部可以由这些各种处理器中的1个构成，也可以由相同种类或不同种类的2个以上的处理器的组合(例如，多个FPGA或CPU与FPGA的组合)构成。并且，也可以由1个处理器构成多个处理部。作为由1个处理器构成多个处理部的例子，第1，有由1个以上的CPU与软件的组合构成1个处理器且该处理器作为多个处理部发挥功能的方式。第2，有如片上系统(System On Chip：SoC)等为代表那样，使用由1个IC芯片实现包含多个处理部的系统整体的功能的处理器的方式。如此，各种处理部使用1个以上的上述各种处理器作为硬件结构而构成。

另外，更具体而言，这些各种处理器的硬件结构为将半导体元件等电路元件组合而成的电路(circuitry)。

本发明并不限于X射线，使用γ射线等其他放射线时也能够适用。

另外，本说明书中所记载的连接词“或”、“或者”根据上下文并不是意图由这些连接词相连的多个选择项中的任意1个这样的限定性解释的表述，而是还包含多个选择项的组合的表述。例如，文章“进行选择项A或选择项B。”根据上下文应解释为具有“进行选择项A。”、“进行选择项B。”、“进行选择项A及选择项B。”这3种含义。

本发明并不限于上述第1～第7发明的各实施方式，只要不脱离本发明的宗旨，则当然能够采用各种结构。另外，本发明除了涉及程序以外，还涉及存储程序的存储介质。

符号说明

10-X射线摄影系统，11-X射线产生装置，12-X射线摄影装置，13-X射线源，14-射线源控制装置，15-照射开关，16-电子暗盒(放射线图像检测装置)，17-控制台，18-立位摄影台，19-卧位摄影台，20-显示器，21-输入器件，22、23-无线通信部，25-菜单/条件表，30-传感器面板，31-电路部，32-框体，32A-前表面，33-透射板，34-闪烁器，35-光检测基板，40-像素，41、107-栅极线，42-信号线，43、105-光电转换部，44、106-TFT，50、108-栅极驱动部，51-信号处理电路，52-存储器，53-供电部，54-控制部，60-电荷放大器(CA)，61-相关双采样电路(CDS)，62-多工器(MUX)部，63-AD转换器(ADC)部，65-电池，66-有线通信部，70-运算放大器，71-电容器，72-放大器复位开关，73A-第1采样保持电路(第1S/H)，73B-第2采样保持电路(第2S/H)，74-差分放大器，75-(第1～第12)栅极驱动电路，76、76A、76B、135-(第1～第16)MUX，77-(第1～第16)ADC，90、90X、90X1～90X3-检测用像素，95-检测用通道，100-短路线，120-参照通道，121-泄漏电荷校正部，122-温度漂移校正部，125-LVDS接口(I/F)，126-CMOS接口(I/F)，127-开关，130-非检测用通道，131-非检测用CA，132-检测用CA，133-开关，140、200、203-第1路径，141、201、204-第2路径，142、202、205、206-开关，207-偏置电源，G(R)-栅极脉冲，V(C)-模拟电压信号，DS(C)-数字信号，DIS(C)-图像信号，DDS(C)-剂量信号，RCDDS(C)-已校正泄漏电荷的剂量信号，DRCDDS(C)-已校正温度漂移的剂量信号，AR1～AR16-区域，BL1～BL16-块，CP1～CP4-芯片，T-单位时间，P_A、PON_A、PSL_A-向ADC的供给电力，ST100～ST190、ST1202～ST1206、ST1802～ST1806、ST300～ST330-步骤，LA1、LA2-区域，RLA1～RLA3-范围，α(C)-校正系数，F{DRS(C-1)、DRS(C+1)}-校正系数的计算式，TP-块的中心部的温度，SC-在检测用像素中产生的电荷，LC-泄漏电荷，P_C、PN_C、PL_C、PL_C1、PL_C2-向CA的供给电力，DT-表示检测用通道的字母，NDT-表示非检测用通道的字母，NPU_A、NPUN_A、NPUL_A-ADC的时钟信号的每单位时间的脉冲数，CLN_A、CLL_A-ADC的时钟信号，TC-时钟信号的周期，TW-为了使块稳定地运转而所需要的时间，TX-剂量信号的读出周期，S_MUX、S_CA、S_CDS、S_BIAS-开关的驱动控制信号。