CN102934423B - 放射线图像拍摄装置 - Google Patents

放射线图像拍摄装置 Download PDF

Info

Publication number
CN102934423B
CN102934423B CN201180027430.7A CN201180027430A CN102934423B CN 102934423 B CN102934423 B CN 102934423B CN 201180027430 A CN201180027430 A CN 201180027430A CN 102934423 B CN102934423 B CN 102934423B
Authority
CN
China
Prior art keywords
mentioned
view data
scan line
reading process
conducting voltage
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CN201180027430.7A
Other languages
English (en)
Other versions
CN102934423A (zh
Inventor
田岛英明
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Konica Minolta Medical and Graphic Inc
Original Assignee
Konica Minolta Medical and Graphic Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Konica Minolta Medical and Graphic Inc filed Critical Konica Minolta Medical and Graphic Inc
Publication of CN102934423A publication Critical patent/CN102934423A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN102934423B publication Critical patent/CN102934423B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4241—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using energy resolving detectors, e.g. photon counting
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4283—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by a detector unit being housed in a cassette
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/54—Control of apparatus or devices for radiation diagnosis
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/17—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/30—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof for transforming X-rays into image signals
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N5/00—Details of television systems
    • H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
    • H04N5/32—Transforming X-rays
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L27/00—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate
    • H01L27/14—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate including semiconductor components sensitive to infrared radiation, light, electromagnetic radiation of shorter wavelength or corpuscular radiation and specially adapted either for the conversion of the energy of such radiation into electrical energy or for the control of electrical energy by such radiation
    • H01L27/144—Devices controlled by radiation
    • H01L27/146—Imager structures
    • H01L27/14665—Imagers using a photoconductor layer
    • H01L27/14676—X-ray, gamma-ray or corpuscular radiation imagers

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)

Abstract

本发明提供一种能够提高在以装置本身对放射线的照射已开始的情况进行检测时的检测效率的放射线图像拍摄装置。放射线图像拍摄装置（1）具备在从放射线检测元件（7）读取图像数据（d、D）的读取处理时向各扫描线（5）依次施加导通电压的扫描驱动单元（15），控制单元（22）进行如下控制：从放射线图像拍摄前起从扫描驱动单元（15）向各扫描线（5）依次施加导通电压而进行从放射线检测元件（7）读取图像数据（d）的读取处理，在读取的图像数据（d）超过阈值（dth）的时刻对放射线的照射已开始的情况进行检测，并且使在放射线图像拍摄前的图像数据（d）的读取处理时从扫描驱动单元（15）向扫描线（5）施加导通电压起到将施加的电压切换至截止电压的导通时间等，比在放射线照射结束后的图像数据（D）的读取处理时的导通时间等长。

Description

放射线图像拍摄装置
技术领域
本发明涉及放射线图像拍摄装置，特别是涉及装置本身能够检测放射线的照射开始等的放射线图像拍摄装置。
背景技术
目前开发出各种直接型的放射线图像拍摄装置和间接型的放射线图像拍摄装置，直接型的放射线图像拍摄装置是根据所照射的X射线等放射线的线量由检测元件产生电荷并转换成电信号的装置，间接型的放射线图像拍摄装置是将所照射的放射线由闪烁器等转换成可见光等其他波长的电磁波，之后根据被转换照射的电磁波的能量由光电二极管等光电转换元件产生电荷并转换成电信号的装置。此外，本发明中，将直接型的放射线图像拍摄装置的检测元件、间接型的放射线图像拍摄装置的光电转换元件统称为放射线检测元件。
该类型的放射线图像拍摄装置已知为FPD（FlatPanelDetector），以往被与支承台（或ブッキー装置、buckydevice）一体形成（例如参照专利文献1），但近年来，将放射线检测元件等收纳于壳体的移动型的放射线图像拍摄装置得到开发并推广（例如参照专利文献2、3）。
在这样的放射线图像拍摄装置中，例如如后述的图3、图7所示，通常，放射线检测元件7在检测部P上被排列成二维状（矩阵状），且在各放射线检测元件7分别设置有由薄膜场效应晶体管（ThinFilmTransistor。以下，称作TFT。）8形成的开关单元。并且多数情况下，在放射线图像拍摄前，即从放射线产生装置向放射线图像拍摄装置照射放射线前，适宜地控制TFT8的导通/截止，并且进行将残存于各放射线检测元件7内的多余的电荷释放的复位处理。
此外，在各放射线检测元件7的复位处理结束后，如果在从扫描驱动单元15的栅极驱动器15b经由各扫描线6向TFT8施加截止电压而使所有TFT8成为截止状态的状态下从放射线产生装置向放射线图像拍摄装置照射放射线，会在各放射线检测元件7内产生与放射线的线量相应的电荷，且该电荷被蓄积于各放射线检测元件7内。
此外，多数情况下，在放射线图像拍摄后，如图73所示，依次切换施加有来自扫描驱动单元15的栅极驱动器15b的信号读取用的导通电压的扫描线5的各线L1～Lx，并且从各放射线检测元件7中读取蓄积于其内部的电荷，而后由读取电路17进行电荷电压转换等，从而作为图像数据读取。
但是，在如此构成的情况下，需要确切地构建放射线图像拍摄装置与向放射线图像拍摄装置照射放射线的放射线产生装置之间的接口，在被放射线照射的阶段形成放射线图像拍摄装置侧能够在各放射线检测元件7内蓄积电荷的状态，但装置间的接口的构建并不容易。而且，当放射线图像拍摄装置侧在各放射线检测元件7正进行复位处理过程中被放射线照射时，会存在因放射线的照射而产生的电荷从各放射线检测元件7流出，照射的放射线的电荷即向图像数据转换的转换效率降低等问题。
因此，近年来，开发出各种由放射线图像拍摄装置本身检测被放射线照射的情况的技术。此外，作为上述技术中的一环，考虑利用例如专利文献4、专利文献5中记载的技术而由放射线图像拍摄装置本身检测放射线的照射的情况。
在专利文献4、5中，记载有如下的放射线图像拍摄装置、图像数据的读取方法，其中，在正向放射线图像拍摄装置照射放射线的过程中，依次切换施加有来自扫描驱动单元15的栅极驱动器15b的导通电压的扫描线5的各线L1～Lx，并且重复进行对来自放射线检测元件7的图像数据的读取处理。
在该情况下，如图74所示，当对扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压，并将从排列在检测部P上的全部的放射线检测元件7中的作为读取图像数据的对象的各放射线检测元件7中读取各图像数据的期间作为1帧时，因放射线的照射而在放射线检测元件7内产生的电荷在各帧的读取处理中被分割地读取。
因此，将针对每个放射线检测元件7将从开始放射线的照射的帧起到放射线的照射结束帧的下一帧为止的每帧中读取的图像数据相加，从而再构建每个放射线检测元件7的图像数据。
但是，通过本发明人的研究，发现如专利文献4、5所记载的发明那样，在检测到放射线的照射后仍持续进行每帧的图像数据的读取处理的情况下，会产生如下的问题。
即，在该情况下，如图75所示，当从栅极驱动器15b按照从图中的最上侧的扫描线5到顺次位于下侧的各扫描线5的顺序依次施加导通电压，并且进行每帧的图像数据的读取处理的情况下，当前，假定例如在向图76中以斜线标注示出的部分ΔT的扫描线5依次施加导通电压期间被放射线照射且照射结束。此外，图76并非表示仅对以斜线标注示出的部分ΔT被照射放射线，而是检测部P的全部区域被照射放射线。
此外，在随后也持续进行图像数据的读取处理并进行了图像数据的读取处理后，当如上所述将含有该帧的二次量或三次量中的每帧中的图像数据相加进而再构建每个放射线检测元件7的图像数据时，如图77A、图77B所示，会在基于再构建出的图像数据而生成的放射线图像p中出现浓淡。
即，例如，在基于向放射线图像拍摄装置的检测部P的全部区域一致地照射相同的线量的放射线时再构建出的各图像数据d而生成的放射线图像p中，当沿信号线6的延伸方向（图77A中的纵向的箭头方向）观察再构建出的各图像数据d的情况下，如图77B所示，与在照射放射线期间被依次施加导通电压的扫描线5（即图76的斜线部分ΔT）对应的图像区域δT的图像数据d成为大于其上侧的图像区域A和下侧的图像区域B的图像数据d的值。
因此，放射线图像p中的图像区域δT的部分与图像区域A和图像区域B相比略黑（即稍暗）。这样，发现存在即便对放射线图像拍摄装置一致地照射放射线，仍会在放射线图像p中出现浓淡的问题。
该问题不仅会出现在朝放射线图像拍摄装置的检测部P的全部区域一致地照射相同的线量的放射线的情况下，在实际中经由被拍摄体而朝放射线图像拍摄装置照射放射线进而进行放射线图像的情况下，也会在同样生成的放射线图像中出现浓淡。
认为图像区域δT的图像数据d大于图像区域A、B的图像数据d的理由如下所示。
即，如图78所示，当对扫描线5的某条线Li施加导通电压而从放射线检测元件7i读取图像数据di的情况下，同时会有很小的电荷q从与被施加了截止电压的扫描线5的其他线L连接的放射线检测元件7经由TFT8一点点漏泄。因此，作为该放射线检测元件7i的图像数据而被读取的图像数据di实际上是相当于从该放射线检测元件7i读取的电荷Q与从其他的放射线检测元件7经由TFT8漏泄的电荷q的合计值的图像数据。
另外，在正向放射线图像拍摄装置1照射放射线的过程中进行读取处理的情况下，向放射线图像拍摄装置1照射的放射线还被照射到各TFT8，或者照射的放射线被闪烁器转换为电磁波而该电磁波照射到各TFT8，由此经由各TFT8而从放射线检测元件7漏泄的电荷q的量增加。
因此，该情况下的图78所示的作为放射线检测元件7i的图像数据而被读取的图像数据di大出与从连接于相同的信号线6的其他的放射线检测元件7漏泄的各电荷q的增加量相应的量。因此，认为图像区域δT的图像数据d比图像区域A、B的图像数据d大。
但是，如上所述，当在生成的放射线图像中出现浓淡时，放射线图像变得难以辨认。而且，例如当将放射线图像用于医疗的诊断用等时，如果在放射线图像上病变部与浓淡重合，则存在遗漏病变部或造成误诊的可能性。另外，如图77B所示，对比图像区域A、B的图像数据d大的图像数据δT的图像数据d进行修正也并不容易。
因此，考虑应用专利文献4、5所记载的发明，从开始对放射线图像拍摄装置照射放射线之前进行图像数据的读取处理，或不像专利文献4、5所记载的发明那样在正向放射线图像拍摄装置照射放射线的过程中持续进行图像数据d的读取处理，而在开始放射线的照射的时刻停止图像数据d的读取处理。
通过如此构成，在开始向放射线图像拍摄装置照射放射线的时刻从与施加有来自扫描驱动单元15的栅极驱动器15b的导通电压的扫描线5连接的各放射线检测元件7中读取的图像数据d，是明显大于之前从与施加有导通电压的扫描线5连接的各放射线检测元件7读取的图像数据d的值。
因此，利用该现象，例如如专利文献6所记载的那样，能够由放射线图像拍摄装置本身检测被放射线照射的情况。在专利文献6所记载的拍摄装置中，从开始对放射线图像拍摄装置照射放射线之前进行图像数据的读取处理，并在读取的图像数据急增而超过阈值的时刻，检测被放射线照射的情况。
另外，在例如专利文献7中，提出从作为放射线检测元件的CCD（ChargeCoupledDevice）元件中的多行的CCD元件中同时读取图像数据，由此提高对放射线照射进行检测时的检测效率。
此外，可以构成为：在读取的图像数据急增而超出阈值从而检测到照射放射线的情况的时刻，停止从扫描驱动单元15的栅极驱动器15b对各扫描线5的导通电压的施加，从而在放射线的照射中不进行图像数据的读取处理。
专利文献1：日本特开平9-73144号公报
专利文献2：日本特开2006-058124号公报
专利文献3：日本特开平6-342099号公报
专利文献4：日本特开平9-140691号公报
专利文献5：日本特开平7-72252号公报
专利文献6：日本特表平07-506993号公报
专利文献7：日本特开平9-107503号公报
然而，在如此构成的情况下，在对某条扫描线5施加导通电压的时刻读取的图像数据变大而检测放射线的照射是指：在此刻从与施加导通电压的该扫描线5连接的各放射线检测元件7中流出因放射线的照射而产生的电荷的一部分。
因此，存在例如从在放射线的照射结束后的读取处理中读取的各放射线检测元件7的图像数据中的与上述的扫描线5连接的各放射线检测元件7中读取的图像数据无可信性，进而被视为无效、废弃的情况。
在该情况下，如图79所示，例如当扫描线5的线Ln上的图像数据被废弃后，会产生所谓的线缺陷。因此，例如，根据从连接于与扫描线5的该线Ln相邻的扫描线5的线Ln-1、Ln+1的各放射线检测元件7读取的各图像数据而使用线形插补等方法对废弃的图像数据进行插补。
例如，在如上所述将放射线图像用于医疗的诊断用等的情况下，被拍摄于放射线图像上的病变部通常不会小到或细到汇集成一条扫描线大小的线缺陷。因此，对于如上所述废弃连接于在检测到放射线的照射的时刻施加导通电压的该扫描线5的各放射线检测元件7的图像数据而视为线缺陷，并用其周围的图像数据进行插补的构成而言，在实际的运用上不会产生问题。
然而，如果如上所述应用专利文献7所记载的技术，同时向多个相邻的扫描线5施加导通电压而提高放射线照射的检测效率，则例如如图80所示，线缺陷会连续出现在扫描线5的相邻的多条线L（图80中为线Ln与线Ln+1）。
进而，对于上述连续的线缺陷，如果用例如如图80的例中与它们相邻的扫描线5的线Ln-1、Ln+2的图像数据进行插补，则即使在废弃的各图像数据中拍摄到病变部，它们也会被废弃，而以周围的图像数据进行插补，由此担心病变部的信息丢失。
尤其在病变部是非常小的初始的病变的情况下更容易产生该问题。另外，连续形成线缺陷的扫描线5的数目越多，即同时施加导通电压的相邻的扫描线5的条数越多，会有越多的病变部的信息从图像数据中丢失。
因此，应用专利文献6所记载的发明构成为在读取的图像数据的值急增而超过阈值的时刻检测被放射线照射的情况，至少在将放射线图像用于医疗的诊断用等的情况下，如上所述同时对多条扫描线5施加导通电压而提高放射线照射的检测效率并非是适宜的方法。
此外，为了提高放射线照射的检测效率，需要开发与上述的专利文献7所记载的方法不同的方法。
发明内容
本发明正是鉴于上述问题而形成的，其目的在于提供一种能够提高由装置本身检测开始放射线的照射的情况时的检测效率的放射线图像拍摄装置。并且其目的还在于提供一种在依次对各扫描线施加导通电压而进行图像数据的读取处理同时检测放射线的照射时，能够防止线缺陷连续出现于相邻的多条扫描线或者能够降低线缺陷所产生的扫描线的条数的放射线图像拍摄装置。
为了解决上述问题，本发明的放射线图像拍摄装置具备：
检测部，该检测部具有：以相互交叉的方式配设的多条扫描线以及多条信号线；和呈二维状排列在由上述多条扫描线以及多条信号线划分的各区域的多个放射线检测元件；
扫描驱动单元，当进行从上述放射线检测元件读取图像数据的读取处理时，该扫描驱动单元依次向上述各扫描线施加导通电压；
开关单元，该开关单元被连接于上述各扫描线，当经由上述扫描线而被施加导通电压时，该开关单元向上述信号线释放蓄积于上述放射线检测元件的电荷，当经由上述扫描线被施加截止电压时，该开关单元使电荷蓄积于上述放射线检测元件内；
读取电路，当进行上述图像数据的读取处理时，该读取电路将从上述放射线检测元件释放给上述信号线的上述电荷转换成上述图像数据并读取该图像数据；以及
控制单元，该控制单元至少对上述扫描驱动单元以及上述读取电路进行控制，使之进行从上述放射线检测元件读取上述数据的读取处理，
上述控制单元进行如下控制：
在放射线图像拍摄前，从上述扫描驱动单元向上述各扫描线依次施加导通电压而进行从上述放射线检测元件读取上述图像数据的读取处理，在读取的上述图像数据超过阈值的时刻检测放射线的照射已开始的情况，
当检测放射线的照射已开始的情况时，从上述扫描驱动单元向全部的上述扫描线施加截止电压，将上述各开关单元形成为截止状态而转换至电荷蓄积模式，
当放射线的照射结束后，从上述扫描驱动单元依次向上述各扫描线施加导通电压，使上述读取电路依次进行读取动作，进行从上述各放射线检测元件读取上述图像数据的读取处理，
并且当在放射线图像拍摄前进行上述图像数据的读取处理时，使从上述扫描驱动单元向上述扫描线施加导通电压到将施加的电压切换为截止电压为止的时间或者从上述扫描驱动单元对某条上述扫描线施加导通电压到对下一条上述扫描线施加导通电压为止的周期，比当在上述放射线照射结束后进行图像数据的读取处理时的上述时间或者上述周期长。
根据本发明的上述方式的放射线图像拍摄装置，从放射线图像拍摄前对各扫描线依次施加导通电压进而进行图像数据的读取处理，基于读取的图像数据的值检测对放射线图像拍摄装置开始照射放射线的情况。因此，能够凭借放射线图像拍摄装置本身检测放射线的照射开始。
而且，此时，通过采用如下构成，即：以使放射线图像拍摄前的图像数据的读取处理时的导通时间比作为放射线图像拍摄后的本图像的图像数据的读取处理时的导通时间长的方式进行控制，由此能够确切地提高检测放射线的照射已开始的情况时的检测效率。
而且，像这样能够提高检测放射线的照射已开始的情况时的检测效率，因此能够在实际上对放射线图像拍摄装置的放射线的照射开始的时刻检测放射线的照射已开始的情况，因此线缺陷仅在一条扫描线上产生，能够确切地防止线缺陷连续出现在相邻的多条扫描线。
另外，假设在实际的放射线的照射开始时刻没有检测到放射线的照射已开始的情况下，如上所述检测效率仍得到提高，能够确切地基于之后的读取处理中读取的图像数据检测放射线的照射已开始的情况。因此，能够确切地减少产生线缺陷的扫描线的条数。
而且，像这样，形成线缺陷的扫描线仅为一条，或产生线缺陷的扫描线的条数被确切地减少，因此即便使用例如周围的图像数据来修复形成线缺陷的图像数据，也能够确切地避免在例如线缺陷的部分拍摄到的患者的病变部的信息丢失。而且，在基于上述的图像数据生成的放射线图像中也会出现病变部的信息，因此能够将生成的放射线图像确切地应用于医疗的诊断用等中。
附图说明
图1是表示各实施方式的放射线图像拍摄装置的立体图。
图2是沿着图1的X-X线的剖视图。
图3是表示放射线图像拍摄装置的基板的构成的俯视图。
图4是表示在图3的基板上的小区域形成的放射线检测元件与TFT等构成的放大图。
图5是沿着图4的Y-Y线的剖视图。
图6是对安装有COF、PCB基板等的基板进行说明的侧视图。
图7是表示放射线图像拍摄装置的等价电路的框图。
图8是表示构成检测部的1像素量的等价电路的框图。
图9是表示图像数据的读取处理的电荷复位用开关、脉冲信号、TFT的导通/截止的时刻的时序图。
图10是表示相关二重取样电路的电压值的变化等的图表。
图11是对当放射线的照射开始时放射线图像拍摄前的图像数据的读取处理中读取的图像数据的值变大的情况进行说明的图表。
图12是表示模型构成中的放射线图像拍摄前、后的图像数据的读取处理等的对各扫描线施加导通电压的时刻的时序图。
图13是表示延长放射线图像拍摄前的读取处理的导通时间的构成1的对各扫描线施加导通电压的时刻的时序图。
图14是表示在放射线图像拍摄前的图像数据的读取处理中对多条扫描线同时施加导通电压而进行读取处理时的例子的时序图。
图15是表示照射野被收束的放射线对于闪烁器、检测部的照射位置的例子以及各信号线的图。
图16是表示当向放射线图像拍摄装置照射非常弱的放射线的情况下从读取IC读取的图像数据的最大值的例子的图表。
图17是放大示出将从读取IC读取的图像数据与移动平均值相减后而从中提取的最大值与最小值的差值的图表。
图18是表示连接有多条信号线且形成有多个读取电路的各读取IC的框图。
图19是从装置的放射线入射面侧观察闪烁器、检测部的图，是对从闪烁器照射的电磁波所入射的检测部上的位置与未入射的位置进行说明的图。
图20是表示在以使放大电路的电容器的容量可变的方式构成的情况下的针对构成检测部的1像素量的等价电路的框图。
图21是对在TFT内流动的漏电流经过半导体层内的电子的密度小的栅电极侧的区域而流动的情况进行说明的示意图。
图22是对在TFT的闪烁器侧配置的布线进行说明的剖视图。
图23是对在TFT的闪烁器侧配置的布线进行说明的俯视图。
图24是对线缺陷连续出现在相邻的多条扫描线状态进行说明的图。
图25是对构成1的情况下的放射线图像拍摄前的读取处理中读取的图像数据进行绘制的图表。
图26是表示延长放射线图像拍摄前的读取处理的栅极周期的构成8的对各扫描线施加导通电压的时刻的时序图。
图27是表示对相邻的扫描线持续不施加导通电压的构成9的对各扫描线施加导通电压的时刻的时序图。
图28是对在图27的情况下实际开始放射线的照射的时刻与检测到放射线的照射开始的时刻出现偏差的情况的例子进行说明的时序图。
图29是对产生线缺陷的扫描线在相互分离的状态下呈现的状态进行说明的图。
图30是表示各信号线在延伸方向的中途断开的放射线图像拍摄装置的基板的构成的俯视图。
图31是表示各扫描线在延伸方向的中途断开的放射线图像拍摄装置的基板的构成的俯视图。
图32是对图30、图31的情况下在一方的区域与另一方的区域对各扫描线施加导通电压的时刻为不同时刻的例子进行说明的时序图。
图33是表示漏泄数据的读取处理的电荷复位用开关、脉冲信号、TFT的导通/截止的时刻的时序图。
图34是对经由各TFT而从各放射线检测元件漏泄的各电荷被作为漏泄数据读取的情况进行说明的图。
图35是表示当放射线的照射结束时漏泄数据减少的情况的图。
图36是对从构成1中检测到放射线的照射已开始的情况的扫描线的下一条应该施加导通电压的扫描线依次施加导通电压而进行放射线图像拍摄后的图像数据的读取处理的情况进行说明的时序图。
图37是针对每条扫描线绘制在放射线图像拍摄后的读取处理中读取的图像数据的图表。
图38是简化示出图13的情况的时序图，是对实效蓄积时间针对每条扫描线为不同的时间间隔的情况进行说明的时序图。
图39是简化示出图36的情况的时序图，是对实效蓄积时间针对每条扫描线为不同的时间间隔的情况进行说明的时序图。
图40是在图像数据的读取处理后重复与读取图像数据时的处理序列相同的处理序列而读取偏移修正值的情况下的时序图。
图41是以使放射线图像拍摄前的TFT的实效蓄积时间与从图像数据的读取处理到偏移修正值读取处理的TFT的实效蓄积时间相同的方式进行偏移修正值读取处理的情况的时序图。
图42是在图像数据的读取处理的之后、经过规时刻间后进行偏移修正值读取处理情况下的时序图。
图43是表示TFT的实效蓄积时间与作为基准的偏移修正值的关系的表格或者表示关系式的图表。
图44是对针对每个放射线检测元件分配偏移修正值而作成的偏移图像进行说明的图。
图45是对针对每个扫描线作成的一组偏移图像进行说明的图。
图46是表示在图12的模型构成中应用图36的构成的情况下的对各扫描线施加导通电压的时刻的时序图。
图47是对针对每帧施加与在图像数据的读取处理期间在电荷蓄积模式中对全扫描线施加截止电压的期间相同的期间的截止电压进行说明的时序图。
图48是表示TFT的导通/截止的时刻的时序图，以及表示单位时间内的因延迟而产生的偏移量与作为其积分值的因延迟而产生的偏移量随时间增加的情况的图表。
图49是对进行图40等所示的各处理的情况下的每条扫描线的因延迟而产生的偏移量进行说明的图表。
图50是第四实施方式的放射线图像拍摄前的图像数据的读取处理、电荷蓄积模式以及放射线图像拍摄后的图像数据的读取处理的时序图。
图51是对将栅极IC并列设置而构成的栅极驱动器以及非连接的端子进行说明的图。
图52是对在以往的图像数据的读取处理的方式中从任意放射线检测元件都读取不到图像数据的期间τ所产生的情况进行说明的时序图。
图53是表示第五实施方式的扫描驱动单元的构成以及对于栅极驱动器的布线等的图。
图54是对利用方法1在时间上连续地进行每帧的图像数据d的读取处理的情况进行说明的时序图。
图55是对在方法2中向各扫描线以及各非连接的端子施加导通电压的时刻进行说明的时序图。
图56是对在以往的方式中向各扫描线以及各非连接的端子施加导通电压的时刻进行说明的时序图。
图57是对在方法3中向各扫描线以及各非连接的端子施加导通电压的时刻进行说明的时序图。
图58是表示图53所示的扫描驱动单元的变形例的构成等的图。
图59是表示各信号线在延伸方向的中途被断开的放射线图像拍摄装置的基板的构成的俯视图。
图60是表示各扫描线在延伸方向的中途被断开的放射线图像拍摄装置的基板的构成的俯视图。
图61是对图59的情况的检测部的各区域的各扫描线、各信号线连接于各个栅极驱动器、各个读取IC连接的情况进行说明的图。
图62是对在方法5的图像数据的读取处理与漏泄数据的读取处理中对各扫描线施加导通电压的时刻、电荷复位用开关的导通/截止动作等进行说明的时序图。
图63是对在图像数据d中包含由从放射线检测元件释放的暗电荷引起的数据与相当于经由各TFT从各放射线检测元件漏泄的各电荷的漏泄数据进行说明的图。
图64是表示在放射线图像拍摄前重复进行漏泄数据的读取处理的情况下的电荷复位用开关、脉冲信号、TFT的导通/截止的时刻的时序图。
图65是表示在放射线图像拍摄前交替地进行漏泄数据的读取处理与各放射线检测元件的复位处理的情况下的电荷复位用开关、脉冲信号、TFT的导通/截止的时刻的时序图。
图66是表示在放射线图像拍摄前交替地进行漏泄数据的读取处理与图像数据的读取处理的情况下的电荷复位用开关、脉冲信号、TFT的导通/截止的时刻的时序图。
图67是对在交替地进行漏泄数据的读取处理与各放射线检测元件的复位处理的情况下，向各扫描线以及各非连接的端子施加导通电压的时刻进行说明的时序图。
图68A是表示在交替地进行漏泄数据的读取处理与各放射线检测元件的复位处理的情况下，读取的漏泄数据在时间上的推移的图表。
图68B是表示仅重复进行漏泄数据的读取处理的情况下，读取的漏泄数据在时间上的推移的图。
图69A是对之前未进行复位处理时漏泄的电荷量小的情况进行说明的示意图。
图69B是对在复位处理中释放出的电荷的一部分被陷阱能级俘获的情况进行说明的示意图。
图69C是对在图69B的状态之后经由TFT漏泄的电荷增加的情况进行说明的示意图。
图70是对在电荷蓄积模式重复漏泄数据的读取处理的情况下，向各扫描线施加导通电压的时刻进行说明的时序图。
图71是表示向放射线图像拍摄装置照射照射野被收束的放射线的情况的图。
图72是表示在各读取电路中读取的漏泄数据在时间上的推移的例子的图。
图73是表示在通常的图像数据的读取处理中将对各扫描线施加的电压在导通电压与截止电压之间进行切换的时刻的时序图。
图74是对每帧重复进行图像数据的读取处理的情况进行说明的时序图。
图75是对每帧的来自各放射线检测元件的数据的读取处理进行说明的图。
图76是表示在向ΔT的部分的扫描线依次施加导通电压期间照射放射线而照射结束的图。
图77A是基于再构建的图像数据而生成的放射线图像的图。
图77B是表示图像区域δT的图像数据比图像区域A、B的图像数据大的图表。
图78是对从放射线检测元件读取的电荷与从其他的放射线检测元件7漏泄的电荷的合计值被作为图像数据读取的情况进行说明图。
图79是表示某条扫描线上的图像数据被废弃而产生的线缺陷的图。
图80是对线缺陷连续出现在相邻的多条扫描线状态进行说明的图。
具体实施方式
以下，参照附图对本发明的放射线图像拍摄装置的实施方式进行说明。
此外，以下，虽然对放射线图像拍摄装置具有闪烁器等且是将照射的放射线转换成可见光等其他波长的电磁波进而得到电信号的所谓的间接型的放射线图像拍摄装置的情况进行说明，但本发明亦可应用于直接型的放射线图像拍摄装置。另外，虽然对放射线图像拍摄装置是移动型的情况进行说明，但也可以应用于与支承台等一体形成的放射线图像拍摄装置（即所谓的专用机）。
[第一实施方式]
图1是本实施方式的放射线图像拍摄装置的外观立体图，图2是沿着图1的X-X线的剖视图。如图1、图2所示，本实施方式的放射线图像拍摄装置1在框体2内收纳有闪烁器3、基板4等。
框体2中的至少放射线入射面R由可使放射线穿过的碳板、塑料等材料形成。此外，在图1、图2中，虽然示出框体2由前板2A与背板2B形成的、所谓的饭盒箱型的情况，但亦可以将框体2一体地形成为方筒状，所谓的硬壳式壳体。
另外，如图1所示，在框体2的侧面部分配置有电源开关36、由LED等构成的指示器37、为了进行电池41（参照后述的图7）更换等而能够开闭的盖部件38等。另外，在本实施方式中，用于在与图像处理用的计算机等外部装置之间通过无线电方式对后续的图像数据d进行收发的通信单元亦即天线装置39被埋入到盖部件38的侧面部。
此外，天线装置39的设置位置并不局限于盖部件38的侧面部，能够在放射线图像拍摄装置1的任意的位置设置天线装置39。另外，设置的天线装置39并不局限于一个，亦可设置多个。进而还可以构成为在与外部装置之间通过电缆等有线方式对图像数据d等进行收发，在该情况下，用于通过***电缆等而实现连接的连接端子等被设置在放射线图像拍摄装置1的侧面部等。
如图2所示，在框体2的内部，在基板4的下方侧经由未图示的铅薄板等配置有基台31，在基台31安装有配设了电子元件32等的PCB基板33、缓冲部件34等。此外，在本实施方式中，在基板4、闪烁器3的放射线入射面R配设有用于对其进行保护的玻璃基板35。
闪烁器3以与基板4之后述的检测部P对置的状态被配置。闪烁器3例如以荧光体为主成分，采用当接受到放射线的入射时转换为300～800nm的波长的电磁波、即以可见光为中心的电磁波后输出的构成。
在本实施方式中，基板4由玻璃基板构成，如图3所示，在基板4的与闪烁器3对置一侧的面4a上呈交叉状地配设有多条扫描线5与多条信号线6。在基板4的面4a上的由多条扫描线5与多条信号线6划分的各小区域r分别设置有放射线检测元件7。
这样，在由扫描线5与信号线6划分的各小区域r呈二维状排列的多个放射线检测元件7所设置的区域r全体、即图3中以点划线示出的区域成为检测部P。
在本实施方式中，虽然使用光电二极管作为放射线检测元件7，但除此之外亦可使用例如光敏晶体管等。如图3、图4的放大图所示，各放射线检测元件7与作为开关单元的TFT8的源电极8s连接。另外，TFT8的漏电极8d与信号线6连接。
此外，TFT8利用后述的扫描驱动单元15对连接的扫描线5施加导通电压，当经由扫描线5对栅电极8g施加导通电压时TFT8成为导通状态，使蓄积于放射线检测元件7内的电荷向信号线6释放。另外，在对连接的扫描线5施加截止电压且经由扫描线5向栅电极8g施加截止电压时，TFT8成为截止状态，停止从放射线检测元件7向信号线6释放电荷，使电荷保持蓄积于放射线检测元件7内。
在此，使用图5所示的剖视图对本实施方式的放射线检测元件7、TFT8的构造简单地进行说明。图5是沿图4的Y-Y线的剖视图。
在基板4的面4a上与扫描线5一体地层叠形成有由Al、Cr等构成的TFT8的栅电极8g，在层叠于栅电极8g上以及面4a上的由氮化硅（SiNx）等构成的栅极绝缘层81上的栅电极8g的上方部分，经由由氢化非晶体硅（a-Si）等构成的半导体层82层叠形成有与放射线检测元件7的第一电极74连接的源电极8s、与信号线6一体形成的漏电极8d。
源电极8s与漏电极8d被由氮化硅（SiNx）等构成的第一钝化层83分割，进而第一钝化层83从上侧覆盖两电极8s、8d。另外，在半导体层82与源电极8s、漏电极8d之间分别层叠有在氢化非晶体硅中掺杂有VI族元素而形成为n型的欧姆接触层84a、84b。由此形成TFT8。
另外，在放射线检测元件7的部分，通过在与上述栅极绝缘层81一体形成于基板4的面4a上的绝缘层71之上层叠Al、Cr等来形成辅助电极72，在辅助电极72上，隔着与上述第一钝化层83一体形成的绝缘层73层叠有由Al、Cr、Mo等构成的第一电极74。第一电极74经由形成于第一钝化层83的空穴H与TFT8的源电极8s连接。此外，亦可不设置辅助电极72。
在第一电极74之上，从下至上依次层叠形成有：在氢化非晶体硅中掺杂VI族元素而形成为n型的n层75、作为由氢化非晶体硅形成为的转换层的i层76、在氢化非晶体硅中掺杂III族元素而形成为p型的p层77。
此外，在放射线图像拍摄时，对放射线图像拍摄装置1照射的放射线从框体2的放射线入射面R入射，在闪烁器3被转换成可见光等电磁波，当转换后的电磁波被从图中上方照射时，电磁波到达放射线检测元件7的i层76，在i层76内产生电子空穴对。放射线检测元件7如此将从闪烁器3照射的电磁波转换成电荷（电子空穴对）。
另外，在p层77至上层叠形成有被作为ITO等透明电极的第二电极78，使得所照射的电磁波到达i层76等。在本实施方式中，如此形成放射线检测元件7。此外，p层77、i层76、n层75的层叠顺序亦可上下颠倒。另外，在本实施方式中，作为放射线检测元件7，如上所述虽然对使用按照p层77、i层76、n层75的顺序层叠形成的所谓的pin型的放射线检测元件的情况进行了说明，但并不局限于此。
在放射线检测元件7的第二电极78的上表面连接有经由第二电极78向放射线检测元件7施加偏压电压的偏压线9。此外，放射线检测元件7的第二电极78、偏压线9、向TFT8侧延伸的第一电极74、TFT8的第一钝化层83等，即放射线检测元件7与TFT8的上表面部分，被由氮化硅（SiNx）等构成的第二钝化层79从其上方侧覆盖。
如图3、图4所示，在本实施方式中，一条偏压线9被连接于分别呈列状配置的多个放射线检测元件7，各偏压线9分别与信号线6平行配设。另外，各偏压线9在基板4的检测部P的外侧的位置被电线接头10束合。
在本实施方式中，如图3所示，各扫描线5、各信号线6、偏压线9的电线接头10分别与设置在基板4的端边缘部附近的输入输出端子（也称作垫片）11连接。如图6所示，在薄膜上安装有构成后述的扫描驱动单元15的栅极驱动器15b的栅极IC12a等芯片的COF（ChipOnFilm）12经由各向异性导电粘接膜（AnisotropicConductiveFilm）、各向异性导电膏（AnisotropicConductivePaste）等各向异性导电性粘合材料13连接于各输入输出端子11。
另外，COF12被拉回至基板4的背面4b侧，在背面4b侧与前述的PCB基板33连接。由此，形成放射线图像拍摄装置1的基板4的一部分。此外，图6中省略了电子元件32等图示。
在此，对放射线图像拍摄装置1的电路构成进行说明。图7是表示本实施方式的放射线图像拍摄装置1的等价电路的框图，图8是表示对于构成检测部P的1像素量的等价电路的框图。
如上所述，基板4的检测部P的各放射线检测元件7在其第二电极78分别连接有偏压线9，各偏压线9由电线接头10束合并与偏压电源14连接。偏压电源14经由电线接头10以及各偏压线9对各放射线检测元件7的第二电极78分别施加偏压电压。另外，偏压电源14与后述的控制单元22连接，利用控制单元22控制从偏压电源14向各放射线检测元件7施加的偏压电压。
如图7、图8所示，在本实施方式中，由偏压线9经由第二电极78连接于放射线检测元件7的p层77侧（参照图5）的情况可见，将从偏压电源14经由偏压线9向放射线检测元件7的第二电极78施加作为偏压电压的在加载于放射线检测元件7的第一电极74侧的电压以下的电压（即所谓的逆偏压电压）。
各放射线检测元件7的第一电极74与TFT8的源电极8s（在图7、图8中标注为S。）连接，各TFT8的栅电极8g（在图7、图8中标注为G。）与从后述的扫描驱动单元15的栅极驱动器15b延伸的扫描线5的各线L1～Lx分别连接。另外，各TFT8的漏电极8d（在图7、图8中标注为D。）与各信号线6分别连接。
扫描驱动单元15具备：经由布线15c向栅极驱动器15b供给导通电压与截止电压的电源电路15a、将向扫描线5的各线L1～Lx施加的电压在导通电压与截止电压之间切换而将各TFT8在导通状态与截止状态间切换的栅极驱动器15b。
在本实施方式中，如后所述，扫描驱动单元15根据来自后述的控制单元22的指示，依次对扫描线5的各线L1～Lx施加导通电压，或者维持对扫描线5的全部的线L1～Lx施加截止电压的状态。
另外，关于在从各放射线检测元件7读取图像数据d等时，从扫描驱动单元15的栅极驱动器15b向扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压的时刻等，将在后文中进行说明。
如图7、图8所示，各信号线6被分别连接于在各读取IC16内形成的各读取电路17。此外，在本实施方式中，在读取IC16，针对每一条信号线6设置有一个读取电路17。
读取电路17由放大电路18与相关二重取样电路19等构成。在读取IC16内还设置有模拟多路转换器21和A／D转换器20。此外，在图7、图8中，相关二重取样电路19被标注为CDS。另外，在图8中省略了模拟多路转换器21。
在本实施方式中，放大电路18由充电放大电路构成，连接有运算放大器18a、与运算放大器18a分别并列的电容器18b以及电荷复位用开关18c。另外，在放大电路18连接有用于向放大电路18供给电力的电源供给部18d。另外，在运算放大器18a与相关二重取样电路19之间设置有与电荷复位用开关18c联动地开闭的开关18e。
在放大电路18的运算放大器18a的输入侧的反转输入端子连接有信号线6，来对放大电路18的输入侧的非反转输入端子施加基准电位V0。此外，基准电位V0被设定为适宜的值，在本实施方式中，例如为0[V］。
另外，放大电路18的电荷复位用开关18c与控制单元22连接，通过控制单元22控制接通/关断，当电荷复位用开关18c被形成为接通状态时，开关18e与之联动地成为关断状态，当电荷复位用开关18c被形成为关断状态时，开关18e与之联动地成为接通状态。
在放大电路18中，当进行图像数据d的读取处理时，如图9所示，在电荷复位用开关18c处于关断状态（以及开关18e处于接通状态）的状态下，经由被形成为导通状态的各TFT8从各放射线检测元件7将所蓄积的电荷向信号线6释放，电荷流过信号线6，进而流入并蓄积于放大电路18的电容器18b。
此外，此时，不只是来自该放射线检测元件7的电荷，从与相同的信号线6连接的其他的放射线检测元件7经由TFT8漏泄的电荷也流入电容器18b，该情况如图78所示。另外，在图9中，仅记载电荷复位用开关18c的接通/关断，未记载开关18e（参照图8）的接通/关断，但如上所述，开关18e与电荷复位用开关18c的接通/关断联动地进行关断／接通动作。另外，在以下的说明中，也存在仅对电荷复位用开关18c的动作等进行阐述的情况，情况相同。
然后，在放大电路18中，从运算放大器18a的输出侧输出与蓄积于电容器18b的电荷量相应的电压值。放大电路18如此与从各放射线检测元件7输出的电荷量相应地输出电压值，得以进行电荷电压转换。
此外，亦可将放大电路18构成为根据从放射线检测元件7输出的电荷输出电流。另外，当将放大电路18复位时，电荷复位用开关18c被形成为接通状态，与之联动地开关18e成为关断状态，此时放大电路18的输入侧与输出侧短路，从而将蓄积于电容器18b的电荷放电。然后，放电的电荷从运算放大器18a的输出端子侧经过运算放大器18a内，从非反转输入端子流出进而被接地，或者流向电源供给部18d，从而放大电路18被复位。
在放大电路18的输出侧连接有相关二重取样电路（CDS）19。相关二重取样电路19在本实施方式中具有取样保持功能，该相关二重取样电路19的取样保持功能利用从控制单元22发送的脉冲信号来控制其导通/截止。
即，如图9所示，例如当进行图像数据d的读取处理时，首先，控制各读取电路17的放大电路18的电荷复位用开关18c而形成为关断状态。此时，在将电荷复位用开关18c形成为关断状态的瞬间，产生所谓的kTC噪声，由kTC噪声引起的电荷被存留于放大电路18的电容器18b。
因此，如图10所示，从放大电路18输出的电压值在电荷复位用开关18c形成为关断状态的瞬间（图10中显示为“18coff”），从前述的基准电位V0变化了由kTC噪声引起的电荷的大小，进而变至电压值Vin。如图9所示，控制单元22在该阶段向相关二重取样电路19发送第一次的脉冲信号Sp1，此刻（图10中表示为“CDS保持”（左侧））保持从放大电路18输出的电压值Vin。
接着，如图9所示，当从扫描驱动单元15的栅极驱动器15b向一条扫描线5（例如扫描线5的线Ln）施加导通电压而使得与该扫描线5连接有栅电极8g的TFT8成为导通状态时（参照图9。图10中显示为“TFTon”），蓄积的电荷从上述TFT8所连接的各放射线检测元件7经由各信号线6流入并蓄积于放大电路18的电容器18b，如图10所示，根据蓄积于电容器18b的电荷量从放大电路18输出的电压值上升。
然后，在经过规定时间后，如图9所示，控制单元22将从栅极驱动器15b向该扫描线5施加的导通电压切换至截止电压，进而将与该扫描线5连接有栅电极8g的TFT8形成为截止状态（图10中显示为“TFToff”），并在该阶段向各相关二重取样电路19发送第二次的脉冲信号Sp2，在此刻保持从放大电路18输出的电压值Vfi（图10中显示为“CDS保持”（右侧））。
各相关二重取样电路19，在以第二次的脉冲信号Sp2保持电压值Vfi时，计算电压值之差值Vfi-Vin，并将计算得出的差值Vfi-Vin作为模拟值的图像数据d输出至下游侧。
从相关二重取样电路19输出的各放射线检测元件7的图像数据d被向模拟多路转换器21发送，并从模拟多路转换器21依次向A／D转换器20发送。然后，在A／D转换器20中被依次转换成数字值的图像数据d后向存储单元40输出，由此被依次保存。
控制单元22由将未图示的CPU（CentralProcessingUnit）、ROM（ReadOnlyMemory）、RAM（RandomAccessMemory）、输入输出接口等连接于总线的计算机、FPGA（FieldProgrammableGateArray）等构成。亦可由专用的控制电路构成。而且，控制单元22控制放射线图像拍摄装置1的各部件的动作等。另外，如图7等所示，由DRAM（DynamicRAM）等构成的存储单元40被连接于控制单元22。
另外，在本实施方式中，在控制单元22连接有前述的天线装置39，在检测部P、扫描驱动单元15、读取电路17、存储单元40、偏压电源14等各部件连接有用于供给电力的电池41。另外，在电池41上安装有在对电池41充电时使用的连接端子42，从而从未图示的充电装置向电池41供给电力。
如上所述，控制单元22控制偏压电源14，设定或改变从偏压电源14向各放射线检测元件7施加的偏压电压，以此来控制放射线图像拍摄装置1的各功能部的动作。
以下，对本实施方式的各构成等进行说明，并且对本实施方式的放射线图像拍摄装置1的作用进行说明。
此外，在本发明中，从向放射线图像拍摄装置1照射放射线而进行的放射线图像拍摄之前起进行图像数据d的读取处理，另外，在对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射结束后，进行所谓的本图像的图像数据d的读取处理。
以下，将放射线的照射结束后的作为本图像而读取的图像数据d称作图像数据D，以便于与在放射线图像拍摄前读取的图像数据d区分开。另外，将放射线的照射结束后的读取处理称作放射线图像拍摄后的读取处理，以便于与放射线图像拍摄前的读取处理区分开。因此，在放射线图像拍摄前在读取处理中读取图像数据d，在放射线图像拍摄后在读取处理中读取图像数据D。
[作为模型的构成]
在此，在对本实施方式的各构成等进行说明前，对作为与本实施方式的各构成比对的对象的构成进行说明。此外，以下将该构成简称为模型构成。
在该模型构成中，如图73所示，从放射线图像拍摄前起，从扫描驱动单元15的栅极驱动器15b向扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压来进行图像数据d的读取处理。然后，监视所读取的图像数据d的值，例如如图11所示，在读取的图像数据d的值增加而超过预先设定的阈值dth的时刻（图11中为时刻t1），检测到对于放射线图像拍摄装置的放射线的照射已开始的情况。
然后，如图12所示，例如，在向扫描线5的线Ln施加导通电压而基于从与扫描线5的该线Ln连接的各放射线检测元件7读取的图像数据d检测到放射线的照射已开始的情况下，在此刻停止从扫描驱动单元15对扫描线5的各线L1～Lx的导通电压的施加，并将对扫描线5的各线L1～Lx施加的电压切换为截止电压。然后，转换至将因放射线的照射而在各放射线检测元件7内产生的电荷蓄积于各放射线检测元件7内的电荷蓄积模式。
然后，当对于放射线图像拍摄装置的放射线的照射结束时，进行放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理，从扫描驱动单元15向扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压，再从各放射线检测元件7读取图像数据D。
在该模型构成中，无论是在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，还是在放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理中，如图12所示，都从扫描驱动单元15向扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压进而进行读取处理。
此时，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，当从扫描驱动单元15向扫描线5的各线L1～Lx施加导通电压而将各TFT8形成为导通状态后，到将施加的电压切换至截止电压而将各TFT8形成为截止状态为止的时间、即图9中TFT8形成为导通状态的时间（图10中从“TFTon”到“TFToff”的时间。以下，称作导通时间。），被形成为与放射线图像拍摄后的作为本图像的图像数据D的读取处理的情况相同的导通时间。
另外，在该情况下，图9所示的向相关二重取样电路19发送的脉冲信号Sp1、Sp2的发送间隔、放大电路18的电荷复位用开关18c的导通/截止动作的时刻，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理的情况和放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理的情况下，都被形成为相同的发送间隔、时刻。
但是，在该模型构成的构成中，与在前述的专利文献6记载的发明所描述的情况相同，对放射线的照射已开始的情况进行检测时的检测效率不一定很高，需要用来提高检测效率的构成。
[放射线的照射开始的检测效率的改进等]
以下，对于提高对放射线的照射已开始的情况进行检测时的检测效率的本实施方式的各构成等进行说明。
[构成1]
作为在上述的模型构成中检测效率不一定高的理由之一，列举放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理的TFT8的导通时间短的理由。因此，例如如图13所示，能够构成为使放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时的TFT8的导通时间比放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理时的导通时间长。
在放射线图像拍摄前的读取处理中读取的图像数据d，如上所述是为了检测放射线的照射开始所使用的数据，因此只需观察图像数据d的值，即判断其是否超过阈值dth，便能够对放射线的照射已开始的情况进行检测。因此，图像数据d的读取处理并不需要必须按照与在放射线图像拍摄后作为本图像读取的图像数据D相同的条件来进行。
换句话说，不需要按照与放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理的TFT8的导通时间、脉冲信号Sp1、Sp2的发送时刻（参照图9）相同的导通时间、发送时刻来进行放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理。
另外，在对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射结束，因放射线的照射而在各放射线检测元件7内产生的电荷被蓄积于各放射线检测元件7内的状态下所进行的放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理中，如图10所示，即便延长TFT8的导通时间（图10中为从“TFTon”到“TFToff”的时间），从放大电路18输出的电压值Vfi也不太大。因此，即便TFT8的导通时间足够长而延长了TFT8的导通时间，读取的图像数据D的值仍然几乎不发生变化。
与此相对，当延长放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理的TFT8的导通时间时，开始放射线的照射，在正照射放射线的过程中所读取的图像数据d中，在TFT8的导通时间过程中也因放射线的照射而持续在各放射线检测元件7内产生电荷。因此，TFT8的导通时间越长，图像数据d的值越增加。
另外，如使用图78所进行的说明那样，当被放射线照射时，如上所述，在该照射过程中从连接于与读取图像数据d的放射线检测元件7（图78中为放射线检测元件7i）相同的信号线6的其他的放射线检测元件7经由TFT8漏泄的电荷q的量也增加。而且，从其他的放射线检测元件7漏泄并流入放大电路18的电容器18b的各电荷q的量随着TFT8的导通时间的变长而增多。因此，就此而言，仍是TFT8的导通时间越长，图像数据d的值越增加。
因此，如该构成1所示，通过使放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时的TFT8的导通时间比放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理时的导通时间长，使得在一次的图像数据d的读取处理中读取的图像数据d本身的大小比模型构成的情况大，能够提高对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射已开始的情况进行检测时的检测效率。
此外，如上所述，通过提高对放射线的照射已开始的情况进行检测时的检测效率，能够减少产生线缺陷的扫描线5的条数，后文中将对此进行说明。
[构成2]
另外，如上所述，从增大一次图像数据d的读取处理中读取的图像数据d本身的值来提高检测效率的观点出发，前述的专利文献7所记载的方法也是用于使图像数据d本身的值增大的处理。
但是，应用专利文献7所记载的技术会同时向多个相邻的扫描线5施加导通电压而提高放射线照射的检测效率，但如图80所示，如此构成会在扫描线5的相邻的多条线L连续出现线缺陷。
因此，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时，从扫描驱动单元15向在检测部P上不相邻的多条扫描线5同时施加导通电压进而进行读取处理，由此能够增大在一次图像数据d的读取处理中读取的图像数据d本身的值从而使检测效率提高。
具体地说，例如，当对构成扫描驱动单元15的栅极驱动器15b的各栅极IC12a的各端子分别连接128条扫描线5的情况下，例如如图14所示，能够对与各栅极IC12a的第一个端子连接的各扫描线5同时施加导通电压并同时进行图像数据d的读取处理，并在下一时刻对与各栅极IC12a的第二个端子连接的各扫描线5同时施加导通电压并进行读取处理。
通过如此构成，例如当扫描驱动单元15的栅极驱动器15b由8个各栅极IC12a构成的情况下，在一次图像数据d的读取处理中读取的图像数据d本身的值成为8倍的大小。因此，能够增大在一次图像数据d的读取处理中读取的图像数据d本身的值来提高检测效率。
另外，通过对在检测部P上不相邻的多条扫描线5同时施加导通电压进而进行读取处理，即便产生多条成为线缺陷的扫描线5，仍会确切地抑制线缺陷连续出现在扫描线5的相邻的多条线L。进而通过对扫描线5的多条线L同时施加导通电压而同时进行图像数据d的读取处理，能够缩短一帧量的读取处理所需的时间，并且能够更加减少在与各扫描线5连接的各放射线检测元件7内蓄积的暗电荷等多余的电荷。
此外，如[构成1］所述，在延长放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时的TFT8的导通时间的情况下，仍能同样地同时对扫描线5的多条线L施加导通电压进而进行图像数据d的读取处理。
[构成3]
在上述的模型构成中，如果按照时间系列绘制通过在放射线图像拍摄前重复进行的图像数据d的读取处理而读取的图像数据d，则如图11所示，当放射线被照射在图像拍摄装置1时，图像数据d的值变大。
然后，在该情况下，如图11所示，预先设定阈值dth，如上所述进行图像数据d的读取处理，当读取的图像数据d超出设定的阈值dth的时刻（参照图中的时刻t1），能够对放射线的照射已开始的情况进行检测。
因此，在本实施方式中，控制单元22能够从放射线图像拍摄前起，从扫描驱动单元15对扫描线5的各线L1～Lx，例如如图12或图13所述依次施加导通电压，反复进行图像数据d的读取处理，在读取的图像数据d的值超过阈值dth的时刻对放射线的照射已开始的情况进行检测。
此外，如图7等所示，图像数据d每次当导通电压被依次施加给扫描线5的各线L1～Lx便从各读取电路17分别输出。而且，针对在检测部P上设置有数千~数万条的信号线6，每条分别设置有一个读取电路17，因此在一次图像数据d的读取处理中，数千～数万个图像数据d从各读取电路17输出。
此外，对数千～数万个各个图像数据d判断是否超出阈值dth，如此构成会导致判断处理的负担极大。因此，例如，能够构成为从每次图像数据d的读取处理中读取的各图像数据d之中提取最大值dmax，判断该图像数据d的最大值dmax是否超过阈值dth。
通过如此构成，例如当放射线仅照射放射线图像拍摄装置1的检测部P的狭小范围的情况下（即照射野被收束照射的情况下），在未被放射线照射的部分图像数据d不上升，而在被放射线照射的部分图像数据d上升，因此图像数据d的最大值dmax上升。因此，通过判断图像数据d的最大值dmax是否超过阈值dth，能够确切地检测放射线的照射的开始。
但是，在放射线检测元件7之中存在异常大的值的图像数据d被读取的放射线检测元件7。并且还取决于各读取电路17的性能，有时也是缘于在读取电路17产生的噪声较大。在这样的情况下，无论放射线图像拍摄装置1被放射线照射与否，异常大的值的图像数据d、噪声所重叠的图像数据d都会超出阈值dth，担心对放射线的照射已开始的情况产生误检测。
因此，在该情况下，例如，对于读取异常的图像数据d的放射线检测元件7而言，预先具有该异常的放射线检测元件7的信息，对于从异常的放射线检测元件7读取的图像数据d，能够使其不作为上述的放射线的照射开始的判断的对象。
另外，例如，当对异常的放射线检测元件7所连接的扫描线5施加导通电压时，能够降低施加给该扫描线5的导通电压的电压值，而不至于从异常的放射线检测元件7读取异常大的值的图像数据d。
进而例如，针对设置有规定数目的读取电路17的各读取IC16，计算每个的图像数据d的平均值或合计值等统计值，从该平均值、合计值中提取最大值，而将该最大值与阈值dth进行比较。
通过如此构成，在读取IC16内通常形成有128个、256个等多个读取电路17，因此异常大的值的图像数据d在与其他正常的值的图像数据d进行平均化或计算合计值的过程中被稀释，因此计算得出的平均值、合计值不会成为太大的异常值。因此，只要将阈值dth设定为适宜的值，即便读取异常大的值的图像数据d，也能够防止对放射线的照射的误检测。
另外，如上所述，如果计算图像数据d的平均值、合计值，则在各读取电路17中分别产生的噪声在计算图像数据d的平均值、合计值时相互抵消，因此能够减少在各读取电路17产生的噪声的对于图像数据d的影响。
这样，通过从在放射线图像拍摄前的读取处理中读取的图像数据d之中提取最大值dmax、或从图像数据d的平均值、合计值中提取最大值，进而将该最大值与阈值dth做比较来对放射线的照射已开始的情况进行检测，能够提高在对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射已开始的情况进行检测时的检测效率。
另外，如上所述，对于提取各个图像数据d的最大值或计算每个读取IC16的图像数据d的平均值、合计值再从中提取最大值进而与阈值dth做比较的构成，还可以取而代之地在一次图像数据d的读取处理时计算由各读取电路17读取的全部的图像数据d的平均值、合计值，进而将该平均值、合计值与阈值dth进行比较。通过如此构成，无需提取最大值的处理。
此外，图像数据d等平均值与合计值之间的差别仅在于是否进行将合计值除以图像数据d等总数的处理，在将图像数据d等相加的意义上是相同的处理。因此，以下，在仅对平均值或仅对合计值进行说明的情况下，也能够代替平均值转而使用合计值，或代替合计值转而使用平均值。
另外，针对每个读取IC16，作为图像数据d的统计值，除了如上所述的图像数据d的平均值、合计值之外，还可使用例如针对每个读取IC16的图像数据d的中央值、最频值或加权平均值、平方平均值、平方平均的平方根等各种值。而且，以下，作为统计值，主要对使用平均值的情况进行说明，但亦可使用上述的平均值以外的各统计值来代替平均值。
[构成4]
另一方面，在向放射线图像拍摄装置1照射通常的线量的放射线的情况下，由于在读取处理读取的图像数据d与在未被放射线照射的阶段读取的图像数据d相比发生比较的明确的增加，因此容易检测放射线的照射开始，但例如在听觉器的舒氏投射（Schullerprojection）等，向放射线图像拍摄装置1照射非常低的线量率（即单位时间内的线量）的放射线的情况下，还存在图像数据d的增加不够明确的情况。
因此，在该构成4中，对于如上所述在向放射线图像拍摄装置1照射非常低的线量率的放射线的情况下仍会提高检测效率，确切地检测放射线的照射开始的构成进行说明。
在如此向放射线图像拍摄装置1照射非常低的线量率的放射线的情况下，图像数据d和与之重叠的噪声之比、即图像数据d的S／N比成为重要问题。在图像数据d中重叠有各种噪声，但作为主要的噪声，例如可列举出在偏压电源14（图7参照）的电压中产生的噪声、出自于扫描驱动单元15的电源电路15a的噪声。
偏压电源14经由电线接头10、各偏压线9连接于各放射线检测元件7，在偏压电源14产生的噪声所重叠的偏压电压Vbias被施加于各放射线检测元件7。
各放射线检测元件7是在第一电极74与第二电极78之间隔有i层76（参照图5）等的状态，成为一种电容器状的构造，因此具有寄生电容C。而且，在各放射线检测元件7中蓄积有基本上由Q＝C·（V0-Vbias）表示的电荷Q，该电荷Q因偏压电压Vbias的噪声而震荡。
即，在放射线检测元件7内蓄积的电荷Q中重叠有因偏压电压Vbias的震荡引起的电荷噪声。偏压电源14经由偏压线9等与全部的放射线检测元件7连接，因此偏压电压Vbias的噪声同时传递给全部的放射线检测元件7，因偏压电压Vbias的噪声引起的电荷噪声同时与全部的放射线检测元件7重叠。
因此，在扫描线5的某条线L被施加导通电压而从与扫描线5的该线L连接的各放射线检测元件7读取的图像数据d中重叠有因偏压电压Vbias的噪声引起的相同的噪声。
另外，从扫描驱动单元15的电源电路15a（参照图7）供给的导通电压经由栅极驱动器15b被施加给扫描线5，进而施加给各TFT8的栅电极8g。此时，在一个电源电路15a产生的导通电压的噪声被传递给施加了导通电压的扫描线5，并经由该扫描线5瞬间传递给与之相连的各TFT8。
因此，在电源电路15a中，产生于导通电压的噪声同时传递给与施加了导通电压的扫描线5连接的全部的TFT8，在图像数据d的读取处理时，与读取的图像数据d重叠。
这样，当对扫描线5的某条线L施加导通电压而进行图像数据d的读取处理的情况下，在从与扫描线5的该线L连接的各放射线检测元件7读取的图像数据d中同时重叠有因偏压电压Vbias的噪声、电源电路15a的噪声引起的相同的噪声。
如上所述，偏压电压Vbias的噪声、在扫描驱动单元15的电源电路15a产生的噪声被同时重叠于全部的放射线检测元件7。因此，在相同的时刻读取的图像数据d，即当向扫描线5的某条线L施加导通电压而进行读取处理的情况下从与扫描线5的该线L连接的各放射线检测元件7读取的图像数据d中重叠有相同的噪声成分。另外，每次对施加有导通电压的扫描线5进行切换，重叠于各图像数据d的噪声成分都相同地增减。
因此，利用该特性，例如，通过如下构成，能够改进图像数据d的S／N比而提高检测效率。此外，以下使用各图像数据d的每个读取IC16的平均值dave的情况进行说明，但如上所述亦可取代平均值dave，转而使用各个图像数据d、或者各图像数据d的每个读取IC16的合计值等统计值。
[构成4-1]
如上所述，当向放射线图像拍摄装置1照射放射线时而从放射线图像拍摄装置1的放射线入射面R（图1，图2参照）侧观察的情况下，存在并非放射线图像拍摄装置1的闪烁器3、检测部P的全部区域，而是如图15所示那样照射野F被收束、放射线照射到闪烁器3、检测部P的一部分的情况。特别是，当向放射线图像拍摄装置1照射低线量率的放射线的情况下，多数情况放射线的照射野F被收束照射。
此外，图15中，扫描线5以沿图中的左右方向延伸的方式被布线，而信号线6以沿图中的上下方向延伸的方式被布线。
当被放射线这样照射的情况下，在设置于与放射线的照射野F对应的检测部P上的位置，即所照射的放射线被闪烁器3转换后的电磁波所入射的位置的各放射线检测元件7之中，当向放射线图像拍摄装置1照射放射线时，因放射线的照射而在内部产生电荷，读取的图像数据d的值变大。
但是，在设置于与放射线的照射野F对应的检测部P上的位置以外的位置、即来自闪烁器3的电磁波未入射的检测部P上的位置的各放射线检测元件7之中，即便向放射线图像拍摄装置1照射放射线，由于经闪烁器3转换后的电磁波未入射到该放射线检测元件7，因此图像数据d的值不变大。
然后，如上所述，在偏压电源14、扫描驱动单元15的电源电路15a产生的噪声都经由偏压线9、扫描线5的各线L1～Lx同时传递给任意位置的放射线检测元件7、TFT8。因此，在从各放射线检测元件7读取的图像数据d重叠相同的噪声。
因此，对此加以利用，在控制单元22中，将从入射有由闪烁器3照射的电磁波的检测部P上的位置（即与放射线的照射野F对应的检测部P上的位置）的各放射线检测元件7读取的图像数据d与从未入射有由闪烁器3照射的电磁波的检测部P上的位置（即与放射线的照射野F对应的检测部P上的位置以外的位置）所设置的各放射线检测元件7读取的图像数据d相减，计算差值Δd，在得到的差值Δd超过针对该差值Δd设定的阈值Δdth的时刻，检测放射线的照射已开始的情况。
此外，在该情况下，如上所述，是以放射线不照射放射线图像拍摄装置1的闪烁器3、检测部P的全部区域，而收束照射野F来照射闪烁器3、检测部P的一部分作为前提的。
但是，在该情况下，向放射线图像拍摄装置1照射的放射线的照射野F通常在每次拍摄时都会根据拍摄情况而设定在最佳的放射线入射面R上的位置。因此，照射野F有时会设定在图15所示的放射线入射面R的中央附近，有时也会设定在与闪烁器3、检测部P的周边部附近对应的位置，因此无法预先确定来自闪烁器3的电磁波不会入射的放射线检测元件7。
因此，例如，在控制单元22中，从每个读取电路17读取的各图像数据d中提取最大值dmax与最小值dmin。即，在一次读取处理中对一条扫描线5施加导通电压而从与该扫描线5连接的全部的放射线检测元件7分别读取的全部图像数据d中提取最大值dmax与最小值dmin。然后，计算所提取的最大值dmax减去最小值dmin的差值Δd，在得到的差值Δd超过针对该差值Δd设定的阈值Δdth的时刻对放射线的照射已开始的情况进行检测。
另外，在这样的情况下，在每个读取电路17中读取的各图像数据d通常也分别重叠有因各读取电路17的读取特性引起的偏移量。因此，当对于相同的电荷Q的图像数据d被各读取电路17读取时，各图像数据d成为相差各偏移量的不同值。
因此，例如，每次进行图像数据d的读取处理，都由每个读取电路17计算在包括该读取处理紧前的读取处理在内的、例如5次、10次等规定次数的过去的各读取处理中所提取的图像数据d的移动平均值，并从在本次的读取处理中读取的图像数据d中减去该移动平均值，将该所得值作为在本次的读取处理中由该读取电路17读取的图像数据d。
然后，如上所述，将在每个读取电路17读取的各图像数据d分别减去移动平均值而计算得出各图像数据d，从各图像数据d中提取最大值dmax与最小值dmin，并计算最大值dmax与最小值dmin相减后的差值Δd。然后，在得到的差值Δd超过针对该差值Δd设定的阈值Δdth的时刻检测放射线的照射已开始的情况。
通过如此构成，在向放射线图像拍摄装置1照射放射线前，从在各读取电路17读取的图像数据d减去移动平均值而计算得出的图像数据d的在每个读取电路17的偏移量被抵消，从任意读取电路17输出的值都几乎是近似于0的值，因此最大值dmax与最小值dmin相减后的差值Δd成为近似于0的值。
但是，例如如图15所示，当向放射线图像拍摄装置1照射放射线的情况下，如上所述，在配置于与放射线的照射野F对应的检测部P上的位置的各放射线检测元件7中，因放射线的照射而读取的图像数据d的值上升，但在配置于与放射线的照射野F对应的检测部P上的位置以外的位置的各放射线检测元件7中，图像数据d的值不上升。
因此，在实际从放射线的照射开始起到检测放射线的照射已开始的情况为止的期间，从在各读取电路17中读取的图像数据d减去移动平均值而计算得出的图像数据d的最大值dmax与最小值dmin相减后的差值Δd成为有意与0不同的正值。因此，通过针对该差值Δd将阈值Δdth设定为适宜的值，能够至少确切地检测放射线的照射的开始。
例如，图16是表示在向放射线图像拍摄装置1照射非常弱的放射线的情况下，从某个读取IC16读取的图像数据d的最大值dmax的图表，由于在偏压电源14、扫描驱动单元15的电源电路15a产生的噪声，图像数据d增减。而且，实际上在时刻t1开始了放射线的照射，但由放射线的照射引起的图像数据d的上升量被噪声隐藏，从而无法检测放射线的照射开始。
但是，如上所述，当从图像数据d减去移动平均值而计算得出的图像数据d中提取最大值dmax与最小值dmin，并计算最大值dmax与最小值dmin相减后的差值Δd时，如图17放大所示，得出的差值Δd在时刻t1可靠地上升并超过阈值Δdth，能够在此刻检测放射线的照射已开始的情况。
这样，通过计算差值Δd，能够除去因重叠于图像数据d的偏压电源14、电源电路15a而产生的噪声成分，能够改进图像数据d的S／N比而提高在对放射线的照射已开始的情况进行检测时的检测效率。
此外，通过将阈值Δdth设定为适宜的值，而根据计算得出的差值Δd检测放射线的照射已开始的情况，由此能够确切地检测放射线的照射开始。
此外，如上所述，图17所示的差值Δd如上所述，是极低的线量率的放射线向放射线图像拍摄装置1照射时的差值Δd，对于这样的差值Δd也能够得到图17所示的结果。因此，通常情况下，由更高线量率的放射线照射放射线图像拍摄装置1的情况下，差值Δd当然能够更鲜明地上升。
另外，无论向放射线图像拍摄装置1照射的放射线的线量率是高还是低，都存在照射野F不被收束而对放射线图像拍摄装置1的放射线入射面R（参照图1等）的全部区域照射放射线的情况。在这样的情况下，凭借[构成4-1］的处理的方式无法检测放射线的照射的开始。
但是，另一方面，如果采用[构成4-1］的处理的方式，例如在上述的[构成1］～[构成3］的说明所示的构成中照射无法必然确切地检测放射线的照射的开始、结束的微弱的线量率的放射线的情况下，如图17所示，也能够检测放射线的照射的开始、结束。
因此，在实际的放射线图像拍摄装置1中，能够形成将上述的[构成1］～[构成3］与该[构成4-1］组合的构成。另外，也能够构成为同时使用在上述的[构成1］～[构成3］的说明中所示的构成与上述的[构成4-1］中所示的构成，而由两方的构成同时检测到放射线的照射的开始的情况自然不必赘述，在由其中的任意构成检测到放射线的照射的开始的时刻，检测放射线的照射的开始。
然而，如上所述，如图18所示，在读取IC16，每个分别形成有例如128个、256个等规定个数的读取电路17。进而，例如，当在一个读取IC16形成128个读取电路17且布置有1024条信号线6的情况下，读取IC16至少设置为8个。
此外，如上所述，当以照射野F（参照图15）被收束的状态而向放射线图像拍摄装置1照射放射线的情况下，认为例如在8个读取IC16中，存在经由各信号线6与读取IC16连接的各放射线检测元件7成为在与上述的放射线的照射野F对应的检测部P上的位置以外的位置、即来自闪烁器3的电磁波没有入射的检测部P上的位置设置的各放射线检测元件7的读取IC16。
即，由于放射线的照射野F被收束，因此无论是否向放射线图像拍摄装置1照射放射线，都认为存在放射线无法到达与某个读取IC16连接的全部的放射线检测元件7的（在本实施方式中被闪烁器3从放射线转换后的电磁波无法入射的）读取IC16。
因此，如上所述，针对从在每个读取电路17读取的各图像数据d中分别减去移动平均值而计算得出各图像数据d、并从中提取最大值与最小值的构成，亦可取而代之地构成为：例如，计算从在每个读取电路17读取的各图像数据d中分别减去移动平均值而计算得出的各图像数据d的每个读取IC16的平均值，并从每个读取IC16的平均值中提取最大值与最小值。
通过如此构成，在上述的例中，由于读取IC16为8个，因此每个读取IC16的平均值的数目也为8个，能够容易地进行最大值、最小值的提取处理。
而在实际的放射线图像拍摄装置1中，信号线6、与之对应的读取电路17存在数千~数万个，上述所有情况都必须对该全部读取电路17计算移动平均值，再从每个读取电路17中读取的各图像数据d分别减去移动平均值，存在处理耗时的可能性。
此外，如上所述在上述的各处理耗时的情况下，使得每次图像数据d的读取处理中对放射线的照射已开始的判断等延迟，如后所述，存在线缺陷连续出现在相邻的多条扫描线5的问题等的可能性。
因此，如图18所示，在读取IC16上，每个分别形成例如128个、256个等规定个数的各读取电路17，借此代替如上所述从在每个读取电路17读取的各图像数据d中分别减去移动平均值，转而构成为：例如在一次读取处理中，先针对一个读取IC16计算从各读取电路17输出的128个图像数据d的每个读取IC16的平均值。
通过如此构成，每一次读取处理的每个读取IC16的各图像数据d的平均值的个数，在上述的例子的情况下，都成为与读取IC16的个数相等的8个。
而且，对上述8个读取IC16的每个读取IC16的图像数据d的平均值分别计算移动平均值，从各平均值分别减去移动平均值，比较减去移动平均值后的各平均值而从中提取最大值与最小值，计算最大值与最小值相减后的差值Δd，在计算得出的差值Δd超过阈值Δdth的时刻检测放射线的照射已开始的情况。
通过如此构成，如上所述，能够提高检测效率而确切地检测放射线的照射的开始、结束，并且，无需对一次读取处理中由各读取电路17读取的1024个图像数据d计算移动平均值，只需针对8个读取IC16的每个读取IC16的图像数据d的平均值计算移动平均值即可。
因此，能够迅速地进行移动平均值的计算、图像数据d的平均值与移动平均值相减的计算、最大值以及最小值的提取、差值Δd的计算、差值Δd与阈值Δdth的比较的一系列的各处理，能够迅速地进行每次图像数据d的读取处理所进行的放射线的照射是否已开始的判断等。
另外，通过如此针对每个读取IC16计算各图像数据d的平均值，在读取IC16内的多个读取电路17的每个读取电路17产生的电气噪声在计算图像数据d的平均值时相互抵消，因此还具有能够将在各读取电路17产生的电气噪声对于图像数据d、其移动平均值的影响降低的优点。
[构成4-2]
另一方面，如图19示意性所示，根据放射线图像拍摄装置1的情况，存在原本闪烁器3比设置在基板4上的检测部P小的情况。此外，图19中也同样，扫描线5以沿图中的左右方向延伸的方式被布线，并且信号线6以沿图中的上下方向延伸的方式被布线。
此外，当如此构成的情况下，在设置于检测部P上的闪烁器3正下方的位置、即入射有所照射的放射线被闪烁器3转换后的电磁波的位置的各放射线检测元件7中，当向放射线图像拍摄装置1照射放射线时，图像数据d上升。
但是，在设置于检测部P上的闪烁器3正下方以外的位置、即为入射有来自闪烁器3的电磁波的检测部P上的位置（参照图中标注斜线示出的位置C）的各放射线检测元件7中，即便向放射线图像拍摄装置1照射放射线，由于电磁波不向该放射线检测元件7入射，因此图像数据d不上升。
然后，如上所述，即便在与任意的位置的放射线检测元件7连接的TFT8中，在偏压电源14、电源电路15a产生的噪声经由偏压线9、扫描线5同时传递给各放射线检测元件7、各TFT8。因此，在偏压电源14等产生的噪声被重叠于读取的各图像数据d。
因此，对此加以利用，在控制单元22中，将从入射有由闪烁器3照射的电磁波的检测部P上的位置（即闪烁器3的正下方的位置）的各放射线检测元件7读取的图像数据d与从未入射有由闪烁器3照射的电磁波的检测部P上的位置（即闪烁器3的正下方以外的位置）所设置的各放射线检测元件7读取的图像数据d相减，计算差值Δd，进而与上述相同，在得到的差值Δd超过阈值Δdth的时刻，检测放射线的照射已开始的情况。
此外，当如上构成来计算差值Δd的情况下，作为后者的、从未入射有由闪烁器3照射的电磁波的检测部P上的位置（即闪烁器3的正下方以外的位置）所设置的各放射线检测元件7读取的图像数据d，例如，还能够从由上述的位置C的各放射线检测元件7读取的图像数据d中选择并使用一个图像数据d，还能够计算上述图像数据d的平均值而将其用作后者的图像数据d。
这样，当放射线图像拍摄装置1被如图19所示构成的情况下，通过如上所述进行各处理来计算差值Δd，能够除去至少由于重叠于图像数据d的偏压电源14等而产生的噪声成分，能够改进图像数据d的S／N比。
然后，通过将阈值Δdth设定为适宜的值，而基于计算得出的差值Δd检测放射线的照射已开始的情况，能够确切地检测放射线的照射开始。
此外，在该[构成4-2］的情况下，在每个读取电路17所读取的各图像数据d中分别重叠有由各读取电路17的读取特性引起的偏移量。因此，与上述的[构成4-1］的情况相同，优选为每次进行读取处理，都进行由每个读取电路17计算在包括该读取处理紧前的读取处理在内的规定次数的过去的各读取处理中所读取的图像数据d的移动平均值，或从本次的读取处理中读取的图像数据d减去该移动平均值，并将该得到的值作为在本次的读取处理中由该读取电路17读取的图像数据d等处理。
另外，在该情况下，可适宜确定是始终进行将在各读取电路17读取的图像数据d与移动平均值相减后所得的值作为图像数据d的处理，还是只在所照射的放射线的线量率非常低的情况下进行上述处理。
[构成5]
另外，作为改进图像数据d的S／N比来提高检测效率的构成，还能够预先使由前述的充电放大电路构成的放大电路18的电容器18b的容量可变，进而在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时，使放大电路18的电容器18b的容量cf以小于放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理时的容量的方式可变。
如上所述，放大电路18输出与从放射线检测元件7释放后流入并蓄积于电容器18b的电荷Q对应的电压值，通过使电容器18b以容量cf变小的方式可变，由此根据V＝Q／cf的关系，在电容器18b中蓄积相同的电荷量Q的情况下，也能够增大从放大电路18输出的电压值V。
此时，对于原本重叠于从放射线检测元件7释放的电荷Q的噪声成分、即例如由于上述的偏压电源14等而产生的噪声成分而言，由于从放大电路18输出的电压值V变大，因此噪声成分也变大，无助于S／N比的改进，而对于在至少包含放大电路18的读取电路17产生的噪声成分而言，即使电压值V变大，噪声成分也不变大。
因此，在该情况下，对于在至少包括放大电路18的读取电路17产生的噪声成分而言，能够改进S／N比，能够通过改进S／N比来提高在对放射线的照射已开始的情况进行检测时的检测效率。
此外，当电容器18b的容量cf过度下降时，电容器18b因从各放射线检测元件7释放的电荷Q而易于饱和，而当电容器18b饱和时，存在给具有该电容器18b的读取电路17的以后的读取造成不良影响的情况。因此，对电容器18b的容量cf调整使之降低至适宜的值。另外，当在放射线图像拍摄后进行的图像数据D的读取处理时，将电容器18b的容量cf回归通常的规定的容量。
另外，例如，通过如图20所示来构成读取电路17的放大电路18，能够使放大电路18的电容器18b的容量可变。
具体地说，对于与由充电放大电路构成的放大电路18的运算放大器18a并联连接的电容器，代替形成为图8所示的一个电容器18b，而改为彼此并联地连接各电容器C1～C4。并且，将开关Sw1～Sw3分别与各电容器C2～C4串联连接。此外，还能够将开关与电容器C1串联连接。
然后，通过对开关Sw1～Sw3进行接通/关断的切换，能够使放大电路18的电容器18b的容量可变。此外，在该情况下，电容器18b的容量cf是电容器C1的容量和与开关Sw1～Sw3中的被形成为接通状态的开关串联连接的电容器C2～C4的各容量的合计值。
此外，当即便放大电路18的电容器18b的容量cf下降仍足够在S／N比良好的状态下读取图像数据d的情况下，从着眼于避免如上所述的基于电容器18b因从各放射线检测元件7释放的电荷Q而饱和所产生的不良影响的观点出发，还能够与上述情况相反，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时，使电容器18b的容量cf以大于放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理时的容量的方式可变。
在该情况下，也需要在放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理时准确地读取图像数据D，因此将电容器18b的容量cf回归通常的规定的容量。
[构成6]
另外，如图78所示，当对扫描线5的某条线Li施加导通电压而从放射线检测元件7i读取图像数据di的情况下，图像数据di实际上成为相当于从该放射线检测元件7i释放的电荷Q与从连接于相同的信号线6的其他的放射线检测元件7经由TFT8漏泄的电荷q的合计值的数据。
因此，通过增多上述从其他的放射线检测元件7漏泄的电荷q，能够进一步增大图像数据d，进而改进图像数据d的S／N比。
如示意性地表示图5所示的TFT8的剖面构造的图21所示，TFT8在其栅电极8g被施加截止电压，因此TFT8的半导体层82的栅电极8g侧（图21中的下侧）成为电子密度小的状态。
此外，认为是由于空穴在该半导体层82的栅电极8g侧的电子密度小的区域流动，导致电荷q在截止状态的TFT8内漏泄。此外，在该情况下，在本实施方式中，由于向与源电极8s连接的放射线检测元件7的第二电极78（图21中省略图示）施加逆偏压电压，因此漏电流从电位相对高的漏电极8d侧经过半导体层82的栅电极8g侧的区域而流向电位相对低的源电极8s侧。
另一方面，当向放射线图像拍摄装置1照射放射线，进而照射经闪烁器3（图21中省略图示）转换后的电磁波时，由于闪烁器3在图中被设置于上侧，因此电子空穴对主要在TFT8的半导体层82的闪烁器3侧（图21中上侧）产生。
此外，如上所述，由于在半导体层82的闪烁器3侧电子密度比较高，因此产生的空穴与电子再结合的概率升高。因此，如上所述，由于基于放射线的照射而从闪烁器3照射电磁波，使得在TFT8的半导体层82内产生电子空穴对，在截止状态的TFT8内流动的漏电流的量增加，而作为载体的空穴的一部分会与电子再结合，因此使漏电流的增加率减少。
因此，如果在TFT8的半导体层82的闪烁器3侧也形成电子密度低的区域，则作为载体的空穴会沿半导体层82的栅电极8g侧的区域和半导体层82的闪烁器3侧的区域这两个通道流动，能够进一步增大从放射线检测元件7漏泄的电荷q的量。而且，通过增大漏泄的电荷q的量，能够改进图像数据d的S／N比进而提高检测效率。
为了在TFT8的半导体层82的闪烁器3侧也形成电子密度低的区域，例如，如图22、图23所示，能够在各TFT8的闪烁器3（图22、图23中省略图示，设置在图22中的放射线检测元件7、TFT8的上侧。）侧配置布线85，至少在放射线图像拍摄前重复进行的读取处理时，向布线85施加负电压。
具体地说，布线85由ITO等可使从闪烁器3照射的电磁波穿过的导电性材料形成，例如，如图23所示，被设置为与各扫描线5平行且数目与扫描线5相同。此外，在至少放射线图像拍摄前重复进行的读取处理时，例如，从扫描驱动单元15施加与施加给各扫描线5的截止电压相同的负电压。
此外，向各布线85施加的负电压无需一定是与截止电压相同的值的负电压，如上所述，被设定为能够确切地在TFT8的半导体层82的闪烁器3侧形成电子密度低区域的电压。另外，还能够从扫描驱动单元15的电源电路15a向各布线85施加截止电压，另外，还能够从其他的电源电路施加负电压。
另外，如上所述，使从其他的放射线检测元件7漏泄的电荷q的量增加的措施，是将在放射线图像拍摄前的读取处理中读取的图像数据d用于放射线的照射开始的检测用的措施，当在放射线图像拍摄后的读取处理中作为本图像而读取图像数据D时，在读取的图像数据D中重叠的从其他的放射线检测元件7漏泄的电荷q的成分越少越好。
因此，至少在对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射后进行的图像数据d的读取处理时，为了不给从各放射线检测元件7读取图像数据D造成不良影响，而停止向各布线85施加负电压（即形成为浮动状态），或者施加0[V］等规定的电压。
进而，在图22中，示出了将布线85、偏压线9形成在层叠于放射线检测元件7、TFT8的上方而形成的第一平坦化层80a的上表面（即未图示的闪烁器3侧的面）上，并在其上方还形成第二平坦化层80b的情况，但形成布线85方式并不局限于该方式，只要能够在TFT8的半导体层82的闪烁器3侧形成电子密度低区域，则能够在适宜位置配置布线85。
[构成7]
另外，在本发明人的研究中，发现例如当偏压电源14能够使设置在其内部的未图示的电阻器的阻值可变的情况下，当使电阻器的阻值以变大的方式可变时，缘于偏压电源14的噪声会降低。
当增大偏压电源14的电阻器的阻值时，其将发挥所谓的低通滤波器的功能，尤其能够降低高频率的噪声。因此，例如，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时，能够以使偏压电源14内的电阻器的阻值变大的方式来使阻值可变。
此外，通过如此构成，能够除去重叠于图像数据d的噪声中的、至少缘于偏压电源14的噪声的高频率成分的噪声，从而相应地改进了图像数据d的S／N比。因此，能够通过改进图像数据d的S／N比来提高检测效率。
此外，在该情况下，偏压电源14内的电阻器的阻值，至少在放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理时，回归原来的通常的阻值。
此外，还能够适宜地组合上述的构成1～构成7。
[关于避免线缺陷连续出现在相邻的多条扫描线等]
如上所述，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时，因放射线的照射而产生的电荷（即作为本图像而应该读取的图像数据D）的一部分从正在向放射线图像拍摄装置1照射放射线的过程中进行读取处理的放射线检测元件7流出，从而作为图像数据d被读取。
因此，对于该各放射线检测元件7而言，存在在放射线图像拍摄后的读取处理中读取的图像数据D中，原本应该读取的数据的一部分已经在放射线图像拍摄前的读取处理被作为图像数据d读取，导致其中的相应部分丧失，因此缺乏可信性，进而被视为无效、废弃的情况。在该情况下，该放射线检测元件7所连接的各扫描线5被视为存在线缺陷。
对于上述的模型构成的情况而言，如图12所示，例如，对于放射线图像拍摄装置的放射线的照射实际上无论在向扫描线5的线Ln施加导通电压而进行读取处理的时刻是否已经开始，检测效率都很低，因此例如，设定为在向扫描线5的线Ln+2施加导通电压而进行读取处理的时刻，检测到放射线的照射已开始的情况。
如此一来，扫描线5的线Ln～Ln+2成为线缺陷，在该情况下，如图24所示，线缺陷会连续出现在与扫描线5的相邻的多条线Ln～Ln+2。然后，如果对上述连续的线缺陷按照例如与扫描线5的线Ln-1、线Ln+3连接的各放射线检测元件7的图像数据D进行插补等而以此来修复，则如上所述，担心在作为线缺陷的各扫描线5的部分所拍摄的患者的病变部的信息将因插补等修复而丢失。
对此，例如，如在上述的[构成1］所述，通过使放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时的TFT8的导通时间比放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理时的导通时间长，会使对放射线的照射已开始的情况进行检测时的检测效率提高。
因此，如图25所示，在对于放射线图像拍摄装置的实际的放射线的照射已开始的时刻t1，即如图13所示向扫描线5的线Ln施加导通电压而进行读取处理的时刻t1，由于读取的图像数据d的值急增，超过阈值dth，因此能够在此刻t1检测对放射线的照射已开始的情况进行检测。因此，在该情况下，如图79所示，只有扫描线5的线Ln成为线缺陷。
这样，通过提高对放射线的照射已开始的情况进行检测时的检测效率，使得在开始对放射线图像拍摄装置进行实际的放射线的照射的时刻所进行的读取处理中读取的图像数据d超过预先设定的阈值dth。因此，能够防止线缺陷连续出现在相邻的多条扫描线5上。
另外，即便在实际的放射线的照射开始时刻无法对放射线的照射已开始的情况进行检测，检测效率仍被提高，因此能够基于随后的读取处理中读取的图像数据d确切地对放射线的照射已开始的情况进行检测。因此，能够确切地减少产生线缺陷的扫描线5的条数。
另外，不只[构成1］的情况，即便在如上述的[构成2］～[构成7］那样构成或进行组合构成的情况下，也同样能够防止线缺陷连续出现在相邻的多条扫描线5上，或确切地减少产生线缺陷的扫描线5的条数。
另外，采用以下描述的各构成，也能够防止线缺陷连续出现在相邻的多条扫描线5上，或确切地减少产生线缺陷的扫描线5的条数。
[构成8]
以图12所示的模型构成为基础进行说明，对于上述的[构成1］～[构成7］的情况也同样，例如，如图26所示，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时，在从扫描驱动单元15对某条扫描线5施加导通电压后，使到向下一扫描线5施加导通电压为止的周期（以下，简称为栅极周期。）比在放射线照射结束后的图像数据F的读取处理时的栅极周期长。
通过如此构成，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，当向放射线图像拍摄装置1照射放射线的情况下，在栅极周期期间因放射线的照射而在各放射线检测元件7内产生并蓄积的电荷的量比例如如图12所示的模型构成的情况多。
因此，开始对放射线图像拍摄装置进行实际的放射线的照射的时刻或随后读取处理中读取的图像数据d的值变大，超过阈值dth的可能性升高。因此，能够防止线缺陷连续出现在相邻的多条扫描线5上，或减少产生线缺陷的扫描线5的条数。
此外，在该情况下，栅极周期至少在放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理时回归原来的通常的栅极周期。
[构成9]
以上对通过提高放射线图像拍摄装置1的检测效率等来防止线缺陷连续出现在相邻的多条扫描线5上或减少产生线缺陷的扫描线5的条数的情况进行了说明。但是，另一方面，在向放射线图像拍摄装置1照射放射线的未图示的放射线产生装置侧，存在当放射线的照射开始时，照射的放射线的线量的上升慢，向放射线图像拍摄装置1照射的放射线的线量缓慢增加的放射线产生装置。
在从这样的放射线产生装置向放射线图像拍摄装置1照射放射线的情况下，即便放射线图像拍摄装置1侧的检测效率提高，在放射线图像拍摄前的读取处理中读取的图像数据d也会例如如图11所示增加，导致在实际上开始放射线的照射的时刻与在放射线图像拍摄装置1检测到放射线的照射已开始的情况的时刻间出现偏差。因此，即便放射线图像拍摄装置1侧的检测效率得到提高，仍存在成为线缺陷连续出现在相邻的多条扫描线5上的状态。
在这样的情况下，例如，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，在从扫描驱动单元15的栅极驱动器15b向扫描线5的某条线Ln施加导通电压的时刻的下一时刻，以向与扫描线5的线Ln在检测部P上相邻的扫描线5的线Ln-1、线Ln+1以外的扫描线5施加导通电压的方式，对扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压而进行从放射线检测元件7读取图像数据d的读取处理。
具体地说，例如，如图27所示，在从扫描驱动单元15向扫描线5的奇数编号的线L1、L3、L5、L7、…依次施加导通电压后，接着向扫描线5的偶数编号的线L2、L4、L6、L8、…依次施加导通电压。
另外，虽然省略图示，但在对构成扫描驱动单元15的栅极驱动器15b的栅极IC12a（参照图6）每个连接例如128条扫描线5的情况下，例如，在对与第一个栅极IC12a的第一个端子连接的扫描线5的线L1施加导通电压的下一时刻，对与第二个栅极IC12a的第一个端子连接的扫描线5的线L129施加导通电压，随后依次对与各栅极IC12a的第一个端子分别连接的扫描线5的线L257、L385、…施加导通电压。
接着，对与各栅极IC12a的第二个端子分别连接的扫描线5的线L2、L130、…依次施加导通电压，接着对与各栅极IC12a的第三个端子分别连接的扫描线5的线L3、L131、…依次施加导通电压。对施加导通电压的各栅极IC12a的端子逐个错开地进行该动作，并依次对扫描线5的全部的线L1～Lx施加导通电压，从而进行从各放射线检测元件7读取图像数据d的读取处理。
这样，只要不构成为在对扫描线5的某条线Ln施加导通电压的时刻的下一时刻，对与扫描线5的线Ln在检测部P上相邻的扫描线5的线Ln-1、线Ln+1施加导通电压，便能够在任意的时刻对扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压。
通过如此构成，即便如上所述从放射线产生装置照射的放射线的线量的上升慢，如图28所示，在实际开始放射线的照射的时刻无法在施加有导通电压的扫描线5的线Ln、随后施加有导通电压的扫描线5的线Ln+2检测到放射线的照射开始，而在对随后的扫描线5的线Ln+4施加导通电压的时刻才初次检测到放射线的照射已开始的情况，如图29所示，产生线缺陷的扫描线5也会如扫描线5的线Ln、Ln+2、Ln+4所示，产生线缺陷的扫描线5以相互分离的状态呈现（即成为呈现出散开的状态）。
因此，能够确切地防止线缺陷连续出现在相邻的多条扫描线5上。
另外，如图28所示，线缺陷的周围的扫描线5的线Ln-1、Ln+1、Ln+3、Ln+5在相比对扫描线5的线Ln、Ln+2、Ln+4施加导通电压的时刻提前的时刻被施加导通电压，在开始放射线的照射的时刻可靠地施加截止电压，因此电荷不会从各放射线检测元件7流出。
因此，在放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理中，能够无缺失地从与线缺陷的周围的扫描线5的线Ln-1、Ln+1、Ln+3、Ln+5连接的各放射线检测元件7读取电荷，因此从该各放射线检测元件7读取的图像数据D成为可靠的正常值。
因此，能够使用上述正常值的图像数据D，适宜地修复与被视为无效、废弃的成为线缺陷的扫描线5的各线Ln、Ln+2、Ln+4连接的各放射线检测元件7的图像数据D。
此外，如上所述，当针对构成栅极驱动器15b的每个栅极IC12a而依次对一条条扫描线5施加导通电压的情况下，成为在128条的扫描线5中以一条的比例出现线缺陷的状态。
[用于提前放射线的照射开始的检测时期的构成等]
此外，在放射线图像拍摄装置中，例如如图30、图31所示，检测部P被分割为多个区域。
例如，在图30所示的放射线图像拍摄装置1a中，在检测部P上，各信号线6在其延伸方向的中途被断开，检测部P被分割成两个区域Pa、Pb。另外，例如，在图31所示的放射线图像拍摄装置1b中，在检测部P上，各扫描线5在其延伸方向的中途被断开，检测部P被分割成两个区域Pc、Pd。此外，例如，还能够在检测部P上，使各扫描线5与各信号线都在各自的延伸方向的中途断开，从而将检测部P分割成例如四个区域，但对此省略图示。
以下，列举图30的情况进行说明，在如此构成的情况下，各区域Pa、Pb的各扫描线5经由各输入输出端子11分别与各个栅极驱动器15b连接，能够从各栅极驱动器15b向各区域Pa、Pb的各扫描线5在相互独立的时刻施加导通电压。
因此，在该情况下，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时，能够以从与一个区域Pa对应的栅极驱动器15b向该区域Pa的各扫描线5施加导通电压的时刻和从与其他区域Pb对应的栅极驱动器15b向该其他的区域Pb的各扫描线5施加导通电压的时刻为不同时刻的方式，对各扫描线5依次施加导通电压而进行读取处理。
具体地说，例如如图31所示，检测部P被分割成两个区域Pa、Pb，从与区域Pa对应的栅极驱动器15b对扫描线5的各线L按照线L1、L2、L3、…的顺序依次施加导通电压，从与区域Pb对应的栅极驱动器15b对扫描线5的各线L按照线Lx、Lx-1、Lx-2、…的顺序依次施加导通电压而进行读取处理。
在该情况下，例如如图32所示，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时，能够以从与区域Pa对应的栅极驱动器15b向扫描线5的各线L1，L2，L3，…施加导通电压的时刻和从与其他区域Pb对应的栅极驱动器15b向扫描线5的各线Lx、Lx-1、Lx-2…施加导通电压的时刻为不同时刻的方式施加导通电压，进而进行读取处理。
如上述的模型构成的情况所示，当按照扫描线5的各线L1、L2、…、Lx-1、Lx的顺序施加导通电压的情况下，例如在向扫描线5的线L1施加导通电压的时刻无法检测到放射线的照射已开始的情况下，直到向下一扫描线5的线L2施加导通电压而进行的读取处理为止，无法进行放射线的照射开始与否的判断。这在如图27所示施加导通电压的情况下等同样存在。
但是，通过如图32所示进行构成，例如在对区域Pa的扫描线5的线L1施加导通电压的时刻无法检测到放射线的照射已开始的情况下，不等待直至向相同的区域Pa的扫描线5的线L2施加导通电压而进行的读取处理，而在对区域Pb的扫描线5的线Lx施加导通电压而进行的读取处理中便能够进行放射线的照射开始与否的判断。
这样，通过在检测部P的各区域Pa、Pb中，以从与各区域Pa、Pb对应的各栅极驱动器15b向各区域Pa、Pb的各扫描线5施加导通电压的时刻为不同时刻的方式对各扫描线5依次施加导通电压而进行读取处理，由此能够提前放射线的照射开始的情况的检测时机，当开始了对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射后，能够迅速地检测。
[关于放射线的照射开始的检测后的处理]
接下来，对于如上所述控制单元22基于在放射线图像拍摄前被重复进行的图像数据d的读取处理中读取的图像数据d判断为图像数据d超过阈值dth，进而检测到放射线的照射已开始的情况后的各处理进行说明。
此外，以下作为放射线图像拍摄前的处理，如[构成1］（参照图13）所述对向扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压的情况进行说明，当然能够进行上述的各构成、各处理。
[向电荷蓄积模式转换以及电荷蓄积模式的处理]
控制单元22，在如上所述对放射线的照射已开始的情况进行检测时，如图13所示，停止放射线图像拍摄前的图像数据d的读取动作，从扫描驱动单元15向扫描线5的全部的线L1～Lx施加截止电压，维持将各TFT8截止的状态，从而转换至电荷蓄积模式。如图13所示，例如在根据向扫描线5的线Ln施加导通电压而读取的图像数据d检测到放射线的照射已开始的情况下，在此刻转换至电荷蓄积模式。
然后，在电荷蓄积模式中，例如在待机被预先设定为比放射线的照射时间长的时间的规定时间后，能够转换为放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理。
另外，例如，通过如下构成，能够检测放射线的照射的结束。
如使用图78进行说明的那样，微小的电荷q从各放射线检测元件7经由TFT8漏泄。然后，向放射线图像拍摄装置1照射放射线，该放射线被闪烁器3转换成电磁波，当该电磁波被照射至各TFT8时，该漏泄的电荷q增加。然后，当对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射结束时，漏泄的电荷q回归原来的小值。
凭此能够检测对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射结束的情况。
具体地说，在电荷蓄积模式下，在对扫描线5的全部的线L1～Lx施加截止电压的状态下，如图33所示，使各读取电路17动作。即，与图像数据d的读取处理的情况相同，将读取电路17的放大电路18的电荷复位用开关18c（参照图8）形成为关断状态，形成为向电容器18b蓄积电荷的状态，从控制单元22向相关二重取样电路19发送脉冲信号Sp1、Sp2而进行取样，但期间不进行各TFT8的导通/截止动作。
当如此使各读取电路17动作时，如图34所示，经由被形成为截止状态的TFT8从各放射线检测元件7漏泄的各电荷q被蓄积于放大电路18的电容器18b。因此，从放大电路18输出与该被蓄积的电荷、即从各放射线检测元件7漏泄的电荷q的合计值相当的电压值，并被在图34省略图示的相关二重取样电路19取样后，输出数据。
以下，为了表述该数据为基于从各放射线检测元件7漏泄的电荷q的数据，而将该数据称作漏泄数据Dleak。
如上所述，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中对放射线的照射已开始的情况进行检测，在将对扫描线5的全部的线L1～Lx施加的电压切换至截止电压后，使各读取电路17继续进行读取动作，进行对于该漏泄数据Dleak的读取处理。
如此一来，在漏泄数据Dleak的读取处理开始的时刻，向放射线图像拍摄装置1照射放射线，处于从各放射线检测元件7经由TFT8漏泄的电荷q增加的状态，因此如图35所示，是读取的漏泄数据Dleak的值较大的状态。
然后，当继续进行漏泄数据Dleak的读取处理时，在对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射结束时刻（参照图中的时刻t2），从各放射线检测元件7经由TFT8漏泄的电荷q降低而回归至原来的小值，因此如图35所示，读取的漏泄数据Dleak的值减少。
因此，例如，控制单元22监视该漏泄数据Dleak的值，能够在漏泄数据Dleak的值成为预先设定的阈值Dleak_th以下的时刻，判断为放射线的照射结束。
这样，通过利用放射线图像拍摄装置1本身来对放射线的照射已结束的情况进行检测，能够在检测到放射线的照射的结束后，立即开始图像数据D的读取处理，进而能够迅速地进行图像数据D的读取处理以后的处理。
特别是，在使用放射线图像拍摄装置1的放射线图像拍摄中，在利用外部的计算机等对图像数据D进行正式的图像处理而生成诊断用放射线图像前，多数情况下，做成并显示预览图像，由放射线技师等观察该预览图像，确认被拍摄体是否被拍摄在放射线图像上、被拍摄体是否被拍摄在放射线图像上的适宜的位置。
在该情况下，迅速判断是否需要再拍摄，在需要再拍摄的情况下迅速地进行再拍摄，由此能够减轻作为被拍摄体的受检者所承受的负担，如上所述，在放射线的照射的结束后，能够迅速开始图像数据D的读取处理，由此具有能够迅速显示预览图像、放射线技师等能够迅速判断是否需要再拍摄的优点。
另外，如图13所示，在放射线的照射开始后的电荷蓄积模式中，与通常的放射线图像拍摄的情况相同，如果停止由读取电路17进行的读取动作而待机规定时间，则在电荷蓄积模式中无需进行漏泄数据Dleak的读取处理即可，具有能够抑制放射线图像拍摄装置1的电力消耗的优点。另外，由于只需对扫描线5的全部的线L1～Lx施加截止电压，停止各读取电路17的差动，因此具有控制构成简单的优点。
此外，在图35中，示出了在时刻t2检测到放射线的照射的结束后也继续进行漏泄数据读取处理而读取漏泄数据Dleak的情况，但这毕竟是表示漏泄数据Dleak随着放射线的照射如何变化的实验例，实际上当在时刻t2检测到放射线的照射的结束时，停止漏泄数据读取处理，立即开始图像数据D的读取处理。
[关于图像数据D的读取处理]
在图13所示的情况下，在经过了规定时间的时刻，并且如图33等所示，当在电荷蓄积模式下进行漏泄数据Dleak的读取处理的情况下，检测到放射线的照射的结束的时刻，如图13所示，控制单元22接着从扫描驱动单元15对扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压，使读取电路17依次进行读取动作，进行从各放射线检测元件7分别读取图像数据D的图像数据D的读取处理。
在图像数据d的读取处理中，如图9、图10所示，使扫描驱动单元15、读取电路17等动作，将读取的图像数据d依次保存于存储单元40（参照图7等）。
此外，在图13中，示出了在图像数据D的读取处理中，进行从扫描线5的最初的线L1开始按顺序依次施加导通电压而进行读取处理的情况，还能够例如如图36所示，在图像数据D的读取处理中，从在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中检测到放射线的照射已开始的情况的扫描线5（图36的情况为扫描线5的线Ln）的下一应该施加导通电压的扫描线5（图36的情况为扫描线5的线Ln+1）依次施加导通电压。
通过如此构成，具有能够以相同的处理的序列进行放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理和放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理的优点。另外，在其他方面也具有优异的效果，对此将在第四实施方式中进行说明。
如上所述，根据本实施方式的放射线图像拍摄装置1，从放射线图像拍摄前向各扫描线5依次施加导通电压进而进行图像数据d的读取处理，并根据读取的图像数据d的值检测开始对放射线图像拍摄装置1照射放射线的情况。因此，能够凭借放射线图像拍摄装置1本身来检测放射线的照射开始。
而且，此时，通过采用如下构成，即：以使放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时的导通时间比作为放射线图像拍摄后的本图像的图像数据D的读取处理时的导通时间长的方式进行控制等构成，由此能够确切地提高检测放射线的照射已开始的情况时的检测效率。
而且，像这样能够提高检测放射线的照射已开始的情况时的检测效率，因此能够在实际上对放射线图像拍摄装置1的放射线的照射开始的时刻检测放射线的照射已开始的情况，因此线缺陷仅在一条扫描线5上产生，能够确切地防止线缺陷连续出现在相邻的多条扫描线5。
另外，假设在实际的放射线的照射开始时刻没有检测到放射线的照射已开始的情况下，如上所述检测效率仍得到提高，能够确切地基于之后的读取处理中读取的图像数据d检测放射线的照射已开始的情况。因此，能够确切地减少产生线缺陷的扫描线5的条数。
而且，像这样，形成线缺陷的扫描线5仅为一条，或产生线缺陷的扫描线5的条数被确切地减少，因此即便使用例如周围的图像数据D来修复形成线缺陷的图像数据D，也能够确切地避免在例如线缺陷的部分拍摄到的患者的病变部的信息丢失。而且，在基于上述的图像数据D生成的放射线图像中也会出现病变部的信息，因此能够将生成的放射线图像确切地应用于医疗的诊断用等中。
[关于图像数据D的修复处理]
在此，对关于在放射线图像拍摄后的读取处理中作为本图像而读取的图像数据D的修复处理进行说明。
此时，如上所述，放射线图像拍摄装置1在对扫描线5的某条线Ln施加导通电压而读取的图像数据d超过阈值dth的时刻检测放射线的照射已开始的情况，例如如图11所示，即便实际上开始从未图示的外部的放射线产生装置对放射线图像拍摄装置1的放射线的照射且读取的图像数据d的值上升，只要图像数据d的值未超过阈值dth，放射线图像拍摄装置1便无法认识到实际上开始了放射线的照射。
因此，需要注意在放射线图像拍摄装置1本身中无法检测放射线的照射实际上从何时开始。而且，放射线图像拍摄装置1本身无法把握在从实际上放射线开始照射起到检测放射线的照射已开始的情况为止的期间，几条扫描线5被施加了导通电压而进行了图像数据d的读取处理，即哪条扫描线5存在线缺陷。
因此，例如能够预先设定应该存在线缺陷的扫描线5的条数。在本实施方式中，如上所述，由于检测效率得到提高，因此对于将应该形成线缺陷扫描线5的条数预先设定为一条而在检测到放射线的照射已开始的情况的时刻仅将施加了导通电压的扫描线5作为线缺陷的构成而言，实际上不存在任意问题。
另外，在进行更严格的图像处理的情况下，例如，考虑从向放射线图像拍摄装置1照射放射线的放射线产生装置照射的放射线的线量的上升的信息（即关于如何迅速上升的信息）、在放射线图像拍摄装置1中从向扫描线5的某条线L施加导通电压后到向下一条扫描线5的线L施加导通电压为止的时间间隔即前述的栅极周期等，根据上述拍摄条件来确定应该形成线缺陷的扫描线5。
进而例如，在放射线图像拍摄结束后，当在图像处理用的计算机等外部装置等（或在由放射线图像拍摄装置1进行图像处理的情况下是放射线图像拍摄装置1）进行图像处理，而基于得到的图像数据d等生成放射线图像时，能够算出包括放射线图像拍摄装置1检测到放射线的照射的开始的扫描线5的线Ln的几条线的扫描线5为线缺陷。
在该情况下，例如，还能够在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，解析从与扫描线的各线L1～Lx连接的各放射线检测元件7依次读取的图像数据d的值的推移（例如参照图11、图25等），算出从放射线产生装置实际开始放射线的照射的时刻，确定应该形成线缺陷的扫描线5。
具体地说，如上所述，由于当对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射开始时，读取的图像数据d的值增加，因此例如当如图11所示解析推移的图像数据d时，包括在时刻t1检测到放射线的照射开始的扫描线5的三条扫描线5形成线缺陷。另外，当如图25所示解析推移的图像数据d时，只有在时刻t1检测到放射线的照射开始的扫描线5形成线缺陷。
另外，还可以取代如此解析在放射线图像拍摄前的读取处理中读取的图像数据d，转而或同时在解析放射线图像拍摄后的读取处理中读取的作为本图像的图像数据D，从而确定应该形成线缺陷扫描线5的条数。
例如，当针对扫描线的每条线L1～Lx而绘制在放射线图像拍摄后的读取处理中读取的图像数据D（准确地说是图像数据D与后述的偏移修正值O相减后的值）的情况下的图像数据D的推移按照例如如图37所示推移，在该情况下当对该图像数据D的值的推移进行解析时，可看出扫描线5的各线Ln-2～Ln应该形成线缺陷。
这样，首先将应该形成线缺陷扫描线5仅设定为例如在检测到放射线的照射已开始的情况的时刻施加了导通电压的扫描线5，或根据拍摄条件进行确定，或解析图像数据d、图像数据D后确定。
接下来，对从与如上所述确定的形成线缺陷的扫描线5连接的各放射线检测元件7读取的图像数据D进行修复处理，但此时，如上所述，认为线缺陷的部分的图像数据D缺乏可信性，进而被视为无效、废弃。
在本实施方式中，如上所述，线缺陷产生在一两条的扫描线5，以图79、图80所示的状态呈现。另外，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，例如当如图27等所示对各扫描线5施加导通电压的情况下，如图29所示，线缺陷成为呈现散开的状态。
因此，如上所述，当废弃线缺陷的部分的图像数据D的情况下，例如，能够使用该部分的周围的图像数据D通过线形插补等方法修复废弃的图像数据D。
即，利用与图79的情况下的例如扫描线5的线Ln-1、Ln+1连接的各放射线检测元件7的图像数据D或与图80的情况下的例如扫描线5的线Ln-1、Ln+2连接的各放射线检测元件7的图像数据D分别进行修复。另外，图29的情况下的扫描线5的线Ln的线缺陷能够使用例如扫描线5的线Ln-1、Ln+1进行修复，扫描线5的线Ln+2的线缺陷能够使用例如扫描线5的线Ln+1、Ln+3进行修复，扫描线5的线Ln+4的线缺陷能够使用例如扫描线5的线Ln+3、Ln+5进行修复。
另一方面，在本实施方式中，如上所述，由于在放射线图像拍摄前的读取处理中读取图像数据d，因此还可以使用该图像数据d来修复作为本图像的图像数据D。此外，在该情况下，从与形成线缺陷的扫描线5连接的各放射线检测元件7读取的图像数据D未被废弃。
此外，对于上述各放射线检测元件7而言，本来在放射线图像拍摄后的读取处理中作为本图像而读取的图像数据D的一部分能够视为在放射线图像拍摄前作为图像数据d而读取。因此，作为修复图像数据D的方法，可以想到对图像数据D与图像数据d简单相加来修复。
此外，在该情况下，在图像数据D中图像数据d中都分别重叠有由暗电荷引起的偏移量，因此减去该值后再将两者相加。重叠于图像数据D的偏移量也被称作偏移修正值O，对此将在后述的第二实施方式中进行详细说明。
此外，当将图像数据D所含的、仅仅由于因放射线的照射而在各放射线检测元件7内产生的电荷而引起的数据、即不含暗电荷量的数据称作真的图像数据D＊时，通过针对每个放射线检测元件7按照下式进行运算而得出真的图像数据D＊
D＊＝D-O…（1）。
另外，作为重叠于图像数据d的偏移量使用上述的偏移修正值O较为困难，但如上所述，由于在放射线图像拍摄前重复进行的读取处理所读取的图像数据d中的在放射线的照射开始以前读取的图像数据d，不含因放射线的照射而产生的电荷量，是仅由暗电荷引起的数据，因此能够作为对于图像数据d的偏移量进行使用。
当将其称作对于图像数据d的偏移修正值o时，并且将在放射线图像拍摄前的读取处理中从放射线的照射开始起到检测放射线的照射开始为止期间所读取的图像数据d所含的、仅仅由于因放射线的照射而在各放射线检测元件7内产生的电荷而引起的数据、即不含暗电荷量的数据称作真的图像数据d＊时，通过针对每个放射线检测元件7按照下式进行运算而得出真的图像数据d＊。
d＊＝d-o…（2）。
其中，还能够通过实验等预先具有对于图像数据d的偏移修正值o。
此外，对于与形成线缺陷的扫描线5连接的各放射线检测元件7而言，通过将上述的真的图像数据D＊与真的图像数据d＊相加，能够修复从该各放射线检测元件7本来应该读取的真的图像数据D＊。
但是，如使用前述的图78所说明的那样，在从放射线的照射开始起到检测放射线的照射开始为止的期间所读取的图像数据d中，除了仅仅由于因上述放射线的照射而在各放射线检测元件7内产生的电荷而引起的数据、由暗电荷引起的数据之外，还包含因放射线的照射而从与连接有该放射线检测元件7的信号线6连接的其他的放射线检测元件7漏泄的电荷q的增加量。
因此，根据上述式（2），当将图像数据d与偏移修正值o相减而计算真的图像数据d＊时，真的图像数据d＊不会成为前述的真的图像数据D＊的一部分本身的值，而成为加上从上述的其他的放射线检测元件7漏泄的电荷q的因放射线的照射而增加的增加量的值。
如上所述，单纯将真的图像数据D＊与真的图像数据d＊相加的构成是忽略从上述的其他的放射线检测元件7漏泄的电荷q的因放射线的照射而增加的增加量的构成，但由于毕竟能够将在本实施方式中产生的线缺陷的条数抑制为非常少的条数，因此能够凭借该方法比较良好地修复真的图像数据D＊。
另外，还能够修正上述从其他的放射线检测元件7漏泄的电荷q的因放射线的照射而增加的增加量来进行加法运算，在该情况下，例如，预先算出与根据上述（2）式而算出的真的图像数据d＊相乘的系数，再将乘以该系数后的真的图像数据d＊与真的图像数据D＊相加。
此外，在该情况下，上述的系数能够形成为例如根据向放射线图像拍摄装置1照射的放射线的单位时间内的线量即线量率等而使值变化的系数等。另外，还能够将系数形成为恒定值，进行适宜设定。通过如此构成，能够排除在照射上述的放射线期间产生的现象的影响，进而更为确切地修复各放射线检测元件7的真的图像数据D＊。
[第二实施方式]
在上述的第一实施方式中，对放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理、朝放射线的照射开始的检测后的电荷蓄积模式的转换、放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理为止的各处理进行了说明。
在第二实施方式中，对在放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理后进行的、用于取得偏移修正值O的处理进行说明。
偏移修正值O也被称作暗读取值，与转换至电荷蓄积模式而各TFT8被形成为截止状态期间因放射线的照射而在各放射线检测元件7内产生并蓄积的电荷不同，相当于因基于放射线检测元件7本身的热（温度）的热激发等而产生的暗电荷等在各放射线检测元件7内蓄积的数据，相当于图像数据D的偏移量。
偏移修正值O的值、即图像数据D中含有多大的偏移量，单凭观察图像数据D的值无从知晓，因此需要额外进行用于得到偏移修正值O的处理。因此，通常情况下，在放射线图像拍摄之前或之后，不向放射线图像拍摄装置1照射放射线，而在以将各TFT8形成为截止状态的状态下放置放射线图像拍摄装置1后，与图像数据D的读取处理同样地从各放射线检测元件7读取蓄积的暗电荷等，由此能够针对每个放射线检测元件7取得偏移修正值O。
此外，在外部的计算机等所进行的放射线图像的生成处理中，如上述的（1）式所示，从各图像数据D中分别减去偏移修正值O，计算仅缘于因放射线的照射而产生的电荷的真的图像数据D＊，并基于该真的图像数据D＊生成放射线图像。
因此，当无法确切地取得该偏移修正值O时，将各图像数据D与偏移修正值O相减而得到的真的图像数据D＊并非正常值，基于此而生成的放射线图像成为异常的图像，画质恶化。
因此，在本实施方式中，对用于由放射线图像拍摄装置1确切地取得偏移修正值O的处理进行说明。
此外，在本实施方式中，对在放射线图像拍摄后取得偏移修正值O的情况进行说明。另外，如上所述，从各放射线检测元件7读取偏移修正值O的处理与图9、图10所示的图像数据D的读取处理同样被进行，但以下为了便于区分而称之为偏移修正值读取处理。
在此，对作为取得偏移修正值O时之前提的事项进行说明。
[前提1]
如上所述，偏移修正值O相当于在各TFT8被形成为截止状态期间在放射线检测元件7内产生并蓄积的电荷（暗电荷），更准确地说，在本实施方式、第一实施方式中，相当于在下述期间在放射线检测元件7内产生并蓄积的电荷：从在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时将向扫描线5的某条线Ln施加的导通电压切换至截止电压后，到在放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理中将对扫描线5的该线Ln施加的导通电压切换至截止电压为止。
此外，以下，如上所述，将从在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时将向扫描线5的某条线Ln施加的导通电压切换至截止电压起到在放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理中将对扫描线5的该线Ln施加的导通电压切换至截止电压为止的间的时间间隔称为实效蓄积时间。
[前提2]
该实效蓄积时间根据放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理的处理的序列和放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理的处理的序列而成为不同的时间间隔，其中也存在在扫描线5的各线L1～Lx中成为成为相同的时间间隔的情况。
即，例如，如图12所示的模型构成的情况所示，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，当以与放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理的情况相同的导通时间、相同的栅极周期对扫描线5的各线L1～Lx施加导通电压时，至少在扫描线5的线L1～Ln+2彼此间实效蓄积时间相同，在扫描线5的各线Ln+3～Lx中成为其它的长度的实效蓄积时间，但在扫描线5的各线Ln+3～Lx彼此间实效蓄积时间是相同的。
另一方面，例如，当如图13所示在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，形成为比放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理的情况长的导通时间或者如图26所示形成为比放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理的情况长的栅极周期的情况下，扫描线5的各线L1～Lx的实效蓄积时间为不同的时间间隔。
即，例如在图13的情况下，如将该图简化后的图38所示，扫描线5的各线L1～L4的TFT8的实效蓄积时间T1～T4成为根据各扫描线5而不同的时间间隔。
另外，对在图13中切换放射线图像拍摄后的图像数据D的读取顺序的情况示出的图36的情况下，如将该图简化后的图39所示，扫描线5的各线L1～L4的TFT8的实效蓄积时间T1～T4成为针对各扫描线5不同的时间间隔。
[前提3]
在本发明人所进行的实验中，发现偏移修正值O与TFT8的实效蓄积时间并不一定呈线形（即成比例地）地增加。认为这是由于如上所述在不照射放射线的状态下放置放射线图像拍摄装置1的情况下，在各放射线检测元件7内产生的暗电荷的产生速度相对于时间变化为非线形的缘故。此外，如果TFT8的实效蓄积时间相同，则偏移修正值O成为相同的值。
以以上的各事项作为前提，能够将用于取得偏移修正值O的处理按照以下的各构成例子的方式来构成。
[用于取得偏移修正值O的处理]
[构成A]
如上述之前提3所述，偏移修正值O不以与TFT8的实效蓄积时间成比例的方式增加，但如果TFT8的实效蓄积时间相同则偏移修正值O成为相同的值。因此，例如，能够按照以下的方式，使扫描线5的每一条线L的TFT8的实效蓄积时间成为在图像数据D的读取处理与偏移修正值读取处理中相同的实效蓄积时间。
此外，以下将对如图39所示向扫描线5的各线L1～L4依次施加导通电压且进行放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理与放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理的情况进行说明，但对于其他构成的情况也同样说明。
另外，以下，对扫描线5由各线L1～L4构成的情况进行说明，而以下的说明对于图7等所示的在检测部P设置有数千条~数万条的扫描线5的各线L1～Lx情况能够通用，对于此点不再赘述。
例如，在如图39所示进行放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理、朝电荷蓄积模式的转换以及放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理后，如图40所示，能够将在与上述各处理相同的时刻从扫描驱动单元15向扫描线5的各线L1～L4施加的电压在导通电压与截止电压之间切换，使读取电路17依次进行读取动作，从而进行图像数据d的读取处理、朝电荷蓄积模式的转换（其中不照射放射线。）以及偏移修正值读取处理。
也就是简单地说，在图像数据D的读取处理后重复与到读取图像数据D为止的处理序列（即图像数据d的读取处理、朝电荷蓄积模式的转换以及图像数据D的读取处理）相同的处理序列，从而读取偏移修正值O。
但是，在该情况下，在图像数据D的读取处理后的图像数据d的读取处理中，由于无需检测对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射开始等，因此控制单元22不进行在第一实施方式中说明的对图像数据d的监视。另外，亦可代替图像数据D的读取处理后的图像数据d的读取处理，而进行各放射线检测元件7的复位处理。此外，在进行各放射线检测元件7的复位处理的情况下，上述的导通时间、栅极周期被形成为与图像数据d的读取处理的情况相同的时间、周期。
通过如图40所示那样构成，由于在与读取图像数据D时的处理序列相同的处理序列读取偏移修正值O，因此即便如上所述在TFT8的实效蓄积时间T1～T4彼此在扫描线的每条线L1～L4中都互不相同的情况下，当针对每条扫描线的各线L1～L4观察时，读取图像数据D时的TFT8的实效蓄积时间与随后的读取偏移修正值O时的TFT8的实效蓄积时间都成为相同的时间间隔。
因此，即便偏移修正值O本身成为针对扫描线5的每条线L1～L4而互不相同的值，当针对每条扫描线的各线L1～L4观察时，读取的图像数据D中所含的偏移量、在偏移修正值读取处理中读取的偏移修正值O都成为相同的值。
此外，但观察每个放射线检测元件7的情况下，在图像数据D的读取处理中从放射线检测元件7读取的图像数据D中所含的偏移量与随后的在偏移修正值读取处理中从该放射线检测元件7读取的偏移修正值O都成为相同的值。
因此，在放射线图像的生成处理时，通过将读取的各图像数据D与在偏移修正值读取处理中读取的偏移修正值O相减，能够针对每个放射线检测元件7确切地算出仅仅由于因放射线的照射而产生的电荷所引起的真的图像数据D＊。而且，能够根据该真的图像数据D＊确切地生成放射线图像。
此外，在结束放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理后，如上所述，当重复与到读取图像数据D为止的处理序列相同的处理序列前，即进行图40的第二次的图像数据d的读取处理（或各放射线检测元件7的复位处理）之前，还能够进行规定次数的各放射线检测元件7的复位处理。
该情况的复位处理无需在与图像数据d的读取处理的情况相同的导通时间、栅极周期进行，例如还能够以短的导通时间、栅极周期高速地重复复位处理。此外，在该情况下，在进行了规定次数的复位处理后，在进行了第二次的图像数据d的读取处理或者以与图像数据d的读取处理的情况相同的导通时间、栅极周期进行的各放射线检测元件7的复位处理且经过电荷蓄积模式后，进行偏移修正值读取处理。
即，偏移修正值读取处理的之前的处理序列只要是与到读取图像数据D为止的处理序列相同的处理序列即可，期间还能够进行对各放射线检测元件7的复位处理等适宜的处理。
在如上所述构成的情况下，控制单元22将在图像数据D的读取处理中从各放射线检测元件7读取的图像数据D依次保存于存储单元40（参照图7等）后，在不接着进行其他拍摄的情况下，自动地重复相同的处理序列进而进行偏移修正值读取处理，将读取的偏移修正值O依次保存于存储单元40。
然后，在适宜的时刻从存储单元40依次读取各图像数据D与各偏移修正值O，将该图像数据经由天线装置39（参照图1、图7等）等向进行图像处理的外部的计算机等发送。另外，控制单元22本身还能够进行从各图像数据D减去偏移修正值O的减去处理。
[构成B]
另外，例如，如图41中概略的所示，在图像数据D的读取处理结束后，在未被放射线照射状态下，针对扫描线5的每条线L1～L4，能够按照从将图像数据D的读取处理中施加给扫描线5的导通电压切换至截止电压起到将偏移修正值读取处理中施加给扫描线5的导通电压切换至截止电压为止的TFT8的实效蓄积时间与图39所示的TFT8的实效蓄积时间T1～T4分别相同的时刻进行偏移修正值读取处理。
即，简单地说，针对扫描线5的每条线L1～L4，以从放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理到放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理为止的时间间隔（即TFT8的实效蓄积时间T1～T4）与从图像数据D的读取处理到偏移修正值读取处理为止的时间间隔（实效蓄积时间）相同的方式，分别进行偏移修正值读取处理。
另外，在图像数据D的读取处理结束后，在暂时进行了各放射线检测元件7的复位处理后，还能够以从该各放射线检测元件7的复位处理到偏移修正值读取处理为止的时间间隔与从放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理到放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理为止的时间间隔相同的方式，分别进行偏移修正值读取处理，但对此省略图示。
通过如此构成，由于到读取图像数据D的处理为止的TFT8的实效蓄积时间T1～T4与到偏移修正值读取处理为止的TFT8的实效蓄积时间T1～T4成为相同的时间间隔，因此与上述相同，图像数据D中所含的偏移量、在偏移修正值读取处理读取的偏移修正值O，对于每个放射线检测元件7都成为相同的值。
因此，在放射线图像的生成处理时，通过将读取的各图像数据D与偏移修正值O相减，能够针对每个放射线检测元件7确切地计算仅仅由于因放射线的照射而产生的电荷而引起的真的图像数据D＊。而且，能够根据该真的图像数据D＊确切地生成放射线图像。
[构成C]
另一方面，如图42所示，当结束了图像数据D的读取处理后，还能够立即或在经过规定时间后，在未被放射线照射的状态下，在与图像数据D的读取处理相同的时刻从扫描驱动单元15对扫描线5的各线L1～L4依次施加导通电压，进而进行偏移修正值读取处理。此外，在该情况下，也能够在图像数据D的读取处理结束后暂时进行各放射线检测元件7的复位处理，随后进行偏移修正值读取处理。
在该情况下，从图像数据D的读取处理到偏移修正值读取处理为止的时间间隔（即TFT8的实效蓄积时间）成为在扫描线5的全部的线L1～L4中相同的时间间隔Ta。因此，在该情况下，从放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理到放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理为止的扫描线5的每条线L1～L4的TFT8的实效蓄积时间T1～T4与从图像数据D的读取处理到偏移修正值读取处理为止的时间间隔Ta不成为相同的时间间隔。
因此，当观察扫描线的每条线L1～L4时，读取的图像数据D中所含的偏移量、偏移修正值读取处理中读取的偏移修正值O不成为相同的值，即使将图像数据D与偏移修正值O相减，也无法确切地计算真的图像数据D＊。即，成为与本来的真的图像数据D＊不同的值。
因此，该构成C的情况下，例如，预先实验性地求出表示图43所示的TFT8的实效蓄积时间T与作为基准的偏移修正值O＊的关系的表格、关系式，并将该表格、关系式预先保持在基于从放射线图像拍摄装置1发送来的图像数据D、偏移修正值O而进行图像处理的外部的计算机等中。其中，在该情况下，实验例如，在对含有放射线图像拍摄装置1的读取电路17的各功能部进行长时间通电等使得各功能部、基板4等的温度等稳定的状态下进行。
此外，例如，当计算在图像数据D的读取处理中从与扫描线5的线L1连接的各放射线检测元件7读取的图像数据D中所含的偏移量（以下，表示为偏移量O1。）的情况下，计算机等首先参照上述的表格或根据上述的关系式，读取或计算与实效蓄积时间T1对应的作为基准的偏移修正值O1＊（参照图43）。
但是，由于求出图43所示的表格、关系式时的读取电路17的温度等拍摄条件与实际进行放射线图像拍摄的拍摄条件不同，因此无法将如此读读取或算出的作为基准的偏移修正值O1＊直接用作上述的偏移量O1。
因此，例如，根据上述的表格、关系式，求出实效蓄积时间Ta的作为基准的偏移修正值Oa＊，利用作为基准的偏移修正值O1＊与上述的偏移量O1之比和作为基准的偏移修正值Oa＊与偏移修正值读取处理中读取的偏移修正值O之比相等的、即
O1＊：O1＝Oa＊：O…（3）
成立的关系，而根据从上述（3）式导出的下述（4）式，从读取的偏移修正值O计算上述的偏移量O1。
O1＝O×O1＊／Oa＊…（4）
此外，通过从各图像数据D减去根据上述（4）式而算出的偏移量O1，能够针对每个放射线检测元件7确切地算出仅仅由于因放射线的照射而产生的电荷所引起的真的图像数据D＊。
另外，对于扫描线5的线L2～L4也同样地进行处理，计算在图像数据D的读取处理中从与扫描线5的线L2～L4连接的各放射线检测元件7读取的图像数据D中所含的偏移量（即偏移量O2～O4），并从各图像数据D分别减去算出的偏移量O2～O4，由此能够针对每个放射线检测元件7确切地算出仅仅由于因放射线的照射而产生的电荷所引起的真的图像数据D＊。
而且，通过如上所述构成，即使在构成C的情况下，也能够确切地基于算出的真的图像数据D＊生成放射线图像。
此外，在上述的各构成A～C中，对于在图像数据D的读取处理后分别进行一次包含偏移修正值读取处理在内的用于取得偏移修正值O的处理的情况进行了说明，但也能够例如进行多次用于取得偏移修正值O的处理，并针对每个放射线检测元件7求解在各处理得到的各偏移修正值O的平均值，将该平均值用作每个放射线检测元件7的偏移修正值O。
[第三实施方式]
在上述的第二实施方式中，为了取得取得偏移修正值O，主要对在放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理之后进行偏移修正值读取处理的情况进行了说明。
另一方面，亦可取代如上所述针对每次放射线图像拍摄取得偏移修正值O，转而预先具有针对每个放射线检测元件7的偏移修正值O，以此作为参照来确定偏移修正值O。
在如此构成的情况下，如上所述，必须考虑到各扫描线5的TFT8的实效蓄积时间，根据在检测到放射线的照射已开始的情况的时刻被施加有导通电压的扫描线5的位置发生变化。
即，例如如简化后的图39所示，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，在例如基于对扫描线5的线L2施加导通电压所读取的图像数据d而检测到放射线的照射已开始的情况的情况下，扫描线5的各线L1～L4的TFT8的实效蓄积时间T1～T4中的实效蓄积时间T2最短，实效蓄积时间T3最长。
但是，假设在基于对扫描线5的线L3施加导通电压所读取的图像数据d而检测到放射线的照射已开始的情况的情况下，扫描线5的各线L1～L4的TFT8的实效蓄积时间T1～T4中的实效蓄积时间T3最短，实效蓄积时间T4最长。
对此认为是，扫描线5的各线L1～Lx的TFT8的实效蓄积时间T1～Tx会根据在检测到放射线的照射已开始的情况的时刻被施加导通电压的扫描线5为哪个扫描线5而变化。而且，例如如图43所示，如果实效蓄积时间T1～Tx变化，则各放射线检测元件7的偏移修正值O的值也变化。
因此，如上所述，在预先具备针对每个放射线检测元件7的偏移修正值O的情况下，例如如图44所示，预先通过实验取得当对某条扫描线5施加导通电压时检测到放射线的照射的开始的情况的偏移修正值O（m、n），并将偏移修正值O（m、n）分别分配给各放射线检测元件（m、n），作成偏移图像po。
在该情况下，当仅进行一次取得各偏移修正值O（m、n）的处理时，在所取得的各偏移修正值O（m、n）中将含有噪声，因此优选为多次取得对相同的扫描线5施加导通电压时检测到放射线的照射已开始的情况下的偏移修正值O（m、n），从而例如将上述偏移修正值O（m、n）的针对每个放射线检测元件的平均值作为该放射线检测元件（m、n）的偏移修正值O（m、n）。
此外，该处理如下，变换在检测到放射线的照射开始时被施加导通电压的扫描线5，并且针对全部的扫描线5分别作成偏移图像po。然后，如图45所示，将针对每条扫描线5作成的一组偏移图像po预先保存于存储单元40（参照图7等）。
此外，在实际的放射线图像拍摄时，控制单元22检测在基于放射线图像拍摄前的读取处理中读取的图像数据d的值而如上所述地检测到对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射已开始的情况的时刻被施加导通电压的扫描线5的线Ln，并将该线编号（该情况下为n）存储。
此外，在放射线图像拍摄后的各处理中，在需要偏移修正值O的阶段，参照与该线编号n对应的扫描线5（即扫描线5的线Ln）所对应的偏移图像po，用该偏移图像po算出分别分配给各放射线检测元件（m、n）的各偏移修正值O（m、n），将上述的各偏移修正值O（m、n）分别确定作为各放射线检测元件（m、n）的各偏移修正值O（m、n）。
在此，在如上所述构成的情况下，需要注意偏移修正值O会根据放射线图像拍摄装置1的基板4（参照图3等）的温度等而变化。
例如，当放射线图像拍摄装置1是与未图示的支承台等一体形成的所谓的专用机型的放射线图像拍摄装置的情况下，例如始终向放射线图像拍摄装置1供给电力，从而成为始终进行拍摄的状态。在该情况下，被维持在放射线图像拍摄装置1的基板4的温度为几乎恒定的温度的状态，当预先作成偏移图像po时，如果在相同的温度条件下作成，则能够如上所述将分配给偏移图像po的偏移修正值O（m、n）直接用作每个放射线检测元件（m、n）的偏移修正值O（m、n）。
但是，在如第一实施方式中所示的移动型的放射线图像拍摄装置1的情况下，始终从电池41（参照图7）供给电力，如此构成会加剧电池41的电力的消耗，需要不断充电，导致拍摄效率降低。
因此，对于这样的电池内置型的放射线图像拍摄装置1而言，多数情况下在不进行放射线图像拍摄时，能够切换至仅向必要的功能部供给电力的省电模式（也被称作睡眠模式。）。而且，为了尽量抑制电力的消耗，到将要进行放射线图像拍摄之前一直使其处于省电模式的情况也不少。
但是，当如此运用电池内置型的放射线图像拍摄装置1时，实际的放射线图像拍摄时的基板4的温度与偏移图像po作成时的基板4的温度不同，因此，存在无法将分配给偏移图像po的偏移修正值O直接使用的情况。
因此，例如，当放射线图像拍摄装置1如图19所示形成为闪烁器3比在基板4上设置的检测部P小的情况下，能够基于从检测部P上的闪烁器3正下方以外的位置C、即未入射有来自闪烁器3的电磁波的检测部P上的位置C之中的该图中的C1的位置的信号线6所连接的各放射线检测元件7读取的图像数据d，对分配给偏移图像po的偏移修正值O进行修正并使用。
由于来自闪烁器3的电磁波未入射到与图19中的C1的位置的信号线6连接的各放射线检测元件7，因此即便向放射线图像拍摄装置1照射放射线，上述放射线检测元件7仍处于未产生基于放射线的照射的电荷的状态。而且，始终从上述放射线检测元件7读取由暗电荷引起的图像数据d。因此，使用从上述各放射线检测元件7读取的图像数据d，可得出放射线图像拍摄装置1的基板4的温度当前处于怎样的温度。
但是，无需基于从上述各放射线检测元件7读取的图像数据d而算出放射线图像拍摄装置1的基板4在当前时刻的温度，只需得出由暗电荷引起的图像数据d的大小在本次的拍摄时与偏移图像po作成时发生怎样的变化即可。进而，能够相应地修正分配给偏移图像po的偏移修正值O。
因此，在该情况下，例如，在偏移图像po作成时，将从与C1的位置的信号线6连接的各放射线检测元件7读取的各图像数据d的平均值（或者合计值。以下相同）作为图像数据d的信息而算出，并与一组的偏移图像po一起保存。
另外，在实际的放射线图像拍摄时，也能够计算从与该信号线6连接的各放射线检测元件7读取的各图像数据d的平均值。
此外，如上所述，在实际的放射线图像拍摄时，当参照与在检测到放射线的照射已开始的情况的时刻被施加导通电压的扫描线5对应的偏移图像po而分配每个放射线检测元件（m、n）的各偏移修正值O（m、n）后，例如，能够将在实际的放射线图像拍摄时算出的各图像数据的平均值除以偏移图像po作成时的各图像数据的平均值而得出的比例分别乘以算出的各偏移修正值O（m、n），进而计算并确定本次的放射线图像拍摄的各放射线检测元件7的偏移修正值O（m、n）。
另外，代替如上所述将算出的比例与分配的各偏移修正值O（m、n）相乘的方式，例如还能够将在实际的放射线图像拍摄时算出的各图像数据的平均值与偏移图像po作成时的各图像数据的平均值相减而算出的差值与分配的各偏移修正值O（m、n）分别相加，从而计算并确定本次的放射线图像拍摄的各放射线检测元件7的偏移修正值O（m、n）。
如此通过基于偏移图像po作成时的图像数据d的信息与本次的拍摄时读取的图像数据d的信息来修正按照偏移图像po分别分配给各放射线检测元件（m、n）的各偏移修正值O（m、n），从而能够分别确定作为针对各放射线检测元件（m、n）的各偏移修正值O（m、n）。
另外，当放射线图像拍摄装置1没有形成为图19所示那样的闪烁器3小于在基板4上设置的检测部P的情况下，例如，能够通过在与检测部P上的信号线6中的一条或多条信号线6连接的各放射线检测元件7与闪烁器3之间夹装未图示的遮光板等，而将该各放射线检测元件7形成为即便放射线图像拍摄装置1被放射线照射也不因放射线的照射而产生电荷的状态。
然后，与上述相同，还能够使用形成为这样的状态的各放射线检测元件7，修正按照偏移图像po分配给各放射线检测元件（m、n）的各偏移修正值O（m、n）。
另一方面，如上述的各实施方式中所示，在本发明中，从放射线图像拍摄前起重复进行图像数据d的读取处理，在开始对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射前读取的图像数据d是由暗电荷引起的数据。
因此，还能够使用由该暗电荷引起的图像数据d，修正按照偏移图像po分别分配给各放射线检测元件（m、n）的各偏移修正值O（m、n）。
即，此时，例如，在偏移图像po作成时，重复进行放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理，例如，计算从检测部P上的全部的各放射线检测元件7或规定范围的各放射线检测元件7读取的各图像数据d的平均值（或者合计值。以下相同的）作为图像数据d的信息。
此外，在实际的放射线图像拍摄时，也在开始对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射前的图像数据d的读取处理中，计算从与偏移图像po作成时相同的范围的各放射线检测元件7读取的各图像数据d的平均值。而且，与上述相同，能够计算上述的平均值彼此间的比例或差值，进而计算并确定本次的放射线图像拍摄的各放射线检测元件7的偏移修正值O（m、n）。
如上所述，通过基于偏移图像po作成时的图像数据d的信息与本次的拍摄时读取的图像数据d的信息来修正按照偏移图像po分别分配给各放射线检测元件（m、n）的各偏移修正值O（m、n），从而能够分别确定作为针对各放射线检测元件（m、n）的各偏移修正值O（m、n），由此无需在放射线图像拍摄之前或之后进行偏移修正值读取处理。
因此，能够抑制与不进行偏移修正值读取处理相应的电力的消耗，并且，如上所述，能够更为迅速地进行向外部的计算机等发送作为本图像的图像数据D等而生成诊断用放射线图像，或作成并显示预览图像的处理。
然而，通过如下构成，无需在放射线图像拍摄后进行偏移修正值读取处理，或者无需如上所述预先具备偏移图像po，便能够取得针对每个放射线检测元件7的偏移修正值O。
在图12所示的模型构成的情况下，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，由于按照与放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理的情况相同的导通时间、相同的栅极周期对扫描线5的各线L1～Lx施加导通电压，因此如第二实施方式的[前提2］所述，至少在扫描线5的线L1～Ln+2彼此之间实效蓄积时间相同，在扫描线5的各线Ln+3～Lx成为其它的长度的实效蓄积时间，而在扫描线5的各线Ln+3～Lx彼此之间实效蓄积时间相同。
此外，当在该模型构成中，应用图36所示的、在图像数据D的读取处理中从在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中检测到放射线的照射已开始的情况的扫描线5的线Ln的下一应该施加导通电压的扫描线5的线Ln+1依次施加导通电压进而进行图像数据D的读取处理的构成时，如图46所示，成为扫描线5的各线L1～Lx被施加导通电压的状态。而且，通过如此构成，在扫描线5的全部的线L1～Lx中，TFT8的实效蓄积时间相同。
另一方面，在目前为止的放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，是以下述情况为前提而进行的说明，即：如图74所示，对扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压，在对扫描线5的最终线Lx施加导通电压的下一时刻立即对扫描线5的最初的线L1施加导通电压，从而重复每帧的读取处理。
此外，在该情况下也同样，TFT8的实效蓄积时间在扫描线5的全部的线L1～Lx中相同，但与图46所示的情况的TFT8的实效蓄积时间相比短与电荷蓄积模式相应的量。
因此，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，如图74所示，代替在扫描线5的最终线Lx施加导通电压的下一时刻立即对扫描线5的最初的线L1施加导通电压，例如转而如图47所示，在一帧量的图像数据d的读取处理结束后，按照与在电荷蓄积模式中对扫描线5的全部的线L1～Lx施加截止电压的期间相同的期间对扫描线5的全部的线L1～Lx施加截止电压，随后开始下一帧的图像数据d的读取处理，以此来重复进行每帧的图像数据d的读取处理，通过如此构成能够将放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理的TFT8的实效蓄积时间与图46所示的放射线图像拍摄时的TFT8的实效蓄积时间形成为相同的时间。
此外，在如此进行的放射线图像拍摄前的读取处理中，作为在放射线的照射开始前的帧读取的图像数据d，读取由暗电荷引起的图像数据d，因此能够将该图像数据d用作每个放射线检测元件7的偏移修正值O。
在该情况下，还能够取得放射线的照射开始前的数帧的图像数据d即偏移修正值O，例如，计算上述多个偏移修正值O的平均值，将算出的偏移修正值O的平均值用作每个放射线检测元件7的偏移修正值O。
通过如此构成，无需在放射线图像拍摄后进行偏移修正值读取处理，并且也无需如上所述预先具有偏移图像po。另外，由于只要针对每帧在电荷蓄积模式的上述的期间内进行放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理即可，因此用于取得偏移修正值O的处理构成非常简便。
此外，在本实施方式中，虽然以放射线图像拍摄装置1的控制单元22进行上述的各处理为前提进行了说明，但是例如还能够从放射线图像拍摄装置1向对图像数据D进行图像处理的外部的未图示的放射线图像处理装置发送图像数据D、图像数据d等必要的数据，而由放射线图像处理装置来进行上述的各处理。
在该情况下，在使用偏移图像po计算或修正各放射线检测元件7的偏移修正值O的情况下，将与该放射线图像拍摄装置1相关的一组的偏移图像po的信息预先保存在放射线图像处理装置的未图示的存储单元中。
另外，在作为图像处理的对象的图像数据D被读取的放射线图像拍摄中，在检测到对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射已开始的情况的时刻被施加导通电压的扫描线5的线Ln的信息（即该扫描线5的线编号n等信息）等必要的信息，被从放射线图像拍摄装置1适宜地发送给放射线图像处理装置。
[第四实施方式]
在上述的第二实施方式中，对于取得由在各TFT8处于截止状态期间产生并蓄积在各放射线检测元件7内的、由基于放射线检测元件7本身的热（温度）的热激发等而产生的暗电荷等引起的偏移修正值O的情况的各种构成进行了说明。
然而，根据本发明人的研究，发现当向放射线图像拍摄装置1照射强放射线的情况下，如果在进行从各放射线检测元件7读取图像数据D的读取处理后，如上所述地读取偏移修正值O，则不只是由前述的因基于放射线检测元件7本身的热（温度）的热激发等而产生的暗电荷等引起的偏移量，有时还读取有与上述偏移量不同的由所谓的延迟（lag）而产生的偏移量。
而且，由暗电荷等引起的偏移量例如通过重复各放射线检测元件7的复位处理而比较容易被除去，但对于因延迟而产生的偏移量，具有即便重复进行各放射线检测元件7的复位处理也难以消除的特性。
即，由暗电荷等引起的偏移量在重复各放射线检测元件7的复位处理时比较的迅速地降至近似于0的值。但是，因延迟而产生的偏移量即使重复各放射线检测元件7的复位处理也很难被除去，即使重复进行复位处理，如果在以不照射放射线的状态放置放射线图像拍摄装置1后进行偏移修正值读取处理，则会读取比只有由暗电荷等引起的偏移量的情况大的偏移修正值O。
这样，认为即便重复各放射线检测元件的复位处理、因延迟而产生的偏移量也不易被除去的理由是：因强放射线的照射而在放射线检测元件7内产生的电子、空穴的一部分向一种准稳定的能量等级（metastablestate、准稳态）跃迁，从而丧失在放射线检测元件7内的移动性的状态被保持比较长的时间的缘故。因此，在放射线图像拍摄后，例如即使重复各放射线检测元件7的复位处理，因延迟而产生的偏移量也很难被除去。
此外，该准稳定的能量状态下的电子、空穴会根据热能而以某种概率向被认为比该准稳定的能量高的能量等级的传导带跃迁，进而移动性复活。这样，移动性复活的电子、空穴缓慢出现，因此在放射线图像拍摄后的偏移修正值读取处理中，由暗电荷等引起的偏移量中重叠有因延迟而产生的偏移量，从而认为被作为偏移修正值O而读取。其中，以下，将该因延迟而产生的偏移量表述为Olag。
此外，该因延迟而产生的偏移量Olag不只在受强放射线照射的情况下产生，在照射包含弱放射线的通常的线量的放射线的情况下也会产生。但是，当照射不太强的放射线时，多数情况下偏移修正值O中所含的因延迟而产生的偏移量Olag的比例小到能够忽略的程度。
照射怎样线量的放射线会使因延迟而产生的偏移量Olag大到无法忽略的程度，要根据在放射线图像拍摄装置1使用的光电二极管等放射线检测元件7的性能等来决定。因此，在照射怎样的线量的放射线时使用以下进行说明的第四实施方式的方法，要取决于每个放射线图像拍摄装置1。另外，还能够始终用第四实施方式的方法进行图像数据D的读取处理或偏移修正值读取处理。
另一方面，在本发明人的研究中，在向放射线图像拍摄装置1照射放射线后的图像数据D的读取处理中，如图48所示，当向扫描线5的各线Ln依次施加导通电压而图像数据d被读取的情况下，在向扫描线5的各线Ln施加的电压由导通电压而切换至截止电压之后立即产生因延迟而产生的偏移量Olag。
此外，当将在单位时间内产生的因延迟而产生的偏移量Olag表述为ΔOlag时，如图48所示，得出该单位时间内的因延迟而产生的偏移量Δolag在向扫描线5的各线Ln施加的电压从导通电压被切换至截止电压的时刻最大，随后缓缓衰减。因此，能够作为单位时间内的偏移量ΔOlag在单位时间内的积分值而表示的因延迟而产生的偏移量Olag如图48所示随时间而增加。
此外，由于因延迟而产生的偏移量Olag如此随时间增加，因此会产生以下的问题。
如上所述，在放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理中读取的图像数据D中，含有因放射线的照射而在各放射线检测元件7内产生的电荷所引起的真的图像数据D＊和由暗电荷等引起的偏移量（以下，表述为Od。）。因此，以下关系成立。
D＝D＊＋Od…（5）
另外，在偏移修正值读取处理读取的偏移修正值O中含有由暗电荷等引起的偏移量Od和因延迟而产生的偏移量Olag。因此，以下关系成立。
O＝Od＋Olag…（6）
因此，当按照通常的图像处理的方式从图像数据D减去偏移修正值O，则由暗电荷等引起的偏移量Od被抵消，而因延迟而产生的偏移量Olag未被抵消，
D-O＝（D＊＋Od）-（Od＋Olag）
∴D-O＝D＊-Olag…（7）。
当前，例如，考虑向放射线图像拍摄装置1一致地照射强放射线、即向放射线入射面R（参照图1等）的前表面照射相同的线量的强放射线。在该情况下，最终得到的每个放射线检测元件7的图像数据应该成为相同的值。其中，在该情况下，未考虑放射线检测元件7的异常、每个读取电路17的偏移量等。
在该情况下，因放射线的照射而在各放射线检测元件7内产生的电荷所引起的真的图像数据D＊成为相同的值。但是，当例如如图40所示进行各处理时，由于扫描线5的每条线L1～L4TFT8的实效蓄积时间T1～T4不同，因此如图49所示，扫描线5的每条线L1～L4的因延迟而产生的偏移量Olag（1）～Olag（4）的值为互不相同的值。
因此，当如上所述进行从图像数据D减去偏移修正值O的处理时，上述（7）式中的D＊虽为相同的值，但Olag在扫描线5的每条线L1～L4中均为不同值，因此导致从图像数据D减去偏移修正值O而算出的值D-O也成为针对扫描线5的每条线L1～L4而不同的值。
因此，当基于算出的值D-O而生成放射线图像时，尽管向放射线图像拍摄装置1一致地照射强放射线并进行拍摄并由此认为放射线图像的全部区域应该形成相同的光度（亮度），但放射线图像的光度成为在图像的每个区域都略微不同的状态。
因此，在本实施方式中，作为用于对此进行防范的一个方法，例如，如图50所示，能够使在放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理中对扫描线5的各线L1～L4（扫描线5的各线L1～Lx的情况也同样，对此前文已经描述。）依次施加导通电压的时刻可变，进而以在扫描线5的全部的线L1～L4中TFT8的实效蓄积时间T1～T4成为相同的时间间隔Tc的方式可变。
通过如此构成，在如上述的第二实施方式的[构成A］所示将到读取图像数据D为止的处理序列与图像数据D的读取处理后、到读取偏移修正值O为止的处理序列形成为相同的处理序列的情况下，或如[构成B］所示以在扫描线5的每条线L1～L4上到图像数据D的读取处理为止的TFT8的实效蓄积时间T1～T4与到偏移修正值读取处理为止的TFT8的实效蓄积时间T1～T4相同的方式进行偏移修正值读取处理的情况下，图像数据D的读取处理前后的TFT8的实效蓄积时间T1～T4成为全部相同的时间间隔Tc。
因此，如上述的例子所示，在向放射线图像拍摄装置1一致地照射强放射线的情况下，由图48、图49可见，因延迟而产生的偏移量Olag（1）～Olag（4）成为全部相同的值。而且，由于因放射线的照射而在各放射线检测元件7内产生的电荷所引起的真的图像数据D＊成为相同的值，因此根据上述（7）式计算的值D-O在扫描线5的全部的线L1～L4中成为相同的值。
因此，当基于算出的值D-O生成放射线图像时，在向放射线图像拍摄装置1一致地照射强放射线并进行拍摄的情况下，放射线图像的全部区域成为相同的光度。这样，能够防止在上述的放射线图像上产生光亮差。
此外，在上述的第二实施方式的[构成C］的情况下，通过将从图像数据D的读取处理到偏移修正值读取处理为止的时间间隔Ta（参照图42）形成为与上述的时间间隔Tc相同的时间间隔，还能够起到与上述相同的效果。另外，在该情况下，由于图像数据D的读取处理前后的TFT8的实效蓄积时间T1～T4全部成为相同的时间间隔Tc，因此无需根据上述的表格、关系式按照上述（4）式计算由暗电荷引起的偏移量Od（式中为O1）。
另外，如上所述，多数情况下，该因延迟而产生的偏移量Olag在照射强放射线的情况下会成为问题，而在照射弱放射线、通常的线量的放射线的情况下不会成为问题。
因此，例如，还能够根据向放射线图像拍摄装置1照射的线量，在以通常的时刻进行的模式（第二实施方式的情况）和改变时刻而进行的模式（第四实施方式的情况）之间切换在放射线图像拍摄后的图像数据d的读取处理中向扫描线5的各线L1～Lx施加导通电压以及截止电压的时刻。
通过如此构成，当使如本实施方式所示在放射线图像拍摄后的图像数据D的读取处理中对扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压的时刻可变时，放射线图像拍摄装置1中的各处理所需的时间与通常的时刻的情况相比稍变长，而在被照射弱放射线或通常的线量的放射线的情况下，会在通常的时刻进行图像数据d的读取处理，由此能够防止这样的处理所需的时间变长。
[第五实施方式]
然而，如上所述，在放射线图像拍摄前从各放射线检测元件7读取图像数据d的读取处理中，通常，从栅极驱动器15b对扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压，更换施加导通电压的扫描线5，并且依次切换成为导通状态的TFT8进而从各放射线检测元件7逐个读取图像数据d。
此时，如图51所示，有时在扫描驱动单元15的栅极驱动器15b或构成栅极驱动器15b的多个栅极IC12a上不连接扫描线5、即存在所谓的非连接的端子h。而且，在这样的状态下，当为了从栅极驱动器15b向扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压而依次切换施加导通电压的端子时、最终会形成导通电压被施加在非连接的端子h上的状态。
但是，由于在非连接的端子h未连接有扫描线5，因此如图52所示，在向非连接的端子h施加导通电压期间（参照图中的τ），成为扫描线5的任意线L1～Lx上均未施加导通电压，从任意放射线检测元件7都读取不到图像数据d的状态。其中，在图52中，与如上所述，1帧是指对检测部P（参照图3、图7）上的全部的扫描线5依次施加导通电压而从各放射线检测元件7读取图像数据d的期间。
这样，当在图像数据d的读取处理的帧间存在对栅极驱动器15b、栅极IC12a的非连接的端子h施加导通电压的期间τ，即从任意放射线检测元件7都读取不到图像数据的期间τ的情况下，如果在此期间向放射线图像拍摄装置1照射放射线，则将在该期间τ的经过后的帧开始读取处理的时刻初次检测对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射。
换句话说，只有该期间τ后的帧的读取处理开始，才能够检测放射线的照射，存在放射线的照射已开始的情况的检测晚于实际开始放射线的照射的时刻的问题。
当检测放射线的照射开始时，通常，将向扫描线5的全部的线L1～Lx施加截止电压的状态维持被设定为比放射线的照射时间长的时间，从而蓄积因放射线的照射而在各放射线检测元件7内产生的有用的电荷，但如上所述，如果放射线的照射开始的检测延迟，则相应地对扫描线5的全线L1～Lx施加截止电压的状态会较长地持续。
因此，由基于放射线检测元件7本身的热的热激发等而产生的、所谓的暗电荷被更多地蓄积于各放射线检测元件7内，存在读取的本图像的图像数据D的S／N比恶化的问题。而且，当读取的本图像的图像数据D的S／N比恶化后，存在基于图像数据D而生成的放射线图像p的画质恶化的问题。
因此，放射线图像拍摄装置1优选为在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理等中，不产生读取不到图像数据d等的期间τ，或能够尽量缩短该期间τ，以能够确切地检测放射线的照射。
在本实施方式中，对于可解决上述的问题的放射线图像拍摄装置1进行说明。以下，参照附图对本实施方式的放射线图像拍摄装置进行说明。
在本实施方式中，放射线图像拍摄装置1的各功能部的基本的构成、动作等与上述的各实施方式的情况相同。但是，在本实施方式中，如图53所示，在扫描驱动单元15的栅极驱动器15b或构成栅极驱动器15b的栅极IC12a上存在不连接前述的扫描线5的非连接的端子h。
在此，对于本实施方式的扫描驱动单元15的栅极驱动器15b的构成和驱动方式进行说明。图53是表示本实施方式的扫描驱动单元15的构成以及对于栅极驱动器15b的布线等的图。
如上所述，在本实施方式中，扫描驱动单元15的栅极驱动器15b通过排列设置多个前述的栅极IC12a而构成，导通电压从电源电路15a经由供给导通电压的布线Lon被向各栅极IC12a供给。另外，从电源电路15a经由未图示的其他的布线而向各栅极IC12a供给截止电压，利用该布线Lon与供给截止电压的布线构成前述的布线15c（参照图7）。
另外，如图53所示，在本实施方式中，布线Lse1与布线Lse2被分别连接于各栅极IC12a的两端部，各布线Lse1，Lse2分别连接于控制单元22。而且，在各栅极IC12a分别连接有从控制单元22布置出的布线Lsh。
然后，当从各栅极IC12a的布线Lse1输入有种子信号时，各栅极IC12a的图中上端的端子成为有效状态，当如上所述从电源电路15a经由布线Lon供给有导通电压时，导通电压被施加在与成为有效状态的该上端的端子连接的扫描线5。
然后，当经由布线Lsh输入有更换信号时，成为有效状态的端子（以下，称作有效端子。）在该情况下移动至图中的一个下侧的端子。然后，当在该状态下从电源电路15a经由布线Lon供给有导通电压时，向有效的该端子施加导通电压，如果在该端子连接有扫描线5，则向该扫描线5施加导通电压。
这样，各栅极IC12a经由布线Lse1向栅极IC12a输入种子信号，经由布线Lsh逐个输入更换信号，由此能够使有效端子一个个地移动。另外，每次各端子成为有效状态，即经由布线Lon从电源电路15a施加导通电压，由此能够向各端子依次施加导通电压，并向与各端子连接的各扫描线5依次施加导通电压。
然后，在本实施方式中，如上所述当从布线Lse1侧向各向栅极IC12a输入种子信号时，各栅极IC12a的图中下端的端子会在成为有效状态的下一时刻从布线Lse2输出种子信号。
因此，例如，向图53中的最上侧的向栅极IC12a从布线Lse1输入种子信号，经由布线Lsh逐个输入更换信号来更换有效端子，从而在向各扫描线5依次施加导通电压后，在与经由布线Lse2输出种子信号的时刻相同的时刻，经由布线Lse1向第二个向栅极IC12a输入种子信号。
然后，经由布线Lsh向第二个栅极IC12a逐个输入更换信号而来更换有效端子，在向各扫描线5依次施加导通电压后，在与经由布线Lse2输出种子信号的时刻相同的时刻，向第三个栅极IC12a经由布线Lse1输入种子信号。通过重复这样的控制，能够向与各栅极IC12a的各端子连接的扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压。
另外，在本实施方式中，与上述相反，当从布线Lse两侧向各栅极IC12a输入种子信号而经由布线Lsh逐个输入更换信号时，此次有效端子会从各栅极IC12a的图中下侧的端子按顺序向上侧更换。
因此，例如，从布线Lse2向图53中的下侧的栅极IC12a输入种子信号，经由布线Lsh逐个输入更换信号而使有效端子向上侧更换，在向各扫描线5依次施加导通电压后，在与经由布线Lse1而输出种子信号的时刻相同的时刻，经由布线Lse2向该图中上侧的栅极IC12a输入种子信号。
通过重复该控制，能够按线Lx到线L1的顺序依次向扫描线5的各线L1～Lx施加导通电压。
此外，还能够将某个栅极IC12a的布线Lse2和与之相邻的栅极IC12a的布线Lse1相互连接，将从一个栅极IC12a的布线Lse2或布线Lse1输出的种子信号经由布线Lse1或布线Lse2自动地输入给下一个栅极IC12a。
在本实施方式中，在上述的构成之下，与上述的各实施方式相同，基于在放射线图像拍摄前读取的图像数据d，放射线图像拍摄装置1本身即可对放射线对于放射线图像拍摄装置1的照射已开始的情况进行检测。
另外，如图53所示，在构成栅极驱动器15b的多个栅极IC12a的一个（或多个）上不连接扫描线5、即存在所谓的非连接的端子h的情况下，如果如上所述将有效端子一个个地换向图53中的上侧或下侧并且对各扫描线5依次施加导通电压，则会产生前述的问题（参照图52）。
即，在向非连接的端子施加导通电压期间（参照图中的τ），扫描线5的任意线L1～Lx上均未施加导通电压，从任意放射线检测元件7都读取不到图像数据d，因此产生读取不到图像数据d的期间τ（参照图52）。
因此，如上所述，当对放射线图像拍摄装置1实际照射放射线时无法同时检测放射线的照射开始，放射线的照射开始的检测相比实际开始放射线的照射的时刻滞后，存在无法实时地检测放射线的照射开始的问题。
另外，像这样放射线的照射开始的检测滞后，相应地蓄积在各放射线检测元件7内的暗电荷的量变多，存在作为读取的本图像的图像数据D的S／N比恶化的问题。
因此，在本实施方式中，通过采用以下各方法中的任意方法，能够防止产生这样的问题，从而至少能够确切地对放射线向放射线图像拍摄装置1的照射已开始的情况进行检测。
[方法1]
当在构成栅极驱动器15b的栅极IC12a存在不与任意的扫描线5连接的非连接的端子h（参照图53）的情况下，将扫描驱动单元15如下构成，当至少在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中从栅极驱动器15b向各扫描线5依次施加导通电压时，不对栅极IC12a的非连接的端子h施加导通电压，而始终向连接有扫描线5的任意的端子施加导通电压，以此从栅极驱动器15b对扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压。
即，例如，在图53所示的栅极驱动器15b中，如上所述，当从布线Lse1向各栅极IC12a输入种子信号且从布线Lsh逐个输入更换信号时，有效端子从图中上侧一个个地更换，在各时刻经由布线Lon从电源电路15a供给导通电压，由此被施加导通电压的扫描线5的线L1～Lx依次切换，向扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压。
此外，当连接有扫描线5的最终线Lx的端子被形成为有效状态而向该线Lx施加导通电压时，在其下一时刻，从该栅极IC12a（图53中的最下侧的栅极IC12a）经由布线Lse2输出种子信号。或者通过将该栅极IC12a内的种子信号接地等而强制地从该栅极IC12a内除去。
然后，在与此相同的时刻，向图53中的最上侧的栅极IC12a经由布线Lse1输入种子信号。通过如此构成，能够在向扫描线5的最终线Lx施加导通电压的下一时刻，向扫描线5的最初的线L1施加导通电压。
然后，当向扫描线5的最初的线L1施加导通电压后，向该栅极IC12a（即图53中的最上侧的栅极IC12a）依次输入更换信号，由此使被施加导通电压的扫描线5向图中下侧依次更换。这样，不向栅极IC12a的非连接的端子h施加导通电压，而始终向连接有扫描线5的任意端子施加导通电压，能够以此来从栅极驱动器15b向扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压。
通过如此构成，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，不会如图52所示在各帧间产生对扫描线5的任意的线L1～Lx都不施加导通电压的期间τ，而如图54所示在某帧的图像数据d的读取处理结束时接着就开始下一帧的图像数据d的读取处理，图像数据d在时间上被连续读取。
因此，能够构成为不生成对扫描线5的任意的线L1～Lx都不施加导通电压而读取不到图像数据d的期间τ，确切地防止如上所述的放射线的照射开始的检测滞后等问题产生，从而凭借放射线图像拍摄装置1本身能够确切地检测放射线的照射。
此外，通过对扫描线5的各线L1～Lx按照扫描线5的最终线Lx到线L1的顺序使施加导通电压的扫描线5（即各栅极IC12a的各端子）向上侧更换，以此形成向扫描线5的各线Lx～L1依次施加导通电压的构成，该情况也同样。
在该情况下，在向扫描线5的线L1以及与之连接的端子施加导通电压的下一时刻，向图53中的最下侧的栅极IC12a输入种子信号，并且，向连接扫描线5的最终线Lx的端子施加导通电压。然后，通过使施加导通电压的端子依次更换，与上述相同，能够不产生期间τ地向扫描线5的各线Lx～L1依次施加导通电压。
另外，在以下的各方法中，也存在如上所述使得施加导通电压的扫描线5从扫描线5的最终线Lx依次向上侧的扫描线5更换的情况，对此省略说明，但与使施加导通电压的扫描线5从扫描线5的最初的线L1依次向下侧的扫描线5更换的情况同样。
[方法2]
另一方面，根据栅极IC12a还存在如下情况，即：无法如上所述使暂时输入的种子信号在每个端子被更换的中途从布线Lse2输出或无法在栅极IC12a内接地等而从该栅极IC12a内强制地除去。
因此，在这样的情况下，例如，如图55所示，当向各栅极IC12a的各端子施加导通电压时，能够在向栅极IC12a的非连接的端子h1、h2、…（参照图53）施加导通电压的时刻，以比向连接扫描线5的端子施加导通电压的时间间隔短的时间间隔依次施加导通电压，以此来对构成栅极驱动器15b的各栅极IC12a的各端子依次施加导通电压。
在以往的通常的方式中，如图56所示，在向栅极IC12a的非连接的端子h1、h2、…施加导通电压的时刻，以与向连接扫描线5的端子施加的导通电压时间间隔相同的时间间隔依次施加导通电压，以此来对各栅极IC12a的各端子依次施加导通电压。
因此，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，在帧间，在栅极IC12a的非连接的端子h上施加导通电压而从任意放射线检测元件7都读取不到图像数据d的期间τ成为较长的时间。
与此相对，如图55所示，通过在向栅极IC12a的非连接的端子h1、h2、…施加导通电压的时刻，以比向连接扫描线5的端子施加导通电压的时间间隔短的时间间隔依次施加导通电压，使得在栅极IC12a的非连接的端子h上施加导通电压而从任意放射线检测元件7都读取不到图像数据d的期间τ与图56所示的以往的情况相比缩短。
因此，通过缩短对扫描线5的任意的线L1～Lx都未施加导通电压而未读取出图像数据d的期间τ，如上所述，即便放射线的照射开始的检测滞后，也能够尽量地缩短该滞后，并且，事实上在结束一帧量的图像数据d的读取处理后，便能够几乎无间隔地开始下一帧的图像数据d的读取处理，因此即便放射线的照射在期间τ中开始，也能够在随后迅速且确切地检测放射线的照射。
另外，因此，即便放射线的照射开始的检测比实际的放射线的照射开始滞后，但该滞后甚微，因此蓄积于放射线检测元件内的暗电荷的增加量也不大，实际上作为读取的本图像的图像数据D的S／N比几乎不恶化。这样，通过采用上述的方法2，事实上能够防止读取的本图像的图像数据D的恶化，进而良好地维持图像数据D的S／N比。
此外，在图55中虽然示出了对栅极IC12a的非连接的端子h1、h2、…实际施加导通电压的情况，但如上所述，当向栅极IC12a输入更换信号时成为有效状态的端子会更换，而此时不一定需要向非连接的端子h施加导通电压。
因此，在栅极IC12a未向有效端子施加导通电压而仍能够使有效端子更换的情况下，能够在非连接的端子h为有效状态的情况下不施加导通电压而仅进行有效状态的更换，在连接扫描线5的端子为有效状态的情况下，施加导通电压。
通过如此构成，能够防止为了向非连接的端子h施加导通电压而造成的电力过度消耗。此外，在下述的方法3~方法6中也同样能够不向有效非连接的端子h施加导通电压。
另外，在图55中，示出了将非连接的端子h形成为有效状态的时间（图55中表现为施加导通电压的时间。）被设定为与将扫描线5所连接的端子形成为有效状态的时间相同的时间的情况，但由于如上所述，对于非连接的端子h而言，仅简单地使有效状态在端子间更换即可，因此无需如上所述进行设定。
因此，例如，通过以尽可能短的时间间隔输入向栅极IC12a输入的更换信号等而尽可能地缩短非连接的端子h成为有效状态的时间进而迅速地更换有效端子，由此能够进一步缩短对非连接的端子h施加导通电压而从任意放射线检测元件7都读取不到图像数据d的期间τ，能够更为确切地发挥上述的效果。
[方法3]
在上述的方法1，2中，以能够对由多个栅极IC12a构成的栅极驱动器15b仅输入一个种子信号的情况为前提，但当能够在不同时刻输入两个以上的种子信号的情况下，如以下所述，能够构成为不产生上述期间τ。
具体地说，例如，如上所述，通过从图53所示的最上侧的栅极IC12a起按顺序从布线Lse1输入种子信号而从布线Lsh逐个输入更换信号，以此从图中上侧按顺序一个个地更换有效端子并施加导通电压，由此向扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压。
而且，在图53中的最下侧的栅极IC12a中，在对扫描线5的最终线Lx施加导通电压后，如果在下一时刻经由布线Lsh输入更换信号，则该栅极IC12a的、连接扫描线5的最终线Lx的端子的下一非连接的端子h1成为有效状态。
因此，在与输入用于使非连接的端子h1成为有效状态的更换信号的时刻相同的时刻，从布线Lse1向图53中的最上侧的栅极IC12a输入种子信号。通过这样控制，在非连接的端子h1成为有效状态的同时，图53中的最上侧的栅极IC12a的最上侧的、连接扫描线5的最初的线L1的端子成为有效状态。
即，此刻，栅极驱动器15b的两个端子（即构成栅极驱动器15b的不同的两个栅极IC12a的各端子）同时成为有效状态。
此外，在该状态下，当从扫描驱动单元15的电源电路15a向栅极驱动器15b供给导通电压时，在向非连接的端子h1施加导通电压的同时，在图53中的最上侧的栅极IC12a的最上侧的端子也施加有导通电压，从而对扫描线5的最初的线L1施加导通电压。
然后，当接着经由布线Lsh而输入更换信号时，被形成为上述的有效状态的两个端子都同时向图中下侧更换，本次非连接的端子h2与连接扫描线5的第二个线L2的端子同时成为有效状态。然后，当从电源电路15a供给导通电压时，在向非连接的端子h2施加导通电压的同时，从图53中的最上侧的栅极IC12a上还向第二个端子施加导通电压从而向扫描线5的第二个线L2施加导通电压。
以后，通过重复这样的控制，分别更换成为有效状态的各端子，直到非连接的端子h的最后的端子成为有效状态为止，非连接的端子h与连接扫描线5的端子这两个端子同时分别成为有效状态，向非连接的端子h与扫描线5的某条线L同时施加导通电压的状态持续。
因此，如图57所示，当对扫描线5的各线L1～Lx进行观察的情况下，在对扫描线5的最终线Lx施加导通电压的下一时刻，对扫描线5的最初的线L1施加导通电压而重新开始下一帧的图像数据d的读取处理。
这样，通过采用以上的方法3，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，不会如图52所示在各帧间产生对扫描线5的任意的线L1～Lx都未施加导通电压的期间τ，能够如图57所示在某帧的图像数据d的读取处理结束后，接着开始下一帧的图像数据d的读取处理，在时间上连续地读取图像数据d。
因此，能够构成为不致产生对扫描线5的任意的线L1～Lx都未施加导通电压而读取不到图像数据d的期间τ，确切地防止了如上所述放射线的照射开始的检测滞后等问题，能够凭借放射线图像拍摄装置1本身确切地检测放射线的照射。
此外，在该情况下，如上所述，如果对连接有扫描线5的端子施加导通电压而在该扫描线5上施加导通电压，与此同时会在非连接的端子h上也施加有导通电压，存在造成过度的电力消耗或者给向扫描线5施加的导通电压的施加状况带来某种不良影响的情况。
在该情况下，例如如图58中示出的扫描驱动单元15＊所示，除了向在各端子连接有扫描线5的各栅极IC12a供给导通电压的电源电路15a外，还具备向具有非连接的端子h的栅极IC12a供给导通电压的第二电源电路15a＊。
而且，能够在具有非连接的端子h的栅极IC12a的各端子中的连接有扫描线5的端子成为有效状态的时刻从第二电源电路15a＊向该栅极IC12a供给导通电压，并且在非连接的端子h成为有效的状态的时刻不从第二电源电路15a＊向该栅极IC12a供给导通电压。
通过如此构成，能够确切地防止向非连接的端子h供给导通电压而造成造成过度的电力消耗或者给向扫描线5施加的导通电压的施加状况带来不良影响。
[方法4]
另一方面，例如如图59、图60所示，在放射线图像拍摄装置中，检测部P被分割成多个区域。例如，在图59所示的放射线图像拍摄装置1中，在检测部P上，各信号线6在其延伸方向的中途被断开，检测部P被分割成两个区域Pa、Pb。
另外，例如，在图60所示的放射线图像拍摄装置1中，在检测部P上，各扫描线5在其延伸方向的中途被断开，检测部P被分割成两个区域Pc、Pd。其中，例如，还能够在检测部P上，使各扫描线5与各信号线都在上述延伸方向的中途断开，而将检测部P例如分割成四个区域，对此省略图示。
此外，以图59的情况为例，如图61所示，检测部P的各区域Pa、Pb的各扫描线5分别连接于各自的栅极驱动器15ba、15bb，另外，检测部P的各区域Pa、Pb的各信号线6也分别连接于各自的读取IC16a、16b。
于是，存在从栅极驱动器15ba向区域Pa的各扫描线5施加导通电压，并从栅极驱动器15bb向区域Pb的各扫描线5施加导通电压，且两个动作独立的情况。其中，栅极驱动器15ba、15bb分别通过将多个栅极IC12a并列设置而构成，如图61所示分别在末端部分具有非连接的端子ha、hb，对此省略图示。
在该情况下，例如，当从各区域Pa、Pb的边界B侧向各读取IC16a、16b侧（即区域Pa中向图中上侧，并且在区域Pb中向图中下侧）分别使施加导通电压的扫描线5更换，并以此进行放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理时，会产生在区域Pa、Pb在相同的时刻非连接的端子h成为有效状态的情况。
这样，当在区域Pa、Pb在相同的时刻非连接的端子h成为有效状态时，其间将产生对扫描线5的任意的线L1～Lx都不施加导通电压而读取不到图像数据d的期间τ，因此导致产生上述的问题。
因此，在方法4中，如图59、图60所示，当在检测部P上各扫描线5、各信号线6、或双方在各延伸方向的中途被断开而检测部P被分割成多个区域、并且在每个区域都设置有栅极驱动器15b且在各栅极驱动器15b中分别存在非连接的端子h的情况下，至少在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，通过如下的方式会向扫描线5的各线L施加导通电压。
即，当从各栅极驱动器15ba、15bb向各扫描线5依次施加导通电压时，在一方的栅极驱动器15b（例如栅极驱动器15ba）对非连接的端子h施加导通电压的时刻，在另一方栅极驱动器15b（例如栅极驱动器15bb）对连接有扫描线5的端子施加导通电压，以此在各时刻向任意的扫描线5施加导通电压，从而从各栅极驱动器15ba、15bb向扫描线5的各线L依次施加导通电压。
具体地说，例如，当如上所述以更换从各区域Pa、Pb的边界B侧向各读取IC16a、16b侧分别施加导通电压的扫描线5的方式进行图像数据d的读取处理的情况下，使从边界B部分开始施加导通电压的扫描线5的更换、即形成有效状态的端子的更换的时机在区域Pa与区域Pb中错开。
即，例如，在区域Pa的读取处理靠前而区域Pb的读取处理随后开始的情况下，在区域Pa中非连接的端子h成为有效状态的时刻，在区域Pb连接有扫描线5的端子成为有效状态，并且稍后在区域Pb中非连接的端子h成为有效状态的时刻，在区域Pa中已经转换至下一帧的读取处理且连接有扫描线5的端子成为有效状态。
并且除此之外，例如，以在各区域Pa从各读取IC16a侧的非连接的端子h侧向边界B侧、并从区域Pb的边界B侧向各读取IC16b侧的非连接的端子h侧分别更换施加导通电压的扫描线5的方式进行图像数据d的读取处理。即，在区域Pa、Pb中，都从图中上侧向下侧地更换有效端子。
通过如此构成，在从各区域Pa、Pb的各栅极驱动器15ba、15bb向各扫描线5依次施加导通电压的各时刻，即便在一方的栅极驱动器15b中非连接的端子h成为有效状态而在与该栅极驱动器15b连接的任意的扫描线5上都未施加导通电压的状态下，在另一方的栅极驱动器15b中必然会有连接有扫描线5的任意的端子成为有效状态，从而对该扫描线5施加导通电压。
因此，通过采用该方法4，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，不会产生对扫描线5的任意的线L1～Lx都不施加导通电压的期间τ，在各时刻都至少会在区域Pa、Pb的任意的区域中进行图像数据d的读取处理。
因此，能够在时间上连续地读取图像数据d，确切地防止产生如上所述放射线的照射开始的检测滞后等问题，能够凭借放射线图像拍摄装置1本身确切地检测放射线的照射。
[方法5]
在上述的方法1~方法4中，对通过仅使用连接有扫描线5的端子进行图像数据d的读取处理（方法1）、缩短使非连接的端子h成为有效状态的期间τ（方法2）或者在非连接的端子h成为有效状态的时刻同时使连接有扫描线5的端子成为有效状态来施加导通电压的（方法3、4），避免产生读取不到图像数据d的期间τ或尽量缩短期间τ的情况进行了说明。
这样构成的理由如上所述是由于：利用在放射线图像拍摄前的读取处理中读取的图像数据d在开始对放射线图像拍摄装置1照射放射线的时刻是比其以前的图像数据d大很多的值的情况，而基于读取的图像数据d确切地检测对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射开始。
另一方面，通过本发明人的研究，发现对于如前述的图33，图34所示，表示在不对各扫描线5施加导通电压而对全部的扫描线5施加截止电压从而将各TFT8形成为截止状态的状态下、对由包括放大电路18的各读取电路17读取经由各TFT8从各放射线检测元件7漏泄的电荷q而得到的前述的漏泄数据Dleak而言，与上述的图像数据d相同，也是在对放射线图像拍摄装置1开始放射线的照射的时刻比其以前的漏泄数据Dleak大很多的值。
因此，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，至少在上述的期间τ内、即由于只有非连接的端子h形成为有效状态而对扫描线5的任意的线L1～Lx都不施加导通电压进而读取不到图像数据d的期间τ内，能够代替图像数据d，转而读取该漏泄数据Dleak并基于读取的漏泄数据Dleak来检测对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射开始。
在方法5中，对基于这样图像数据d与漏泄数据Dleak来检测对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射开始的构成进行说明。
对漏泄数据Dleak的读取处理进行更为详细的说明，在栅极驱动器15b的非连接的端子h被形成为有效状态的情况下，成为对扫描线5的各线L1～Lx施加截止电压的状态。
在该状态下，按照前述的图33所示那样使各读取电路17动作。即，与图像数据d的读取处理的情况相同，将读取电路17的放大电路18的电荷复位用开关18c（参照图8）形成为关断状态，形成为向电容器18b蓄积电荷的状态，从控制单元22向相关二重取样电路19发送脉冲信号Sp1、Sp2后进行取样，其间不进行各TFT8的导通/截止动作。
当如此使各读取电路17动作时，如前述的图34所示，经由被形成为截止状态的各TFT8从各放射线检测元件7漏泄的各电荷q被蓄积于放大电路18的电容器18b。因此，从放大电路18输出与该蓄积的电荷、即从各放射线检测元件7漏泄的电荷q的合计值相当的电压值，并被在图34省略图示的相关二重取样电路19取样后，读取漏泄数据Dleak。
通过如此构成，在向放射线图像拍摄装置1照射放射线以前，经由各TFT8从各放射线检测元件7i漏泄的电荷q较小、其合计值也是小的值，因此漏泄数据Dleak也是很小的值，但当对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射开始时，经由各TFT8而从各放射线检测元件7漏泄的电荷q变大，上述合计值变大。因此，与前述的图像数据d的情况的值的上升相同，读取的漏泄数据Dleak的值上升。
因此，例如如图62所示，能够在上述的期间τ定期地读取漏泄数据，当读取的漏泄数据Dleak出现大幅上升并超过了例如预先设定的阈值的情况下，判断为在此刻对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射已开始，从而检测放射线的照射开始。
此外，在图62所示的情况下，在放射线图像拍摄前，在进行图像数据d的读取处理时如上所述地监视图像数据d的值，并且在非连接的端子h被形成为有效状态的期间τ（即对扫描线5的全部的线L1～Lx施加截止电压的期间τ）监视在图33所示的漏泄数据Dleak的读取处理中读取的漏泄数据Dleak的值，在图像数据d和漏泄数据Dleak中的任意一者大幅上升的时刻能够检测对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射开始。
这样，通过采用该方法5，在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中，能够在进行图像数据d的读取处理时基于图像数据d，并且在不进行图像数据d的读取处理的期间τ基于漏泄数据Dleak，来确切地检测对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射开始。
因此，不存在无法检测对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射的期间τ，能够始终进行检测，因此能够确切地防止如上所述产生放射线的照射开始的检测滞后的等问题，能够凭借放射线图像拍摄装置1本身确切地检测放射线的照射。
此外，如图63所示，在放射线图像拍摄前读取的图像数据d中，除了与图34所示的从其他的放射线检测元件7漏泄的电荷q的合计值相当的漏泄数据Dleak之外，还含有由从与施加导通电压的扫描线5（图63中为扫描线5的线Li）连接的放射线检测元件7释放的暗电荷Qd引起的数据。因此，读取的漏泄数据Dleak的值通常是比图像数据d的值小的值。
因此，关于用于判断是否已对放射线图像拍摄装置1照射放射线的阈值，优选设定为使对于图像数据d的阈值dth（参照图11）与对于漏泄数据Dleak的阈值不同的值。此外，作为对于两者的阈值还能够使用相同的值的阈值，将对于图像数据d、漏泄数据Dleak的阈值的值设定为适宜的值。
[方法6]
在上述的方法5中，对在放射线图像拍摄前的图像数据d的读取处理中非连接的端子h被形成为有效状态，仅在读取不到图像数据d的期间τ进行漏泄数据Dleak的读取处理，在其他的期间进行图像数据d的读取处理的情况进行了说明（参照图62等）。
但是，在放射线图像拍摄前，还能够代替进行图像数据d的读取处理，转而重复进行漏泄数据Dleak的读取处理。在方法6中，对于像这样不进行图像数据d的读取处理而仅基于漏泄数据Dleak来检测对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射开始的构成进行说明。
在该情况下，还能够在放射线图像拍摄前，在从扫描驱动单元15对扫描线5的全部的线L1～Lx施加截止电压而将各TFT8形成为截止状态的状态下，重复图33所示的对于各读取电路17的控制，即重复读取电路17的放大电路18的电荷复位用开关18c的接通/关断控制、对于相关二重取样电路19的脉冲信号Sp1、Sp2的发送等，由此如图64所示连续地进行漏泄数据Dleak的读取处理。
但是，如果像这样持续将各TFT8形成为截止状态的状态，在各放射线检测元件7内产生的暗电荷会被蓄积于各放射线检测元件7内，蓄积的暗电荷的量持续增加，因此实际上如图65所示，优选为在漏泄数据Dleak的读取处理与下一漏泄数据Dleak的读取处理之间，使施加导通电压的扫描线5依次更换并且进行各放射线检测元件7的复位处理。
此外，从避免在各放射线检测元件7内持续蓄积暗电荷的观点出发，还能够代替如上所述在漏泄数据Dleak的读取处理之间进行各放射线检测元件7的复位处理的构成，而如图66所示在漏泄数据Dleak的读取处理之间进行图像数据d的读取处理。另外，以下虽然对在漏泄数据Dleak的读取处理之间进行漏泄数据Dleak的读取处理的情况进行说明，但在漏泄数据Dleak的读取处理之间进行图像数据d的读取处理的情况也同样。
然后，如上所述，当交替地重复漏泄数据Dleak的读取处理与各放射线检测元件7的复位处理的情况下，在各放射线检测元件7的复位处理中，如上所述，依次更换依次施加导通电压的栅极驱动器15b的端子（包括非连接的端子h。参照图53等）。
然后，如图67所示，在对连接有栅极驱动器15b的扫描线5的端子依次施加导通电压的时刻，从栅极驱动器15b经由该端子向扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压，使残存在与该各扫描线5连接的各放射线检测元件7内的电荷释放而进行复位处理。
另外，在对栅极驱动器15b的非连接的端子h依次施加导通电压的时刻，从栅极驱动器15b对该非连接的端子h依次施加导通电压，但不经由上述非连接的端子h向由扫描线5施加导通电压，因此其间不进行各放射线检测元件7的复位处理。
此外，在图67中，示出了对栅极IC12a的非连接的端子h1、h2、…实际施加导通电压的情况，但无需一定要对非连接的端子h施加导通电压。因此，如上所述，能够对上述非连接的端子h不施加导通电压，仅更换有效状态。
通过如此构成，与在前述的方法5中说明的情况相同，在向放射线图像拍摄装置1照射放射线以前，经由各TFT8从各放射线检测元件7i漏泄的电荷q较小、其合计值也是小的值，因此在漏泄数据Dleak的各读取处理中读取的漏泄数据Dleak也是小值。但是，当对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射开始后，经由各TFT8从各放射线检测元件7漏泄的电荷q变大，其合计值变大，因此与前述的图像数据d的情况相同，读取的漏泄数据Dleak的值上升。
因此，在对漏泄数据Dleak设置阈值而读取的漏泄数据Dleak大幅上升且超过阈值的时刻，能够判断为对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射已经开始，从而检测放射线的照射开始。
但是，通过本发明人的研究，发现在如上所述在放射线图像拍摄前交替重复漏泄数据Dleak的读取处理与各放射线检测元件7的复位处理的情况下，会出现以下的现象。
即，发现如图68A所示，对于在漏泄数据Dleak的各读取处理分别读取的漏泄数据Dleak而言，与对扫描线5施加导通电压而在各放射线检测元件7的复位处理之后进行的读取处理中所读取的漏泄数据Dleak（参照图中的α所示部分的数据）相比，在非连接的端子h被形成为有效的状态而不进行各放射线检测元件7的复位处理的状态的读取处理中所读取的漏泄数据Dleak（参照图中的β所示部分的数据）的值更小。
另外，作为上述的对照实验，代替如上所述交替地重复进行漏泄数据Dleak的读取处理与各放射线检测元件7的复位处理，转而仅重复进行漏泄数据Dleak的读取处理的实验，将该情况下的漏泄数据Dleak的各读取处理中所读取的漏泄数据Dleak的时间的推移示出在图68B中。
如图68B所示，在对象实验中，读取的漏泄数据Dleak的值比图68A的α所示的部分的漏泄数据Dleak、即在各放射线检测元件7的复位处理之后进行的读取处理中读取的漏泄数据Dleak的值小。另外，在对照实验中，发现如图68A的β中示出的部分的漏泄数据Dleak所示，未出现值比其他漏泄数据Dleak小的部分。
这样，认为与各放射线检测元件7的复位处理之后进行的读取处理中所读取的漏泄数据Dleak（参照图68A中的α所示部分的数据）相比，在不进行各放射线检测元件7的复位处理的状态的读取处理中所读取的漏泄数据Dleak（参照图中68A的β所示部分和图68B）的值更小的原因如下所述。
即，当在漏泄数据Dleak的读取处理之前不进行各放射线检测元件7的复位处理的情况下，如图69A所示意性示出那样，电荷经过TFT8的能量上高能级的传导带CB从放射线检测元件7向信号线6漏泄。此外，在图69A、图69B、图69C中，示出了从图中左侧的未图示的放射线检测元件7向TFT8流入电荷，从TFT8向图中右侧的未图示的信号线6流出电荷的情况。另外，移动的电荷量的大小用图中的箭头的粗细来表示。
然后，当在该状态下进行各放射线检测元件7的复位处理时，如图69B所示，经由传导带CB从放射线检测元件7向信号线6释放出的比较的大的量的电荷中的一部分，被存在于能量比该传导带CB低的带隙的陷阱能级TL俘获，并残留于TFT8内。在该情况下，粗箭头表示多量的电荷的移动。
然后，随后如图69C所示，当经过TFT8的高能级的传导带CB而从放射线检测元件7向信号线6漏泄电荷时，被陷阱能级TL俘获的电荷的一部分在高能级的传导带CB激发并随之一起漏泄进而向信号线6释放，因此从放射线检测元件7向信号线6漏泄的电荷量增加。
因此，认为会出现与在不进行各放射线检测元件7的复位处理的状态的读取处理中所读取的漏泄数据Dleak（参照图68A中的β所示部分的数据）相比，在对各放射线检测元件7的复位处理之后进行的读取处理所读取的漏泄数据Dleak（参照图68A中的α所示的部分的数据）的值更大的现象。
在图68A、图68B中，示出了在漏泄数据Dleak的读取处理开始前、即开始了各图中的经过时间t的计数前（即横轴的经过时间t为0以前），数次重复各放射线检测元件7的复位处理的情况。而且，在各图中，从在经过时间t接近0的时刻读取的漏泄数据Dleak的值变大的情况中，也能够凭借上述的机理而推测出漏泄数据Dleak的值变大。
此外，该现象不仅在漏泄数据Dleak的读取处理之前进行各放射线检测元件7的复位处理的情况下产生，还被确认在进行图像数据d的读取处理的情况（参照图66）下也会同样产生。
如上所述，当在放射线图像拍摄前交替重复进行漏泄数据Dleak的读取处理与各放射线检测元件7的复位处理（参照图67），在各放射线检测元件7的复位处理中依次更换依次施加导通电压或依次形成有效状态的栅极驱动器15b的端子（包括非连接的端子h。）来进行复位处理的情况下，在漏泄数据Dleak的各读取处理中读取的漏泄数据Dleak的值如上所述变化。
因此，在这样的情况下，优选为：将在对栅极驱动器15b的非连接的端子h施加导通电压后（或形成有效状态后）的漏泄数据Dleak的读取处理中所读取的漏泄数据Dleak中应用的、用于检测放射线的照射开始的阈值设定为小于在从栅极驱动器15b对连接有扫描线5的端子施加导通电压而对扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压并进行各放射线检测元件7的复位处理后的漏泄数据Dleak的读取处理中所读取的漏泄数据Dleak中应用的阈值的值。
此外，在该情况下，控制单元22，在对栅极驱动器15b的非连接的端子h依次施加导通电压的时刻（或将非连接的端子h依次形成为有效状态的时刻）与从栅极驱动器15b对扫描线5的各线L1～Lx依次施加导通电压而进行各放射线检测元件7的复位处理的时刻，切换上述的各阈值而区分使用。
另一方面，在该方法6中，在放射线图像拍摄前交替地重复进行漏泄数据Dleak的读取处理与各放射线检测元件7的复位处理（或图像数据d的读取处理。以下相同。）的情况下，还能够应用前述的方法1，如图67等所示那样也能够不对栅极驱动器15b的非连接的端子h施加导通电压或使之成为有效状态，而在漏泄数据Dleak的读取处理期间进行的各放射线检测元件7的复位处理中仅对连接有栅极驱动器15b的扫描线5的端子依次施加导通电压而进行复位处理。
通过如此构成，上述的阈值设定为一个即可，不需要如上所述对多个阈值进行切换而区分使用的控制。
另外，同样在方法6中还能够应用前述的方法3、方法4，在非连接的端子h成为有效状态的时刻，同时将连接有扫描线5的端子形成为有效状态而施加导通电压，如此来构成，也能够将上述的阈值设定为一个即可，不需要如上所述对多个阈值进行切换而区分使用的控制。
此外，对于上述的方法1～5的情况也同样，在上述的方法6中如图70所示，在扫描线5的某条线L（图中为扫描线5的第四条线L4）被施加导通电压而进行各放射线检测元件7的复位处理后的漏泄数据Dleak的读取处理（参照图中的“4”）中所读取的漏泄数据Dleak超过阈值的情况下，此刻对放射线的照射已开始的情况进行检测，停止各放射线检测元件7的复位处理，对扫描线5的全部的线L1～Lx施加截止电压而转换至电荷蓄积模式。
此时，如图70所示，在转换至电荷蓄积模式后，使读取电路17继续重复进行读取动作进而重复进行漏泄数据Dleak的读取处理，如果持续进行读取的漏泄数据Dleak的监视，则能够检测放射线的照射已结束的情况，对此前文已作描述。
另外，如图70所示，在漏泄数据Dleak为阈值以下的值而检测到放射线的照射已结束的时刻（参照图中的“A”），重新开始对于扫描线5的各线L5～Lx，L1～L4的导通电压的依次施加，进而开始作为本图像的图像数据D的读取处理，通过如此构成，如图70所示，能够在检测到放射线的照射的结束后，立即开始图像数据D的读取处理，能够迅速地进行图像数据D的读取处理以后的处理，对此优点前文已作描述。此外，在图70中示出将方法1应用于方法6的情况。
如上所述，根据本实施方式的放射线图像拍摄装置1，能够起到与上述各实施方式相同的效果，并且即便在没有与放射线产生装置连接的接口的情况下，也能够从放射线图像拍摄前即向放射线图像拍摄装置1照射放射线前进行图像数据d的读取处理，进而基于读取的图像数据d或在使用上述的方法5的情况下基于图像数据d或漏泄数据Dleak，凭借放射线图像拍摄装置1本身确切地检测对放射线图像拍摄装置1照射放射线的情况。
另外，此时，即便在扫描驱动单元15的栅极驱动器15b存在未连接扫描线5的非连接的端子h的情况下，也能够通过避免使非连接的端子h成为有效状态而产生读取不到图像数据d的期间τ（上述的方法1、3、4）、或者使期间τ非常短（上述的方法2）、或者在期间τ中读取漏泄数据Dleak（上述的方法5）而确切地检测对放射线图像拍摄装置1照射放射线的情况。
因此，能够确切地防止：如图52所示的以往的方法中所出现的、上述的期间τ变长而导致放射线的照射开始的检测滞后，且相应地蓄积于放射线检测元件7内的暗电荷的量变多，致使作为读取的本图像的图像数据D的S／N比恶化。
此外，在上述的实施方式中，虽然对扫描驱动单元15的栅极驱动器15b由将图53所示的多个栅极IC12a并列设置而构成的情况进行了说明，但即使栅极驱动器15b、栅极IC12a采用其他的构成，只要存在未连接扫描线5的非连接的端子h，就会产生上述的问题。因此，对于栅极驱动器15b、栅极IC12a采用其他的构成的情况而言，也能够应用本发明。
另外，即便是放射线图像拍摄装置1与未图示的支承台等一体形成的、所谓的专用机型的放射线图像拍摄装置的情况下，如上所述，在没有与放射线产生装置连接的接口而构成为由放射线图像拍摄装置独自检测放射线的照射的情况下，也能够应用本发明，对此前文中已作描述。
另外，在采用前述的方法6而基于漏泄数据Dleak的值来检测对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射开始等的情况下，由于在放射线图像拍摄装置1的检测部P（参照图3、图7等）通常配设有数千条~数万条的信号线6，因此一次漏泄数据Dleak的读取处理中读取的漏泄数据Dleak的数目也将达到数千个~数万个。
而且，对于上述全部的漏泄数据Dleak，如上所述每次读取处理中都要进行判断是否超过阈值的处理，造成处理负担过重。因此，例如还能够从每次读取处理中读取的漏泄数据Dleak中提取最大值，而判断该漏泄数据Dleak的最大值是否超过阈值。
但是，各读取电路17（图7等参照）的数据的读取效率通常针对每个读取电路17而不同，即便从各放射线检测元件7向信号线6漏泄的电荷q的合计值（参照图34）在每条信号线6上都相同，仍会存在读取到值始终比其他读取电路17大的漏泄数据Dleak的读取电路17，或存在读取到值始终比其他读取电路17小的漏泄数据Dleak的读取电路17。
在这样的状况下，考虑例如如图71所示，以照射野F被收束的状态对放射线图像拍摄装置1照射放射线，与读取值始终比其他的读取电路17大的漏泄数据Dleak的读取电路17连接的信号线6a存在于照射野F外的情况。
在这样的情况下，如图72所示，产生即使与存在于照射野F的信号线6连接的读取电路17中所读取的漏泄数据Dleak（参照图中的γ所示的数据）因放射线的照射而上升，也不会超过从与存在于照射野F外的信号线6a连接的读取电路17读取的漏泄数据Dleak（参照图中的δ所示的数据）的情况。
此外，像这样，当因放射线的照射而上升的漏泄数据Dleak（γ）未超越处于照射野F外而不会因放射线的照射而上升的漏泄数据Dleak（δ）的情况下，提取的漏泄数据Dleak的最大值是图中δ所示的漏泄数据Dleak，因此提取的漏泄数据Dleak的最大值不会因放射线的照射而变动，结果，不会超过阈值，因此无法检测放射线的照射。
因此，为了避免出现这样的问题，例如，计算每次读取处理所读取的漏泄数据Dleak的、针对每个读取电路17的移动平均值。即，每次进行漏泄数据Dleak的读取处理，都计算在包含该读取处理的紧前的读取处理在内的规定次数处理的过去的各读取处理中读取的针对每个读取电路17的漏泄数据Dleak的平均值（移动平均值）Dleak_ave。
然后，计算在本次的读取处理中读取的漏泄数据Dleak与算出的移动平均值的平均值Dleak_ave的差值ΔDleak，如果存在差值Δdleak超过了针对差值ΔDleak预先设定的阈值的读取电路17，则能够在此刻对向放射线图像拍摄装置1已照射放射线的情况进行检测。
通过如此构成，不会受到上述的各读取电路17的读取效率等影响，能够确切地检测漏泄数据Dleak是否上升，进而确切地检测对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射开始。
但是，在该情况下，如果对在漏泄数据Dleak的每次读取处理所读取的数千个~数万个的各漏泄数据Dleak进行上述的处理，则处理负担会非常繁重。
因此，例如，如图51等所示，在放射线图像拍摄装置1中，在读取IC16内例如形成有128个、256个读取电路17，利用设置有多个读取IC16，对于漏泄数据Dleak的每次读取处理，都在每个读取IC16中计算在各读取电路17中读取的各漏泄数据Dleak的合计值。此外，在该情况下，还能够针对每个读取IC16计算各漏泄数据Dleak的平均值。
此外，与上述相同，针对每个读取IC16计算各漏泄数据Dleak的合计值的移动平均值，计算在本次的读取处理中读取的漏泄数据Dleak的每个读取IC16的合计值与算出的合计值的移动平均值的平均值的差值，如果存在该差值超过针对该差值预先设定的阈值的读取IC16，则在此刻能够对向放射线图像拍摄装置1照射放射线的情况进行检测。
另外，如上所述，还能够从漏泄数据Dleak的每次读取处理中算出的每个读取IC16的上述的差值中提取最大值，判断该最大值是否超过阈值。在该情况下，由于上述的差值针对每个读取IC16均为相同程度的值，因此不会产生图72所示的问题。
通过以上构成，与上述相同，不会受到各读取电路17的读取效率等影响，漏泄数据Dleak的合计值（或平均值）上升，确切地检测上述差值（或其最大值）是否超过阈值，从而能够确切地检测对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射开始，并且，移动平均值的计算针对每个读取IC16而非每个读取电路17，计算处理减少，处理减轻。
通过这样构成而对放射线的照射开始进行检测的情况下，如前述的图67所示的方法6那样，当在放射线图像拍摄前交替地重复进行漏泄数据Dleak的读取处理与各放射线检测元件7的复位处理的情况下，如图68A所示，在非连接的端子h被形成为有效的状态而未进行各放射线检测元件7的复位处理的情况下，在读取处理中读取的漏泄数据Dleak的值变小（参照图中的β所示的部分的数据）。因此，其间计算的移动平均值的值变小。
而且，当被形成为有效状态的端子从非连接的端子h向连接有扫描线5的端子更换时，如图68A所示，读取的漏泄数据Dleak的值上升。因此，读取的漏泄数据Dleak(或读取的漏泄数据Dleak的每个读取IC16的合计值、平均值）与到前次的读取处理为止的漏泄数据Dleak的移动平均值（或合计值、平均值的移动平均值。以下相同。）的差值（或其最大值。以下相同。）增加。
因此，无论放射线图像拍摄装置1是否被放射线照射，差值都超过阈值，担心误检测到放射线已照射。
因此，在该情况下，与上述相同，还能够在上述的方法中例如应用方法1而不向栅极驱动器15b的非连接的端子h施加导通电压或使之不成为有效状态，或者应用方法3、方法4，在非连接的端子h成为有效状态的时刻，同时将连接有扫描线5的端子形成为有效状态而施加导通电压。
此外，通过如此构成，能够避免如上所述移动平均值在非连接的端子h被形成为有效的状态而无法进行各放射线检测元件7的复位处理的情况下降低的问题出现。
另外，还能够代替在上述的方法中应用方法1或方法3、4，而预先设定针对上述的差值的两种或多种阈值，并根据移动平均值是基于非连接的端子h被形成为有效的状态而无法进行各放射线检测元件7的复位处理时的读取处理中读取的漏泄数据Dleak计算得出的、还是基于在对扫描线5的各线L1～Lx施加导通电压而进行的各放射线检测元件7的复位处理之后所进行的读取处理中读取的漏泄数据Dleak而计算得出的，来切换阈值以进行区分使用。
通过如此构成，通过切换阈值而区分使用，能够在向放射线图像拍摄装置1照射放射线的情况下使上述的差值超过阈值，利用差值超过阈值的情况能够确切地检测对于放射线图像拍摄装置1的放射线的照射。
工业实用性
在进行放射线图像拍摄的领域（特别是医疗领域）具有实用性。
其中，附图标记说明如下：
1…放射线图像拍摄装置；3…闪烁器；5、L1～Lx…扫描线；6…信号线；7、（m、n）…放射线检测元件；8…TFT（开关单元）；14…偏压电源；15…扫描驱动单元；15a…电源电路；15b、15ba、15bb…栅极驱动器；16…读取IC；17…读取电路；18…放大电路；18a…运算放大器；18b、C1～C4…电容器；22…控制单元；85…布线；C…未入射有电磁波的检测部上的位置；cf…容量；D…图像数据；d…图像数据；dave…平均值；Dleak…漏泄数据；Dleak_th…阈值；dmax…最大值；dmin…最小值；dth…阈值；h…非连接的端子；O、O（m、n）…偏移修正值；P…检测部；Pa～Pd…区域；po…偏移图像；Q、q…电荷；r…区域；T1～T4…实效蓄积时间（时间间隔）；Tc…相同的时间间隔；Δd…差值；Δdth…阈值。

Claims (15)

1.一种放射线图像拍摄装置，其特征在于，具备：
检测部，该检测部具有：以相互交叉的方式配设的多条扫描线以及多条信号线；和多个放射线检测元件，各个上述放射线检测元件分别排列在由上述多条扫描线以及多条信号线划分的各区域中而呈二维状排列；
扫描驱动单元，当进行从上述放射线检测元件读取图像数据的图像数据的读取处理时，该扫描驱动单元依次向上述各扫描线施加导通电压；
开关单元，该开关单元被连接于上述各扫描线，当经由上述扫描线而被施加导通电压时，该开关单元向上述信号线释放蓄积于上述放射线检测元件的电荷，当经由上述扫描线被施加截止电压时，该开关单元使电荷蓄积于上述放射线检测元件内；
读取电路，当进行上述图像数据的读取处理时，该读取电路将从上述放射线检测元件释放给上述信号线的上述电荷转换成上述图像数据并读取该图像数据；以及
控制单元，该控制单元至少对上述扫描驱动单元以及上述读取电路进行控制，使之进行从上述放射线检测元件读取上述数据的读取处理，
上述控制单元进行如下控制：
在放射线图像拍摄前，从上述扫描驱动单元向上述各扫描线依次施加导通电压而进行从上述放射线检测元件读取上述图像数据的读取处理，在读取的上述图像数据超过阈值的时刻检测放射线的照射已开始的情况，
当检测放射线的照射已开始的情况时，从上述扫描驱动单元向全部的上述扫描线施加截止电压，将上述各开关单元形成为截止状态而转换至电荷蓄积模式，
当放射线的照射结束后，从上述扫描驱动单元依次向上述各扫描线施加导通电压，使上述读取电路依次进行读取动作，进行从上述各放射线检测元件读取上述图像数据的读取处理，
并且当在放射线图像拍摄前进行上述图像数据的读取处理时，使从上述扫描驱动单元向各上述扫描线施加导通电压到将施加的电压切换为截止电压为止的时间或者从上述扫描驱动单元对某条上述扫描线施加导通电压到对下一条上述扫描线施加导通电压为止的周期，比当在上述放射线照射结束后进行图像数据的读取处理时的上述时间或者上述周期长。
2.根据权利要求1所述的放射线图像拍摄装置，其特征在于，
在放射线图像拍摄前，上述控制单元在从上述扫描驱动单元对某条上述扫描线施加导通电压的时刻的下一时刻向与该扫描线在上述检测部上相邻的扫描线以外的扫描线施加导通电压，以此向上述各扫描线依次施加导通电压，进行从上述放射线检测元件读取上述图像数据的读取处理。
3.根据权利要求1所述的放射线图像拍摄装置，其特征在于，
在放射线图像拍摄前，上述控制单元从上述扫描驱动单元向上述各扫描线依次施加导通电压，进行从上述放射线检测元件读取上述图像数据的读取处理，并从相同的上述读取处理中由每个上述读取电路分别读取的图像数据之中提取最大值与最小值，计算由上述最大值减去上述最小值而得出的差值，在计算得出的上述差值超过阈值的时刻，检测放射线的照射已开始的情况。
4.根据权利要求3所述的放射线图像拍摄装置，其特征在于，
上述控制单元计算包含本次上述读取处理紧前的上述读取处理在内的规定次处理的过去的上述读取处理中由每个上述读取电路分别读取的各图像数据的移动平均值，将从本次读取的每个上述读取电路的各图像数据分别减去各自的上述移动平均值所得的各值分别作为上述各图像数据。
5.根据权利要求3或4所述的放射线图像拍摄装置，其特征在于，
具备形成有规定个数的上述读取电路的多个读取IC，
上述控制单元，取代在上述相同的读取处理中由上述读取电路分别读取的各图像数据，转而分别计算在相同的上述读取处理中由每个上述读取电路分别读取的各图像数据的每个上述读取IC的平均值或者合计值，并从上述各图像数据的每个上述读取IC的平均值或者合计值中提取最大值与最小值，或者，从上述各图像数据的每个上述读取IC的平均值或者合计值分别减去上述平均值或者合计值的移动平均值，再从相减所得的各值中提取最大值与最小值。
6.根据权利要求1所述的放射线图像拍摄装置，其特征在于，
当在上述放射线图像拍摄前进行图像数据的读取处理时，上述控制单元从上述扫描驱动单元同时对在上述检测部上不相邻的多条上述扫描线施加导通电压，进行上述读取处理。
7.根据权利要求1所述的放射线图像拍摄装置，其特征在于，
在上述多个放射线检测元件被排列成二维状的上述检测部上，上述各信号线、上述各扫描线或双方在各延伸方向的中途被断开，上述检测部被分割成多个区域，针对每个上述区域设置上述扫描驱动单元，
当在上述放射线图像拍摄前进行图像数据的读取处理时，上述控制单元，以从与一个上述区域对应的上述扫描驱动单元对该区域的上述扫描线施加导通电压的时刻与从与其他上述区域对应的上述扫描驱动单元对该其他区域的上述扫描线施加导通电压的时刻为不同时刻的方式，来施加导通电压进而进行上述读取处理。
8.根据权利要求1所述的放射线图像拍摄装置，其特征在于，
当检测放射线的照射已开始的情况时，上述控制单元从上述扫描驱动单元向全部的上述扫描线施加截止电压，使上述各开关单元成为截止状态，并维持上述截止状态地转换至电荷蓄积模式，在从上述扫描驱动单元向全部的上述扫描线施加了截止电压的状态下，使上述读取电路进行读取动作，经由上述开关单元进行从上述各放射线检测元件读取与漏泄的电荷相当的漏泄数据的读取处理，当在读取的上述漏泄数据在阈值以下的时刻检测放射线的照射结束的情况时，从上述扫描驱动单元向上述各扫描线依次施加导通电压，使上述读取电路依次进行读取动作，从而进行从上述放射线照射结束后的上述各放射线检测元件读取上述图像数据的读取处理。
9.根据权利要求1所述的放射线图像拍摄装置，其特征在于，
上述控制单元在结束上述放射线照射结束后的图像数据的读取处理后，在未被放射线照射的状态下，将在与上述放射线图像拍摄前的图像数据的读取处理、朝上述电荷蓄积模式的转换以及上述放射线照射结束后的图像数据的读取处理相同的时刻从上述扫描驱动单元向上述各扫描线施加的电压在导通电压与截止电压之间切换，进而进行从上述各放射线检测元件分别读取偏移修正值的偏移修正值读取处理。
10.根据权利要求1所述的放射线图像拍摄装置，其特征在于，
上述控制单元在结束上述放射线照射结束后的图像数据的读取处理后，当将在与上述放射线图像拍摄前的图像数据的读取处理相同的时刻从上述扫描驱动单元向上述各扫描线施加的电压在导通电压与截止电压之间进行切换时，取代图像数据的读取处理，转而进行上述各放射线检测元件的复位处理。
11.根据权利要求1所述的放射线图像拍摄装置，其特征在于，
当向上述各扫描线依次施加导通电压，将从在上述检测部上排列的全部的上述放射线检测元件中作为读取上述图像数据的对象的上述各放射线检测元件中读取上述各图像数据的期间设为1帧时，
上述控制单元在上述放射线图像拍摄前的图像数据的读取处理中，在1帧量的上述图像数据的读取处理结束后，以与在上述电荷蓄积模式下从上述扫描驱动单元向全部的上述扫描线施加截止电压的期间相同的期间向全部的上述扫描线施加截止电压，随后开始下一帧的上述图像数据的读取处理，以此来进行针对每帧的上述图像数据的读取处理，
并且将开始放射线的照射前的上述帧中所读取的上述图像数据分别确定作为对于上述各放射线检测元件的各偏移修正值。
12.根据权利要求1所述的放射线图像拍摄装置，其特征在于，
上述扫描驱动单元具备电源电路与栅极驱动器，
当在上述栅极驱动器中存在不与任意上述扫描线连接的非连接的端子的情况下，当至少在放射线图像拍摄前的上述图像数据的读取处理中从上述栅极驱动器向上述各扫描线依次施加导通电压时，不向上述栅极驱动器的上述非连接的端子施加导通电压而始终向连接有上述扫描线的任意端子施加导通电压，以此从上述栅极驱动器向上述各扫描线依次施加导通电压。
13.根据权利要求1所述的放射线图像拍摄装置，其特征在于，
上述扫描驱动单元具备电源电路与栅极驱动器，
当在上述栅极驱动器中存在不与任意上述扫描线连接的非连接的端子的情况下，当至少在放射线图像拍摄前的上述图像数据的读取处理中从上述栅极驱动器向上述各扫描线依次施加导通电压时，在向上述栅极驱动器的上述非连接端子施加导通电压的时刻，以比向连接有上述扫描线的端子施加导通电压的时间间隔短的时间间隔依次施加导通电压，以此来向上述栅极驱动器的各端子依次施加导通电压。
14.根据权利要求1所述的放射线图像拍摄装置，其特征在于，
上述扫描驱动单元具备电源电路与栅极驱动器，
当在上述栅极驱动器中存在不与任意上述扫描线连接的非连接的端子的情况下，当至少在放射线图像拍摄前的上述图像数据的读取处理中从上述栅极驱动器向上述各扫描线依次施加导通电压时，在向上述栅极驱动器的上述非连接的端子施加导通电压的时刻，同时向连接有上述扫描线的端子施加导通电压，从而在各时刻向任意的上述扫描线施加导通电压，以此从上述栅极驱动器向上述各扫描线依次施加导通电压。
15.根据权利要求1所述的放射线图像拍摄装置，其特征在于，
上述扫描驱动单元具备电源电路与栅极驱动器，
在上述检测部上，上述各信号线、上述各扫描线或双方在各延伸方向的中途被断开，上述检测部被分割成多个区域，并且针对每个上述区域设置上述栅极驱动器，
当在上述各栅极驱动器中存在不与任意上述扫描线连接的非连接的端子的情况下，当至少在放射线图像拍摄前的上述图像数据的读取处理中从上述各栅极驱动器向上述各扫描线依次施加导通电压时，在向一方的上述栅极驱动器的上述非连接的端子施加导通电压的时刻，向另一方的上述栅极驱动器的连接有上述扫描线的端子施加导通电压，从而在各时刻向任意的上述扫描线施加导通电压，以此从上述各栅极驱动器向上述各扫描线依次施加导通电压。
CN201180027430.7A 2010-06-03 2011-03-02 放射线图像拍摄装置 Expired - Fee Related CN102934423B (zh)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010127667 2010-06-03
JP2010-127667 2010-06-03
JP2010199629 2010-09-07
JP2010-199629 2010-09-07
PCT/JP2011/054690 WO2011152093A1 (ja) 2010-06-03 2011-03-02 放射線画像撮影装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN102934423A CN102934423A (zh) 2013-02-13
CN102934423B true CN102934423B (zh) 2016-04-06

Family

ID=45066482

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201180027430.7A Expired - Fee Related CN102934423B (zh) 2010-06-03 2011-03-02 放射线图像拍摄装置

Country Status (5)

Country Link
US (1) US8785876B2 (zh)
EP (1) EP2579577A4 (zh)
JP (1) JP5704170B2 (zh)
CN (1) CN102934423B (zh)
WO (1) WO2011152093A1 (zh)

Families Citing this family (35)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2012118312A (ja) * 2010-12-01 2012-06-21 Fujifilm Corp 放射線画像検出装置およびその駆動制御方法
JP5720429B2 (ja) * 2011-06-14 2015-05-20 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影装置
JP5849646B2 (ja) * 2011-10-25 2016-01-27 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影システムおよび放射線画像撮影装置
JP2013128727A (ja) * 2011-12-22 2013-07-04 Konica Minolta Inc 放射線画像撮影装置
JP5840503B2 (ja) * 2012-01-06 2016-01-06 株式会社東芝 ２次元放射線表示装置および２次元放射線表示方法
JP2013141484A (ja) * 2012-01-10 2013-07-22 Konica Minolta Inc 放射線画像撮影システム
JP5593338B2 (ja) * 2012-01-30 2014-09-24 富士フイルム株式会社 放射線照射開始判定装置、放射線画像撮影装置、放射線画像撮影制御装置、放射線照射開始判定方法、及び放射線照射開始判定プログラム
JP5950840B2 (ja) * 2012-03-16 2016-07-13 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び撮像システム
JP2013195415A (ja) * 2012-03-23 2013-09-30 Konica Minolta Inc 放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム
JP5949050B2 (ja) 2012-03-29 2016-07-06 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影システムおよびコンソール
JP5797630B2 (ja) * 2012-09-27 2015-10-21 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置、画素値取得方法およびプログラム
JP6056380B2 (ja) 2012-10-31 2017-01-11 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影システム
JP6104004B2 (ja) * 2013-03-21 2017-03-29 キヤノン株式会社 放射線撮像システム、コンピュータ及びプログラム
JP2014216820A (ja) * 2013-04-25 2014-11-17 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影システムおよび放射線画像撮影装置
JP6127718B2 (ja) 2013-05-27 2017-05-17 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影システムおよび放射線画像撮影装置
JP2014240769A (ja) * 2013-06-11 2014-12-25 ソニー株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像表示システム
KR20150088533A (ko) * 2014-01-24 2015-08-03 주식회사 레이언스 방사선 화상 검출기 및 방사선 화상 검출기용 하우징
US9737271B2 (en) 2014-04-09 2017-08-22 Canon Kabushiki Kaisha Radiation imaging apparatus and control method of the same
JP6371567B2 (ja) * 2014-04-09 2018-08-08 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及びその制御方法
JP2015230197A (ja) 2014-06-04 2015-12-21 コニカミノルタ株式会社 Ｘ線画像撮影装置
JP6494204B2 (ja) * 2014-07-17 2019-04-03 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
JP6405769B2 (ja) 2014-07-25 2018-10-17 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影システム
JP6413534B2 (ja) 2014-09-17 2018-10-31 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影システム
JP6259382B2 (ja) * 2014-09-22 2018-01-10 富士フイルム株式会社 電子カセッテ
JP6251147B2 (ja) * 2014-09-29 2017-12-20 富士フイルム株式会社 電子カセッテおよび電子カセッテの作動方法
JP6662385B2 (ja) 2015-07-17 2020-03-11 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影装置および放射線画像撮影システム
CN105044955B (zh) * 2015-09-02 2018-09-11 京东方科技集团股份有限公司 光电传感器及其驱动方法、阵列基板和显示装置
JP6148758B2 (ja) * 2016-05-09 2017-06-14 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
JP6415488B2 (ja) * 2016-07-08 2018-10-31 キヤノン株式会社 放射線撮像システム
JP6748588B2 (ja) * 2017-02-01 2020-09-02 キヤノン株式会社 放射線撮影装置、放射線撮影方法およびプログラム
JP6890443B2 (ja) * 2017-03-22 2021-06-18 キヤノン株式会社 放射線撮影システム、放射線撮影方法、及びプログラム
CN108881906B (zh) * 2017-05-15 2021-03-19 北京大学 一种图像重构方法及装置
JP7087435B2 (ja) * 2018-02-19 2022-06-21 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影装置及び放射線画像撮影システム
US20210358995A1 (en) * 2020-05-15 2021-11-18 Canon Electron Tubes & Devices Co., Ltd. Radiation detector
JP2022164433A (ja) * 2021-04-16 2022-10-27 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像システム

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1763513A (zh) * 2004-10-01 2006-04-26 佳能株式会社 放射线成像设备及其方法
CN1879559A (zh) * 2005-06-14 2006-12-20 佳能株式会社 放射线成像装置、其控制方法和放射线成像***

Family Cites Families (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4218020C1 (zh) 1992-06-01 1993-07-15 Siemens Ag, 8000 Muenchen, De
US5661309A (en) 1992-12-23 1997-08-26 Sterling Diagnostic Imaging, Inc. Electronic cassette for recording X-ray images
JP3560624B2 (ja) 1993-09-01 2004-09-02 富士写真フイルム株式会社 画像信号読出方法および装置
GB2303772B (en) 1995-07-28 1999-06-16 Eev Ltd Imaging apparatus
JP3486490B2 (ja) 1995-09-04 2004-01-13 キヤノン株式会社 放射線検出装置
JP3556029B2 (ja) 1995-11-27 2004-08-18 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 Ｘ線撮像装置
US5693948A (en) 1995-11-21 1997-12-02 Loral Fairchild Corporation Advanced CCD-based x-ray image sensor system
JPH11155847A (ja) 1997-11-28 1999-06-15 Canon Inc 放射線撮影装置及び駆動方法
JP3950665B2 (ja) * 2001-10-23 2007-08-01 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び放射線撮像装置の撮像方法
JP3818271B2 (ja) * 2003-04-25 2006-09-06 株式会社島津製作所 放射線撮影装置
JP2004344249A (ja) 2003-05-20 2004-12-09 Canon Inc 放射線撮影装置、放射線撮影方法、放射線撮影プログラム及び記録媒体
JP4012182B2 (ja) 2004-08-19 2007-11-21 キヤノン株式会社 カセッテ型ｘ線画像撮影装置
JP4965931B2 (ja) * 2005-08-17 2012-07-04 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、放射線撮像システム、その制御方法、及び制御プログラム
JP2007151761A (ja) 2005-12-02 2007-06-21 Canon Inc 放射線撮像装置、システム及び方法、並びにプログラム
US7211803B1 (en) 2006-04-24 2007-05-01 Eastman Kodak Company Wireless X-ray detector for a digital radiography system with remote X-ray event detection
US7313224B1 (en) 2006-06-22 2007-12-25 General Electric Co. Wireless integrated automatic exposure control module
JP5217156B2 (ja) 2006-11-29 2013-06-19 コニカミノルタエムジー株式会社 放射線撮像システム
JP2010212741A (ja) 2007-07-05 2010-09-24 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像検出装置
JP2009219538A (ja) 2008-03-13 2009-10-01 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像検出装置および放射線画像撮影システム
JP5376897B2 (ja) * 2008-10-24 2013-12-25 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置
JP4659887B2 (ja) 2009-01-29 2011-03-30 キヤノン株式会社 Ｘ線撮影装置
US20130032696A1 (en) * 2010-04-30 2013-02-07 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. Radiation image capturing apparatus

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1763513A (zh) * 2004-10-01 2006-04-26 佳能株式会社 放射线成像设备及其方法
CN1879559A (zh) * 2005-06-14 2006-12-20 佳能株式会社 放射线成像装置、其控制方法和放射线成像***

Also Published As

Publication number Publication date
JPWO2011152093A1 (ja) 2013-07-25
EP2579577A1 (en) 2013-04-10
WO2011152093A1 (ja) 2011-12-08
JP5704170B2 (ja) 2015-04-22
CN102934423A (zh) 2013-02-13
US20130068961A1 (en) 2013-03-21
US8785876B2 (en) 2014-07-22
EP2579577A4 (en) 2014-03-19

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN102934423B (zh) 放射线图像拍摄装置
CN102933146B (zh) 放射线图像摄影装置
JP5683850B2 (ja) 放射線検出素子、及び放射線画像撮影装置
CN103096799B (zh) 放射线图像摄像装置以及放射线图像摄像***
US8866090B2 (en) Radiation detecting element and radiographic imaging device
JP5653823B2 (ja) 放射線検出素子、及び放射線画像撮影装置
JP5599681B2 (ja) 放射線画像撮影装置
KR101753895B1 (ko) 엑스레이 검출기 및 그 구동방법
JP5657491B2 (ja) 放射線画像撮影装置、放射線画像撮影システム、放射線画像撮影プログラム、及び放射線画像撮影方法
CN104685374A (zh) 放射线图像摄影装置、校正用数据获取方法和程序
CN104160695B (zh) 放射线图像拍摄装置、放射线图像拍摄***以及放射线图像拍摄装置的控制方法
JP5848047B2 (ja) 放射線検出素子、放射線画像撮影装置、及び放射線画像撮影システム
US8785863B2 (en) Radiation detection device, control method for radiation detection device, and computer-readable medium
JPH09206293A (ja) Ｘ線撮像装置
JP5902772B2 (ja) 放射線画像撮影装置
JP6088686B2 (ja) 放射線画像撮影装置

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20160406

Termination date: 20190302

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee