CN103156627A - 辐射成像设备及其操作方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种辐射成像设备及其操作方法。一种执行预曝光和主曝光以拍摄单一X射线图像的X射线成像系统。在预曝光中，AEC电路读出从检测像素输出的剂量检测信号，并且将剂量检测信号的累积值与阈值相比较。当累积值已经达到阈值时，AEC电路停止X射线照射。主曝光条件确定单元基于在预曝光中的辐照时间、在预曝光中的累积剂量和产生X射线图像所需的必要剂量来确定主辐照时间，该主辐照时间是主曝光条件的一个项目。在这之后，立即利用所确定的主辐照时间执行主曝光。正常像素从预曝光开始到主曝光结束连续地执行电荷积聚操作，并且从积聚的电子电荷产生X射线图像。

Description

辐射成像设备及其操作方法

技术领域

本发明涉及一种辐射成像设备和一种辐射成像设备的操作方法。

背景技术

在医疗领域中，辐射成像系统是广泛已知的，例如使用X射线的X射线成像系统。X射线成像系统由用于生成X射线的X射线生成设备和通过接收穿过患者的身体的X射线而拍摄X射线图像的X射线成像设备构成。X射线生成设备包括用于向患者的身体照射X射线的X射线源、用于控制X射线源的操作的源控制器，和用于向源控制器发出X射线的照射开始信号的照射开关。X射线成像设备包括通过将穿过患者的身体的X射线转换成电信号来检测X射线图像的X射线图像检测装置，和控制X射线图像检测装置的操作并且保存和显示X射线图像的控制台。

使用平坦面板检测器(FPD)作为X射线图像检测装置的X射线成像系统变得普及开来。FPD具有具有像素矩阵的成像区域，每一个像素根据在其上入射的X射线剂量来积聚信号电荷。FPD在逐个像素的基础上积聚信号电荷。通过诸如TFT的开关元件将积聚的信号电荷从每一个像素读出到信号处理电路。信号处理电路将信号电荷转换成电压信号。由此，X射线图像被电检测。

具有包含在便携式平坦暗盒形壳体中的FPD的电子暗盒得到实际使用。电子暗盒不仅安装在特定成像支架上，而且还安装在能够与胶卷暗盒和IP暗盒(CR暗盒)共享的现有成像支架上。此外，电子暗盒有时在患者的身体下面被置于床上或者由患者自身抓持的情况下使用，以拍摄难以利用静止X射线图像检测装置拍摄的身体部位的射线照片。而且，电子暗盒有时被从医院带出用于在家庭-护理患者的床旁放射线照相中或者在紧急情况中在外侧事故或者自然灾害现场中使用。

一些X射线成像系统具有自动曝光控制(AEC)的功能以在减少将患者暴露于辐射的情况下获得具有适当图像质量的放射线照相图像。在AEC中，剂量检测传感器测量累积剂量，该累积剂量是在X射线照射期间X射线剂量的累积值，并且在当累积剂量已经达到目标剂量时的时间，停止X射线照射。通过管电流-时间乘积(mAs值)来确定由X射线源施加的X射线剂量，所述管电流-时间乘积(mAs值)是X射线辐照时间(单位为秒“s”)和限定每单位时间将从X射线源施加的X射线数量的管电流(单位为毫安“mA”)的乘积。包括X射线辐照时间和管电流-时间乘积的曝光条件具有取决于所要成像的身体部分(胸部、头部等)、患者的性别和年龄等的粗略推荐值。然而，X射线透射性按照例如患者的体格的个体差异而变化，所以AEC促进了根据每一个个体患者获得更加适当的图像质量。

作为用于AEC的方法，如在日本专利特开公开No.2008-086358中描述的，例如执行了预曝光和主曝光以拍摄单一X射线图像，并且基于预曝光的结果来确定包括X射线辐照时间和管电流-时间乘积的主曝光条件。基于所要成像的身体部分和诸如患者的性别和年龄的患者信息来确定在预曝光中使用的预曝光条件。

日本专利特开公开No.2008-086358的X射线成像装置具有剂量检测传感器，该剂量检测传感器独立于在主曝光中检测X射线图像的FPD在预曝光中检测X射线剂量。在预曝光中，仅仅剂量检测传感器被致动，并且X射线剂量得到检测以确定主曝光条件。在主曝光中，FPD被致动以检测X射线图像。

在日本专利特开公开No.2008-086358中，在预曝光中FPD不被致动。在预曝光期间施加的X射线剂量仅仅用于确定主曝光条件。预曝光对于确定适当的主曝光条件而言是有用的，但是引起对于患者的无用的辐射暴露，因为在预曝光期间施加的X射线剂量并不反映在X射线图像中。虽然在预曝光中施加的X射线剂量比在主曝光中施加的小得多，但是对于患者的辐射暴露应该是尽可能小的。

发明内容

本发明的一个目的是提供一种辐射成像设备及其一种操作方法，其中在用于在诊断中使用的放射线照相图像中无浪费地反映了在预曝光期间施加到患者的辐射剂量。

为了实现本发明的以上和其它目的，根据本发明的一种辐射成像设备包括FPD和控制单元。FPD具有成像区域，该成像区域具有像素的布置。每一个像素按照由每一个像素从辐射生成设备接收到的通过被摄体的辐射剂量来积聚电子电荷。控制单元控制FPD的操作，使得FPD从预曝光开始到主曝光结束连续地执行电荷积聚操作并且在主曝光结束之后执行读出操作。在电荷积聚操作中，像素积聚电子电荷。在读出操作中，从像素读出所积聚的电子电荷并且输出用于在诊断中使用的放射线照相图像。

该辐射成像设备进一步包括剂量检测传感器、AEC电路、计时器、主曝光条件确定单元，和通信单元。剂量检测传感器检测由成像区域接收到的辐射剂量。AEC电路基于剂量检测传感器的输出来判定累积剂量是否已经达到目标剂量，所述累积剂量是辐射剂量的累积值。当判定累积剂量已经达到目标剂量时，AEC电路发出照射停止信号以停止从辐射生成设备的辐射照射。计时器测量在预曝光中从辐射照射开始到发出照射停止信号的预辐照时间。主曝光条件确定单元基于预辐照时间和产生放射线照相图像所需的预定的必需剂量来确定主曝光条件。通信单元向辐射生成设备发送照射停止信号和主曝光条件。

主曝光条件确定单元优选地作为主曝光条件确定主辐照时间或者主管电流-时间乘积，所述主辐照时间是在主曝光中的辐射辐照时间，所述主管电流-时间乘积是在主曝光中的管电流和主辐照时间的乘积。为了确定主辐照时间或者主管电流-时间乘积，主曝光条件确定单元优选地将预累积剂量除以在预曝光中的预辐照时间或者管电流-时间乘积以获得每单位时间或者每单位管电流-时间乘积的累积剂量，所述预累积剂量是在预曝光中的辐射剂量的累积值，并且然后将预累积剂量从必要剂量的减去结果除以每单位时间或者每单位管电流-时间乘积的累积剂量。

该辐射成像设备可以进一步包括放大器和增益设置单元。放大器利用不同的增益放大在读出操作中从像素读出的电压信号和在预曝光中剂量检测传感器的输出这两者。增益设置单元改变放大器的增益设置。增益设置单元将被用于放大剂量检测传感器的输出的增益设置成高于将被用于放大电压信号的增益。

增益设置单元优选地具有计算预累积剂量和主累积剂量中的至少一项的功能，所述主累积剂量是在主曝光期间辐射剂量的累积值。增益设置单元优选地基于预累积剂量、主累积剂量或者在必需剂量和预累积剂量与主累积剂量的总和之间的比较结果来确定在读出操作中使用的增益。

主曝光条件确定单元可以基于在预辐照时间和预定的辐照时间阈值之间的比较结果来确定在主曝光中使用的管电压。在主曝光条件确定单元从在预曝光中使用的管电压改变在主曝光中使用的管电压的情形中，剂量检测传感器和AEC电路可以在主曝光中执行曝光控制。

该辐射成像设备可以进一步包括用于存储基于所要成像的身体部分要使用在成像区域中分布的多个剂量检测传感器中的哪一个的存储器、用于指定身体部分的输入装置，和用于按照由输入装置指定的身体部分选择一个或者多个剂量检测传感器的检测传感器选择器。

检测传感器选择器可以从多个剂量检测传感器中选择出在下述的至少一个区域中存在的剂量检测传感器：在诊断中要最为注意的区域；以及直接向其施加辐射的直接曝光区域。

像素可以包括正常像素和检测像素。正常像素按照辐射剂量产生并且积聚信号电荷并且通过开关元件向信号线输出信号电荷。检测像素用作剂量检测传感器。检测像素在没有通过开关元件的情况下地直接地连接到信号线，或者设置有独立于正常像素的开关元件驱动的另一个开关元件。

在预曝光中，检测像素优选地执行用于检测辐射剂量的剂量检测操作。在主曝光中，检测像素优选地与正常像素一起执行电荷积聚操作，并且优选地在完成电荷积聚操作之后，从正常像素和检测像素两者读出所积聚的信号电荷。

该辐射成像设备可以进一步包括校正电路，所述校正电路用于按照在从预曝光开始的正常像素的电荷积聚周期Ta和从主曝光开始的检测像素的电荷积聚周期Tb之间的比率Ta/Tb来校正检测像素的输出值。控制单元基于检测像素的、经校正的输出值和正常像素的输出值来产生放射线照相图像。

该辐射成像设备可以进一步包括：预览图像生成器，所述预览图像生成器用于基于在预曝光中剂量检测传感器的输出来产生预览图像；以及控制台，所述控制台用于从预览图像生成器接收预览图像并且显示预览图像。预览图像生成器优选地在FPD执行读出操作之前向控制台发送预览图像。预览图像生成器优选地在FPD在主曝光中执行电荷积聚操作时向控制台发送预览图像。

该辐射成像设备可以进一步包括移动检测电路。预览图像生成器可以在预曝光中基于剂量检测传感器的输出来产生预预览图像，并且在主曝光中基于剂量检测传感器的输出来产生主预览图像。移动检测电路可以将预预览图像与主预览图像比较，以检测存在不存在在预曝光和主曝光之间被摄体的身体移动。当移动检测电路检测到存在身体移动时，移动检测电路可以执行输出照射停止信号以停止从辐射生成设备的辐射照射的步骤和警告存在身体移动的步骤中的至少一个。

在通信单元发送主曝光条件之后，主曝光优选地立即开始。

通信单元可以采用无线方法。该辐射成像设备可以是具有包含在便携式壳体中的FPD的电子暗盒。

该辐射成像设备的操作方法包括以下步骤：从预曝光开始到主曝光结束连续地在像素中积聚电子电荷；在主曝光结束之后，从像素读出积聚的电子电荷：以及从积聚的电子电荷产生用于在诊断中使用的放射线照相图像。

该操作方法可以进一步包括以下步骤：在预曝光中从辐射生成设备向被摄体照射辐射；由剂量检测传感器检测由成像区域接收到的透过被摄体的辐射剂量；基于剂量检测传感器的输出来判定累积剂量是否已经达到目标剂量，所述累积剂量是辐射剂量的累积值；当判定累积剂量已经达到目标剂量时，发出照射停止信号以停止从辐射生成设备照射辐射；测量从预曝光开始到发出照射停止信号的预辐照时间；基于预辐照时间和产生放射线照相图像所需的预定的必需剂量来确定主曝光条件；以及向辐射生成设备发送主曝光条件。

根据本发明，FPD从预曝光开始到主曝光结束连续地执行电荷积聚操作。在主曝光完成之后，FPD执行从像素读出积聚的电子电荷并且输出用于在诊断中使用的放射线照相图像的读出操作。因此，在用于在诊断中使用的放射线照相图像中没有浪费地反射了在预曝光期间被施加到被摄体的辐射剂量。

附图说明

为了更加完全地理解本发明及其优点，现在与附图相结合对于随后的描述进行参考，其中：

图1是X射线成像系统的示意图；

图2是示出源控制器的结构的框图；

图3是示出在接收到的剂量和时间之间的关系的曲线图；

图4是电子暗盒的透视图；

图5是FPD的框图；

图6A是示出检测像素的分布的一个实例的解释性视图；

图6B是示出检测像素的分布的另一个实例的解释性视图；

图7是AEC电路的框图；

图8是在控制台中设立的曝光条件的表格；

图9是控制台的框图；

图10是示出控制台的功能和信息流的框图；

图11是X射线成像过程的定时图表；

图12是X射线成像过程的流程图；

图13是具有增益设置单元的信号处理电路的框图；

图14是在改变在主曝光中使用的管电压的情形中X射线成像过程的流程图；

图15是具有每一个设置有独立于正常像素的TFT驱动的TFT的检测像素的FPD的框图；

图16是在当AEC电路判定累积剂量已经达到目标剂量时的时刻检测像素开始执行电荷积聚操作的X射线成像过程的流程图；

图17是用于校正来自检测像素的输出电压信号的方法的解释性视图；

图18是具有预览图像生成器的FPD的框图；

图19是示出预览图像的一个实例的解释性视图；

图20是具有身体移动检测电路的FPD的框图；以及

图21是在身体移动检测电路检测到患者的身体移动的情形中在控制台的监视器上显示的警告窗口的解释性视图。

具体实施方式

如在图1中所示，X射线成像系统2由X射线源10、源控制器11、照射开关12、电子暗盒13、控制台14和成像支架15以及成像台16构成。X射线源10包含用于照射X射线的X射线管。源控制器11控制X射线源10的操作。照射开关12向X射线源10命令开始热机和开始X射线照射。电子暗盒13检测已经穿过患者的身体(被摄体)的X射线，并且输出X射线图像。控制台14执行电子暗盒13的操作控制和X射线图像的显示过程。成像支架15和成像台16分别地在处于站立位置和躺卧位置中的患者的X射线成像中使用。X射线源10、源控制器11和照射开关12构成X射线生成设备2a。电子暗盒13和控制台14构成X射线成像设备2b。除了以上，X射线成像系统2具有用于以所期望的定向和位置来设置X射线源10的源移位机构(未示出)，并且X射线源10能够在成像支架15和成像台16之间共享。

X射线源10具有X射线管和准直器，所述准直器用于限制从X射线管辐射的X射线的辐照场。X射线管具有阴极，所述阴极是用于照射热离子的灯丝；以及阳极(靶材)，所述阳极(靶材)用于通过从阴极照射的热离子的碰撞来辐射X射线。准直器由例如被置放在矩形的每一条边上的四个X射线屏蔽铅板构成，以便在它的中部形成X射线通过其传播的矩形辐照开口。改变铅板的位置能够使辐照开口的尺寸变化以限制辐照场。

控制台14利用有线或者无线方法而以可通信方式被连接到电子暗盒13，以响应于放射技术员通过诸如键盘的输入装置14a的输入操作而控制电子暗盒13的操作。在控制台14的监视器14b上显示来自电子暗盒13的X射线图像，并且它的数据被写入控制台14的存储装置14c和存储器76(见图9)，或者通过网络而被连接到控制台14的数据储存器，诸如图像存储服务器。

控制台14接收包括有关患者的性别和年龄、所要成像的身体部分、检查意图等的信息的检查命令的输入，并且在监视器14b上显示该检查命令。从例如HIS(医院信息系统)或者RIS(放射线照相信息系统)的管理患者数据和与放射线照相有关的检查数据的外部系统输入检查命令，或者由放射技术员以人工方式输入检查命令。检查命令包括所要成像的身体部分(被摄体)的项目，例如“头部”、“胸部”、“腹部”、“手”、“手指”等。这个项目还包括成像方向，例如“向前”、“中间”、“对角”、“PA”(从向后方向将X射线施加到被摄体)、“AP”(从向前方向将X射线施加到被摄体)等。放射技术员检查在监视器14b上的检查命令的内容，并且通过在监视器14b上显示的操作屏幕来输入与检查命令的内容相对应的曝光条件。

X射线成像系统2执行预曝光和主曝光这两者以获得用于在诊断中使用的单一X射线图像。在预曝光中，小于主曝光剂量的X射线剂量在比主曝光更短的时间段中被施加到被摄体，以便确定在主曝光中使用的曝光条件(主曝光条件)，并且更加具体地确定获得所期望的X射线图像所需的辐照时间(主辐照时间)，所述辐照时间是主曝光条件的一个项目。在主曝光中，将X射线施加在预曝光中确定的主辐照时间。

如在图2中所示，源控制器11包括高电压生成器20、控制器21和通信I/F22。高电压生成器20通过使用变压器增加(multiplying)输入电压来产生高管电压，并且通过高电压电缆向X射线源10供应高管电压。控制器21控制用于确定来自X射线源10的X射线的能谱的管电压、用于确定每单位时间X射线辐照数量的管电流，和X射线辐照时间。通信I/F22协调必要信息和信号向控制台14的传输和从控制台14的接收。

照射开关12、存储器23和触摸面板24被连接到控制器21。照射开关12是由放射技术员在预曝光开始时操作的两级压力开关。在将照射开关12按下一半时，发出热机开始信号以开始对于X射线源10热机。在完全按下照射开关12时，发出照射开始信号以开始从X射线源10照射X射线。通过信号缆线将这些信号输入到控制器21。

在确定主辐照时间之后立即自动开始主曝光。如果在主曝光期间释放了完全按下的照射开关12，则紧急地停止X射线照射。

存储器23预先存储几种类型的曝光条件，每一个曝光条件包括管电压、管电流、辐照时间等。放射技术员通过触摸面板24以人工方式选择曝光条件之一。管电压和管电流在预曝光和主曝光这两者中采取相同的值。在预曝光条件中设置的辐照时间采取它的最大值，以便防止X射线照射在电子暗盒13的AEC电路60(见图5)命令停止X射线照射之前停止并且在预曝光期间施加的累积剂量变得不足的情况。另一方面，主辐照时间采取基于预曝光确定的值。控制器21具有停止计时器25，停止计时器25用于在当测量时间变成设置的辐照时间时的时刻停止X射线照射。

在预曝光中，源控制器11基于包括管电压、管电流和辐照时间(最大值)的、设置的曝光条件(预曝光条件)来控制X射线照射。当AEC电路60判定累积剂量已经达到目标剂量时，即便逝去的辐照时间尚未达到在预曝光条件中设置的辐照时间，AEC电路60也停止X射线照射，所述累积剂量是接收到的X射线剂量的累积值。在预曝光条件中设置的辐照时间的最大值优选地根据身体部分的不同而不同。

在基于来自检测像素41b的输出通过AEC电路60调节X射线照射的停止定时的情形中，照射信号I/F 26利用或者不利用缆线地被连接到电子暗盒13(见图5)。在此情形中，响应于在将照射开关12按下一半时发出的、来自照射开关12的热机开始信号，控制器21开始对于X射线源10热机。然后，控制器21通过照射信号I/F 26向电子暗盒13发送照射开始请求信号以询问是否能够开始X射线照射。

响应于照射开始请求信号，电子暗盒13检查电子暗盒13自身是否准备好成像。如果电子暗盒13做好准备，则电子暗盒13发出照射许可信号。在控制器21已经在照射信号I/F 26处接收到来自照射开关12的照射开始信号和照射许可信号的情形中，控制器21使得高电压生成器20开始向X射线源10供应电力以在预曝光条件下开始X射线照射。此外，一旦在预曝光中照射信号I/F 26接收到从电子暗盒13发出的照射停止信号，或者一旦在主曝光中由停止计时器25测量的、逝去的辐照时间已经达到主辐照时间，控制器21便停止从高电压生成器20向X射线源10供应电力以停止X射线照射。

在预曝光中设置的目标剂量比在主曝光中要施加的主X射线剂量小得多。因此，在预曝光中，虽然在源控制器11中设置的辐照时间采取它的最大值，但是实际上X射线照射在逝去的辐照时间变成最大值之前中断。在最大辐照时间逝去之前，AEC电路60停止X射线照射。例如，在利用相同管电压和相同管电流照射X射线的情形中，如果患者的身体厚度是相对大的，则每单位时间由FPD 3(见图4和5)的成像区域40(见图5)通过被摄体接收到的X射线剂量变小。因此，如通过实线在图3中所示，用于实现必要累积剂量的辐照时间T1变长。另一方面，如果患者身体的厚度是相对小的，如由虚线示出地，则辐照时间T2变短。类似地，如果体内组织的密度是相对高的，则由于低X射线透射性，辐照时间变长。如果体内组织的密度是相对低的，则辐照时间变短。在任何情形中，AEC电路60都控制辐照时间以便使得累积剂量(梯形区域的大小)等于目标剂量。

在图4中，电子暗盒13由FPD 30和包含FPD 30的便携式平坦暗盒形壳体31构成。该壳体例如由传导树脂制成。壳体31具有在它的前表面31a中形成的矩形开口，并且透明板32作为顶板被装配到该开口中。透明板32由具有轻的重量、高刚度和高X射线透射性的碳材料制成。壳体31用作防止电磁噪声进入电子暗盒13中和从电子暗盒13辐射电磁噪声的电磁屏蔽。除了FPD 30，壳体31包含用于向电子暗盒13的每一个部分供应具有预定电压的电力的电池(二次电池)，和用于向控制台14以无线方式发送例如X射线图像数据的数据的天线。

如关于胶卷暗盒和IP暗盒，壳体31在尺寸和形状方面与ISO4090：2001相兼容。因此，电子暗盒13能够以可拆离方式被安装在成像支架15的保持器15a(见图1)或者成像台16的保持器16a(见图1)上，以便被保持在使得壳体31的前表面31a面对X射线源10这样的位置中。源移位机构按照要使用成像支架15和成像台16中的哪一个来移位X射线源10。另外，能够在患者身体下面被置于床上或者由患者自己抓持的/状态中从成像支架15或者成像台16分开地使用电子暗盒13。电子暗盒13具有与胶卷暗盒和IP暗盒几乎相同的尺寸，并且因此能够被安装在能够与胶卷暗盒和IP暗盒共享的现有成像支架或者成像台上。

如在图5中所示，FPD 30具有TFT有源矩阵基板和在这个基板中形成的成像区域40。在成像区域40中，每一个按照接收到的X射线剂量来积聚电子电荷的多个像素41以预定间隔被布置成带有“n”行(X方向)和“m”列(Y方向)的矩阵。注意，“n”和“m”是2或者更大的整数。

FPD 30是具有用于将X射线转换成可见光的闪烁器(荧光体，未示出)的间接转换类型。像素41执行由闪烁器产生的可见光的光电转换。闪烁器由CsI：Tl(铊活化碘化铯)、GOS(Gd₂O₂S：Tb，铽活化硫氧化钆)等制成。闪烁器与具有像素41的整个成像区域40相对。闪烁器和TFT有源矩阵基板可以采用PSS(穿透侧采样)方法或者ISS(辐照侧采样)方法。闪烁器和TFT有源矩阵基板在PSS方法中从X射线入射侧按照这个次序被置放，而在ISS方法中按照相反的次序被置放。注意，可以替代地使用直接转换类型FPD，该直接转换类型FPD具有用于直接地将X射线转换成电子电荷的转换层(无定形硒等)。

如广泛已知地，像素41由通过可见光的进入而产生电子电荷(电子和空穴孔对)的光电转换元件42、用于积聚由光电转换元件42产生的电子电荷的电容器(现在示出)和TFT 43构成，所述TFT 43是开关元件。

光电转换元件42由用于产生电子电荷的(例如，PIN型)半导体层和被置放在半导体层的顶部和底部上的上电极和下电极构成。光电转换元件42的下电极被连接到TFT 43。光电转换元件42的上电极被连接到偏压线。偏压线的数目与像素41的行数(“n”行)相一致。所有的“n”条偏压线通过总线而被连接到偏压电源。偏压电源通过总线和偏压线向光电转换元件42的上电极施加偏置电压。因为施加偏置电压在半导体层中产生电场，所以通过光电转换在半导体层中产生的电子电荷(电子和空穴对)被吸引到上电极和下电极，所述上电极和下电极中的一个具有正极性并且另一个具有负极性。由此，电子电荷在电容器中积聚。

TFT 43的栅电极被连接到扫描线44。TFT 43的源电极被连接到信号线45。TFT 43的漏电极被连接到光电转换元件42。扫描线44和信号线45被路由到栅格中。扫描线44的数目与像素41的行数“n”相一致，并且同一行的像素41被连接到公共扫描线44。信号线45的数目与像素41的列数“m”相一致，并且同一列的像素41被连接到公共信号线45。所有的扫描线44被连接到栅极驱动器46，并且所有的信号线45被连接到信号处理电路47。

栅极驱动器46在控制电路48的控制下驱动TFT 43，所以FPD 30执行像素41按照接收到的X射线剂量来积聚信号电荷的电荷积聚操作、从像素41读出积聚的信号电荷的读出操作、和重置操作。在电荷积聚操作中，在关断每一个TFT 43时，每一个像素41积聚信号电荷。在读出操作中，栅极驱动器46以预定间隔依次发出栅极脉冲G1到Gn，每一个栅极脉冲一次驱动同一行的TFT 43。由此，扫描线44被一条接一条地激活，并且连接到被激活的扫描线44的TFT 43被一行接一行地接通。在接通TFT 43时，在像素41的电容器中积聚的信号电荷被读出到信号线45，并且被输入到信号处理电路47。

与X射线的进入存在或不存在无关地，在光电转换元件42的半导体层中发生暗电荷。由于施加偏置电压，所以暗电荷在像素41的电容器中积聚。在像素41中发生的暗电荷变成图像数据的噪声，并且因此以预定间隔反复地在X射线照射之前执行重置操作以消除暗电荷。重置操作是在像素41中积聚的暗电荷通过信号线45排放的操作。

重置操作例如采用序列重置方法，其中在逐行的基础上重置像素41。在序列重置方法中，如在信号电荷的读出操作的情形中，栅极驱动器46以预定间隔向扫描线44依次发出栅极脉冲G1到Gn，以在逐行的基础上接通TFT 43。

代替序列重置方法，可以使用并行重置方法或者全部像素重置方法。在并行重置方法中，多行像素被分组到一起，并且在每一组中执行序列重置以便同时地从该多个组的行排放暗电荷。在全部像素重置方法中，栅极脉冲被输入到每一行以同时地从每一个像素排放暗电荷。使用并行重置方法和全部像素重置方法能够减少重置操作所需的时间。

信号处理电路47设置有集成放大器49、CDS电路(CDS)50、复用器(MUX)51、A/D转换器(A/D)52等。一个集成放大器49被连接到每一条信号线45。集成放大器49包括操作放大器49a和在操作放大器49a的输入端子和输出端子之间连接的电容器49b。信号线45被连接到操作放大器49a的两个输入端子之一。操作放大器49a的另一个输入端子被连接到接地(GND)。重置开关49c被并联地连接到电容器49b。每一个累积放大器49通过累积将从信号线45输入的电子电荷转换成每一个模拟电压信号V1到Vm。每一个操作放大器49a的输出端子通过另一个放大器53和CDS 50而被连接到MUX 51。MUX 51的输出被连接到A/D 52。

具有样本保持电路的CDS 50向来自累积放大器49的输出电压信号应用相关双采样以消除噪声，并且在它的样本保持电路中在预定周期中保持来自累积放大器49的输出电压信号。MUX 51基于来自移位寄存器(未示出)的操作控制信号通过电子开关依次选择被相互并联连接的CDS 50之一，所以从CDS 50输出的电压信号V1到Vm被逐次地输入到A/D 52。进一步地，可以在MUX 51和A/D 52之间连接另一个放大器。

A/D 52将一行的、输入模拟电压信号V1到Vm转换成数字值，并且将数字值输出到在电子暗盒13中包含的存储器54。存储器54作为X射线图像的一行的图像数据与各个像素41的坐标相关联地存储一行的数字值。由此，完成了一行的读出操作。

在MUX 51从累积放大器49读出一行的电压信号V1到Vm之后，控制电路48向累积放大器49输出重置脉冲RST，所以接通了每一个重置开关49c。由此，在电容器49b中积聚的一行的信号电荷被排放和重置。在累积放大器49重置之后，重置开关49c被再次关断。在从重置开关49c关断逝去预定时间之后，CDS 50的样本保持电路之一被保持以采样累积放大器49的kTC噪声分量。在这之后，从栅极驱动器46输出下一行的栅极脉冲，以开始从下一行的像素41读出信号电荷。在从栅极脉冲输出逝去预定时间之后，来自下一行的像素41的信号电荷被每一个CDS 50的另一个样本保持电路保持。通过重复以上操作，从每一行的像素41读出了信号电荷。

在完成从每一行的读出之后，代表单一帧的X射线图像的图像数据被存储在存储器54中。从存储器54读出这个图像数据，并且这个图像数据在控制电路48中经历各种类型的图像处理。然后，通过通信I/F55向控制台14输出图像数据。由此，被摄体的X射线图像得以检测。

在重置操作中，在接通TFT 43时，来自像素41的暗电荷通过信号线45流入累积放大器49的电容器49b中。与读出操作相反，MUX 51并不读出在电容器49b中积聚的电子电荷。与发出栅极脉冲G1到Gn中的每一个同步地，控制电路48输出重置脉冲RST。由此，接通重置开关49c，并且排放在电容器49b中积聚的电子电荷以重置累积放大器49。

控制电路48具有用于对在存储器54中存储的X射线图像数据应用各种类型的图像处理，诸如偏移校正、敏感性校正和缺陷校正的电路(未示出)。偏移校正电路在逐个像素的基础上从X射线图像减去在未利用X射线辐照的情况下由FPD 30获得的偏移校正图像，以便移除由信号处理电路47的个体差异和成像环境引起的固定图案噪声。还被称为增益校正电路的敏感性校正电路校正像素41的光电转换元件42的敏感性的变化、信号处理电路47的输出性质的变化等。缺陷校正电路基于在装运或者定期检查中产生的缺陷像素的信息使用围绕缺陷像素的正常像素的像素值来执行缺陷像素的像素值的线性插值。缺陷校正电路还对于用于AEC的检测像素41b的像素值进行插值。控制台14可以具有如上所述的各种图像处理电路，并且执行各种类型的图像处理。

像素41包括正常像素41a和检测像素41b。如传统的，在产生X射线图像时使用正常像素41a。另一方面，检测像素41b用作检测由成像区域40接收到的X射线剂量的剂量检测传感器，并且在AEC中使用。如区别于正常像素41a地，检测像素41b在图5中带有阴影。

在正常像素41a和检测像素41b之间，光电转换元件42的基本结构等是完全相同的。因此，正常像素41a和检测像素41b通过几乎相同的制造过程形成。在正常像素41a和检测像素41b之间的差异在于，检测像素41b不通过TFT 43地被直接地连接到信号线45。因此，在检测像素41b中产生的电子电荷被立即读出到信号线45。即使布置在与检测像素41b相同的行中的正常像素41a具有正被关断的TFT 43并且处于电荷积聚操作中，检测像素41b也继续输出电子电荷。因此，与TFT 43的状态无关地，在检测像素41b的光电转换元件42中产生的电子电荷总是通过信号线45流入累积放大器49的电容器49b中。在正常像素41a的电荷积聚操作期间，由检测像素41b产生并且在电容器49中积聚的电子电荷被输出到A/D 52，并且被A/D 52转换成数字电压信号(在下文中称为剂量检测信号)。

如在图6A中所示，检测像素41b被沿着关于如由虚线示出的成像区域40的中心对称的锯齿形线置放，以便在成像区域40中几乎均匀地分布。优选的是，检测像素41b的数目在全部像素41的数目的近似0.01%的量级上。例如，每隔一到两条信号线45地置放一个检测像素41b，并且不在单一信号线45中置放两个或者更多检测像素41b。检测像素41b的位置在制造FPD 30时是已知的，并且FPD 30具有预先存储每一个检测像素41b的位置(坐标)的非易失存储器(未示出)。注意，检测像素41b的置放能够适当地改变。与这个实施例相反，检测像素41b可以以集中的方式被置放。例如，在用于拍摄乳房的放射线照相的乳房X线照相装置中，如在图6B中所示，检测像素41b优选地在胸壁侧上集中。

预曝光和主曝光被逐次地执行。为了在主曝光完成之后读出的X射线图像中反映在预曝光期间施加的X射线剂量，FPD 30与预曝光的开始同步地开始正常像素41a的电荷积聚操作，并且继续电荷积聚操作直至主曝光完成。另一方面，在预曝光中，FPD 30在使用检测像素41b的情况下对于AEC执行剂量检测操作。换言之，FPD 30在预曝光期间同时地执行电荷积聚操作和剂量检测操作这两者。

在预曝光中执行的剂量检测操作中，与TFT 43的状态无关地，在检测像素41b的光电转换元件42中产生的电子电荷通过信号线45流入累积放大器49的电容器49b中。在累积放大器49中积聚的电子电荷被输出到A/D 52，并且被A/D 52转换成剂量检测信号。剂量检测信号被输出到存储器54。

在几条信号线45中设置了一个检测像素41b。如在图6A中所示，检测像素41b的Y方向位置根据信号线45的不同而不同。控制电路48预先存储每一个检测像素41b的坐标信息，也就是说，具有检测像素41b的信号线45的列数和代表检测像素41b的Y方向位置的行数。存储器54与各个检测像素41b的坐标信息相关联地存储检测像素41b的剂量检测信号。控制电路48以预定采样速率重复这个剂量检测操作几次。

AEC电路60由控制电路48控制。AEC电路60从存储器54读出在预曝光中以预定采样速率反复地获得几次的剂量检测信号，并且基于读取的剂量检测信号来执行AEC。

AEC电路60从坐标到坐标地对于该多次剂量检测操作相继地累加从存储器54读出的剂量检测信号，以测量由成像区域40接收到的累积剂量。更加具体地，如在图7中所示，AEC电路60包括检测像素选择器70、积分器71、比较器72和阈值生成器73。检测像素选择器70基于来自控制台14的辐照区域的信息在成像区域40中分布的该多个检测像素41b中选择出要使用哪一个检测像素41b。积分器71计算由检测像素选择器70选择的一个或者多个检测像素41b中的每一个的剂量检测信号的累积值。然后，积分器71通过将累积值的总和除以选择的检测像素41b的数目来计算平均值(由辐照区域接收的X射线剂量的累积值的平均值)。比较器72在适当的时间比较该平均值与由阈值生成器73提供的照射停止阈值(目标剂量)。当判定X射线剂量的累积值的平均值超过照射停止阈值并且累积剂量已经达到目标剂量时，比较器72发出照射停止信号。

存在确定辐照区域的几种方式。例如，成像区域40预先被同等地划分成具有预定尺寸的部分，并且在逐个部分的基础上获得累积剂量。在这些部分中，可以作为辐照区域分配被施加有最小累积剂量的部分。在另一种情形中，可以作为辐照区域分配由放射技术员指定的任意部分。作为由辐照区域接收到的累积剂量计算的值并不一定是平均值，而是可以是在辐照区域内的检测像素41b的剂量检测信号的累积值的最大值、众数(mode)值或者总和值。

来自AEC电路60的比较器72的照射停止信号通过控制电路48被输出到照射信号I/F 61(见图5)。照射信号I/F 61向以有线或者无线方式连接的源控制器11的照射信号I/F 26发送照射停止信号。注意，如果由于在患者的身体中嵌入的植入物而造成在预曝光期间检测像素41b的输出是显然地低的，则AEC电路60可以判定异常并且输出照射停止信号以中断X射线照射。

在主曝光中，如在以后描述地，源控制器11的停止计时器25测量逝去的辐照时间，并且一旦在主曝光条件中设置的主辐照时间已经逝去便停止X射线照射。在FPD 30中，在X射线照射停止之后继续电荷积聚操作增加了由被添加到图像数据的暗电荷引起的噪声。因此，为了减小噪声，FPD 30优选地检测X射线照射的停止并且尽可能快速地转变到读出操作。因此，在该实施例中AEC电路60被用于在主曝光中检测X射线照射的停止。在此情形中，检测像素选择器70选择在X射线不通过患者的身体而直接地施加于此的、成像区域40的直接曝光区域内的一个或者多个检测像素41b。积分器71并不累积剂量检测信号，并且向比较器72原样地输出从检测像素选择器70输入的剂量检测信号。比较器72比较剂量检测信号与预定照射完成阈值。当剂量检测信号降低到照射完成阈值时，判定X射线照射完成。

代替具有检测X射线照射完成的功能的AEC电路60，FPD 30可以从源控制器11接收指示X射线照射完成的照射完成信号。作为替代的方式，如果被添加到图像数据的噪声是在容许范围内的，则可以在FPD 30的电荷积聚操作开始之前在控制电路48上设置主辐照时间，并且FPD 30可以在主辐照时间逝去之后转变到读出操作。

控制电路48具有计时器62。计时器62测量在预曝光中在从照射信号I/F 61传输照射许可信号和从照射信号I/F61传输照射停止信号之间的时间，换言之，在预曝光中的实际辐照时间(预辐照时间)。预辐照时间通过通信I/F 55而被发送到控制台14的暗盒控制器88(见图10)。在发送照射停止信号的时刻剂量检测信号的累积值，换言之，在预曝光期间施加的实际累积剂量(初步累积剂量)也被发送到暗盒控制器88。代替以上地，源控制器11可以测量预辐照时间，并且通过通信I/F 22向暗盒控制器88发送测量的预辐照时间。

如在图8中所示，控制台14存储为每一个身体部分设置的曝光条件。每一个曝光条件包括管电压(单位为kV)、管电流(单位为mA)、被用于选择检测像素41b的辐照区域、用于判定在预曝光期间停止X射线照射的照射停止阈值、包括预曝光和主曝光的单一放射线照相成像所需的必要剂量等。必要剂量采取使得所获得的X射线图像具有对于诊断而言充分的高图像质量的这种值。有关曝光条件的信息被存储在存储装置14c中。与由输入装置14a指定的身体部分相对应的曝光条件从存储装置14c被读出，并且通过通信I/F 55而被提供给电子暗盒13。放射技术员参考控制台14的曝光条件以人工方式设置源控制器11的曝光条件。

辐照区域是在每一个身体部分中规定的、在诊断中将最为注意的区域，和稳定地从其获得剂量检测信号的区域。在被成像身体部分是胸部的情形中，例如，在图6A中，被虚线包围的区域“A”和“B”即肺野区域被分配为辐照区域。每一个辐照区域由X和Y坐标代表。在矩形辐照区域的情形中，如对于这个实施例而言，存储了由对角线连接的两个点的X和Y坐标。X和Y坐标对应于在成像区域40中的像素41(包括检测像素41b)的位置。X轴线在平行于扫描线44的方向上延伸，并且Y轴线在平行于信号线45的方向上延伸。最左上像素的坐标被分配为原点(0，0)。

如果被添加到剂量检测信号的噪声导致低S/N比，则基于低S/N比确定的主辐照时间的可靠性降低。为了确保可靠性，在预曝光中的目标剂量优选地被设置为是高的。另一方面，目标剂量必须是尽可能低的以便减少对于患者的辐射暴露。因此，目标剂量，即照射停止阈值被设置为最小值，只要在不受被添加到剂量检测信号的各种类型的噪声影响时可靠地确定了主辐照时间。

如在图9中所示，控制台14由具有输入装置14a、监视器14b、存储装置14c、CPU 75、存储器76和通信I/F 77的计算机构成。这些组件经由数据总线78相互连接。

存储装置14c例如是硬盘驱动器(HDD)。存储装置14c存储控制程序和应用程序79。运行应用程序79使得控制台14执行与放射线照相有关的各种功能，诸如检查命令和X射线图像的显示处理、X射线图像的图像处理，和曝光条件的设立。

存储器76是当CPU 75运行时使用的工作存储器。CPU 75将在存储装置14c上存储的控制程序加载到存储器76中，并且运行用于计算机的集中化控制的程序。通信I/F 77用作用于从/向诸如RIS、HIS、图像服务器、源控制器11和电子暗盒13的外部装置执行无线或者有线传输控制的网络接口。

如在图10中所示，通过运行应用程序79，控制台14的CPU 75用作存储和检索处理单元85、输入/输出控制器86，和主控制器87。存储和检索处理单元85将各种类型的数据存储到存储装置14c，并且从存储装置14c检索数据。输入/输出控制器86响应于在输入装置14a上的操作从存储装置14c读出绘图数据，并且基于读出的绘图数据向监视器14b输出各种GUI操作屏幕。输入/输出控制器86通过操作屏幕从输入装置14a接收操作命令的输入。主控制器87执行控制台14的集中化控制，所述主控制器87包括用于控制电子暗盒13的操作的暗盒控制器88和用于确定主曝光条件的主曝光条件确定单元89。可以由硬件而不是软件来体现上述功能。

暗盒控制器88从存储和检索处理单元85接收与由输入装置14a指定的身体部分相对应的曝光条件的信息，并且通过通信I/F 77向电子暗盒13提供该信息。暗盒控制器88通过通信I/F 77从电子暗盒13接收预辐照时间和与剂量检测信号的累积值相对应的预累积剂量。

主曝光条件确定单元89从存储和检索处理单元85接收与设置的曝光条件相对应的必要剂量的信息。主曝光条件确定单元89从暗盒控制器88获得预辐照时间和预累积剂量。

主曝光条件确定单元89基于必要剂量、预辐照时间和预累积剂量来确定主辐照时间，所述主辐照时间是主曝光条件的一个项目。更加具体地，预累积剂量被除以预辐照时间，以获得在预曝光中每单位时间接收到的X射线剂量。因为在预曝光中预累积剂量已经被施加到身体部分，所以从必要剂量减去预累积剂量。然后，这个相减结果除以每单位时间接收到的X射线剂量以获得主辐照时间。主曝光条件确定单元89通过通信I/F 77向源控制器11发送所确定的主辐照时间的信息。此时，可以发送主辐照时间自身，或者可以发送主辐照时间除以预辐照时间(主辐照时间与预辐照时间的比率)的值。

作为主曝光条件的另一个项目，可以确定在主曝光中的管电流-时间乘积(主管电流-时间乘积)而不是主辐照时间。在此情形中，如在确定主辐照时间的情形中，在预曝光中预累积剂量被除以管电流-时间乘积以获得在预曝光中每单位管电流-时间乘积接收到的X射线剂量。然后，从必要剂量减去预累积剂量，并且这个相减结果被除以每单位管电流-时间乘积接收到的X射线剂量，以获得主管电流-时间乘积。主管电流-时间乘积的信息被发送到源控制器11。在此情形中，可以发送主管电流-时间乘积自身或者主管电流-时间乘积与预曝光的管电流-时间乘积的比率。

下面，将参考图11的定时图表和图12的流程图描述X射线成像系统2的操作。

在利用X射线成像系统2执行放射线照相成像时，首先，在患者站立于在成像支架15前面的预定位置中或者在成像台16上躺卧时，电子暗盒13的高度和水平位置相对于所要成像的身体部分的位置得到调节。X射线源10的高度和水平位置和辐照场的尺寸按照电子暗盒13的位置和身体部分的尺寸得到调节。在这之后，在源控制器11和控制台14上设置曝光条件。在控制台14上设置的曝光条件被提供给电子暗盒13。

在对放射线照相成像的准备完成之后，放射技术员将照射开关12按下一半。因此，热机开始信号被发送到源控制器11的控制器21(在图11和12中的S10)。控制器21开始对于X射线源10热机。照射开始请求信号从源控制器11的照射信号I/F 26被发送到电子暗盒13的照射信号I/F 61(S11)。在将照射开关12按下一半之后，当热机所需的时间已经逝去时，放射技术员完全地按下照射开关12。由此，向控制器21发出照射开始信号(S12)。

在待用模式中，控制电路48使得FPD 30重复重置操作。照射信号I/F 61等待来自照射信号I/F 26的照射开始请求信号。当在将照射开关12按下一半时照射信号I/F 61从照射信号I/F 26接收照射开始请求信号时，检查电子暗盒13的状态。在这之后，当从照射信号I/F 26发出照射开始信号时在完全按下照射开关12和状态检查完成时，从照射信号I/F 61向照射信号I/F 26发出照射许可信号。FPD 30结束重置操作并且开始电荷积聚操作和剂量检测操作，换言之，从待用模式转变到曝光模式。计时器62开始测量预辐照时间(S13)。

在照射信号I/F 26接收照射许可信号时，控制器21使得高电压生成器20开始向X射线源10供应电力以执行预曝光。由此，预曝光开始(S14)。

在剂量检测操作中，在检测像素41b中产生的电子电荷被以预定采样速率多次读出，并且被A/D 52转换成剂量检测信号。剂量检测信号被发送到AEC电路60。在AEC电路60中，检测像素选择器70基于由控制台14提供的辐照区域的信息在从A/D 52输入的全部检测像素41b的剂量检测信号中选择出在辐照区域内存在的检测像素41b的一个或者多个剂量检测信号。积分器71计算选择的剂量检测信号的累积值(平均值)(S15)。然后，比较器72将累积值与照射停止阈值相比较(S16)。

当累积值已经达到照射停止阈值时(在S17中“是”)，AEC电路60判定预累积剂量已经变成目标剂量，并且发出照射停止信号。照射停止信号从照射信号I/F 61被发送到照射信号I/F 26。同时，计时器62停止测量预辐照时间(S18)。在接收照射停止信号时，源控制器11停止从X射线源10的X射线照射(S19)。FPD 30继续电荷积聚操作。

在传输照射停止信号之后，电子暗盒13向控制台14的暗盒控制器88发送预辐照时间和预累积剂量(S20)。主曝光条件确定单元89基于从存储和检索处理单元85接收到的必要剂量、预辐照时间、和预累积剂量来确定主辐照时间。所确定的主辐照时间的信息从控制台14的通信I/F 77被发送到源控制器11的通信I/F 22(S21)。

在接收所确定的主辐照时间的信息时，控制器21立即将停止计时器25设置为主辐照时间的值，并且开始从高电压生成器20向X射线源10供应电力。由此，主曝光开始(S22)。然后，在当实际辐照时间已经变成主辐照时间时的时刻(在S23中“是”)，X射线照射停止(S24)。

FPD 30贯穿预曝光和主曝光继续电荷积聚操作。AEC电路60检测在主曝光中X射线照射的完成。如果AEC电路60检测到在主曝光中X射线照射的完成，则FPD 30从电荷积聚操作转变到读出操作(S24)。因此，代表单一帧的X射线图像的图像数据被输出到存储器54。在读出操作之后，FPD 30返回待用模式并且重复重置操作。

控制电路48向在向存储器54的读出操作中输出的X射线图像应用各种类型的图像处理。在图像处理之后的X射线图像以有线或者无线方式通过通信I/F 55被发送到控制台14，并且被显示在监视器14b上以在诊断中使用(S25)。由此，完成了单一放射线照相成像。

如上所述，在预曝光中不执行任何读出操作，并且从预曝光开始到主曝光结束继续电荷积聚操作。仅仅基于检测像素41b的剂量检测信号来确定主辐照时间而不输出任何图像，所以可以有效地使用在预曝光期间施加的X射线剂量。结果，可以比以前减少对于患者的辐射暴露。

在用于在诊断中使用的X射线图像中反映预累积剂量的情形中，如上所述，在预曝光和主曝光之间的身体移动可能地降低X射线图像的图像质量。然而，根据本发明，在由主曝光条件确定单元89确定的、从控制台14发送到源控制器11的主辐照时间之后立即开始主曝光。因此，可以减小身体移动对于X射线图像的不利效果。

预曝光继续直至预累积剂量已经达到目标剂量，并且基于必要剂量和预累积剂量以及在预曝光期间检测到的预辐照时间来确定主辐照时间，所述主辐照时间是主曝光条件的一个项目。因此，能够总是带有适当曝光条件地执行主曝光，而与患者体格的个体差异、体内组织的密度等无关。

因为仅仅在预曝光中执行AEC，所以无任何由照射停止信号的延迟引起的问题，也就是说，无任何过度辐照时间问题在主曝光中发生。这防止了由于过度辐射密度和对于患者的不必要的辐射暴露引起X射线图像的图像质量降低。特别地在以无线方式发送和接收照射停止信号的情形中，照射停止信号的延迟可能变成严重问题。取决于无线电状态，照射停止信号的传输和接收可能失败并且X射线照射的停止可能显著地延迟。然而，根据本发明，不存在这种担心，因为在主曝光中不执行AEC。在该实施例中，在预曝光中执行AEC，所以照射停止信号的延迟当然能够在预曝光中发生。然而，因为在预曝光中目标剂量被设置为是低的，所以如与在主曝光中执行AEC的情形相比较，在预曝光中发生的照射停止信号的延迟较不影响X射线图像和患者。

优选的是在预曝光中比在读出操作中更高地设置放大器的增益。在此情形中，如在图13中所示地使用增益可调节放大器100。这个放大器100通过向输入侧反馈操作放大器的输出而放大输入电压。能够通过改变在被连接到操作放大器的输入端子的输入电阻(未示出)和在操作放大器的输入和输出端子之间连接的反馈电阻(未示出)之间的电阻值的比率来调节放大器100的增益。为了改变放大器100的增益设置，增益设置单元101使用增益控制信号GN来改变在每一个放大器100中输入电阻的电阻值和反馈电阻的电阻值。

因为在比在主曝光期间电荷积聚操作的短得多的时期中在预曝光期间采样剂量检测信号，所以剂量检测信号比在读出操作中读出的信号小得多。然而，放大器100的增益被设置为在预曝光中比在读出操作中更高以将剂量检测信号放大为更大的值，所以改善了输入到AEC电路60的剂量检测信号的S/N比。因此，AEC电路60具有改进的曝光控制准确度。

可以基于剂量检测信号来改变在读出操作期间放大器的增益。在此情形中，增益设置单元101的结构和操作几乎与AEC电路60的结构和操作相同。增益设置单元101与FPD的电荷积聚操作的开始同步地开始剂量检测操作。然而，在即使在AEC电路60在预曝光中停止X射线照射(预照射)之后也继续剂量检测操作，并且在当AEC电路60使用它的照射完成检测功能在主曝光中检测到X射线照射(主照射)结束时的时刻结束剂量检测操作方面，增益设置单元101不同于AEC电路60。

增益设置单元101从预照射开始到主照射结束累积在辐照区域内存在的检测像素41b的剂量检测信号。这个累积值对应于在预曝光和主曝光期间施加的总累积剂量，并且几乎等于要从在辐照区域内存在的正常像素41a输出的电压信号V。因此，通过基于这个累积值在读出操作期间对于放大器100的增益进行细调，可以总是与总累积剂量的变化无关地获得具有高图像质量的X射线图像。

增益设置单元101将以上累积值与必要剂量相比较。当累积值比必要剂量大得多时，增益设置单元101发出增益控制信号GN以降低放大器100的增益。另一方面，当由辐照区域接收到的X射线剂量是低的并且累积值是必要剂量或者更少时，发出命令增加放大器100的增益的增益控制信号GN。此时，增益得以确定使得从在辐照区域内存在的正常像素41a输出的电压信号的最大值和最小值落入A/D转换器的范围内。在增益设置之后，FPD 30转变到读出操作。

当曝光条件指定低X射线剂量时，关于A/D转换器的范围，在电压信号V的最大值和最小值之间的宽度是窄的，并且因此所获得的X射线图像由于显著的噪声而变得不清楚。然而，增加放大器100的增益使得可以获得不带显著噪声的、具有高图像质量的X射线图像。因此，减小了必要剂量，并且结果能够减少对于患者的辐射暴露。

增益设置单元101从预照射开始直至主照射结束执行剂量检测操作，并且基于与在预照射和主照射期间的总累积剂量相对应的剂量检测信号的累积值在读出操作期间切换放大器的增益。然而，可以仅仅在预曝光中执行剂量检测操作。可以基于预累积剂量和主辐照时间或者主管电流-时间乘积来调节放大器的增益。

在此情形中，实际上在预曝光期间施加的预累积剂量是作为测量值的累积值，而实际上在主曝光期间施加的主累积剂量是从主辐照时间或者主管电流-时间乘积计算的预测值。作为用于从主辐照时间或者主管电流-时间乘积预测主累积剂量的方法，用于使用辐照时间或者管电流-时间乘积作为参数来计算累积剂量的表达式或者数据表格被预先存储在控制台14的存储装置14c中并且被使用。主累积剂量的计算预测值和预累积剂量的测量值的总和对应于在预曝光和主曝光期间接收到的总累积剂量。此后的处理与上述的相同。

在预曝光中比在读出操作中更高地设置放大器的增益并且基于剂量检测信号来改变在读出操作期间放大器的增益的情形中，在预曝光中的剂量检测操作和主曝光中的剂量检测操作之间，放大器100的增益是不同的。因此，由增益设置单元101计算的剂量检测信号的累积值并不精确地代表在预曝光和主曝光期间接收到的总累积剂量。在这种情形中，在预曝光中获得的剂量检测信号优选地被校正以便等于乘以在主曝光中设置的增益的值。累积放大器可以是增益可调节类型的，并且执行增益调节。

在以上实施例中，管电压在预曝光和主曝光之间采取相同的值以施加辐射质量没有改变的X射线。然而，在预曝光由于被摄体的低X射线透射性而占据大量时间的情形中，在主曝光期间的管电压可以被改变以便改进X射线的辐射质量(增加X射线能量)以缩短主辐照时间。辐射质量越高，穿过被摄体的X射线越多。因此，由FPD 30接收到的X射线剂量增加，并且因此辐照时间缩短。长的辐照时间趋向于由于身体移动而引起X射线图像的图像质量降低，所以考虑到身体移动的效果，短辐照时间是优选的。

更加具体地，如在图14中所示，主曝光条件确定单元89将预辐照时间与预定的辐照时间阈值相比较(S30)。当预辐照时间大于辐照时间阈值(在S31中“是”)时，在主曝光中的管电压(主管电压)被改变为比在预曝光中的(预管电压)更高的值。主管电压的信息通过通信I/F 77发送到通信I/F 22(S32)。辐照时间阈值被确定成使得当预辐照时间是辐照时间阈值或者更大时，主辐照时间超过允许身体移动的效果的极限。取决于所要成像的身体部分、患者的性别和年龄等的多个辐照时间阈值被预先存储在存储装置14c中。辐照时间阈值按照身体部分而改变，因为胸部由于心跳和呼吸而通常广泛地移动，而手或者手指几乎不移动。辐照时间阈值按照患者的年龄而改变，因为如与成人相比较，儿童通常不能长时间地保持静止。

在通过通信I/F 22接收被主曝光条件确定单元89改变的主管电压的信息时，控制器21改变高电压生成器20的设置。控制器21开始从高电压生成器20向X射线源10供应电力以开始主照射(S33)。

在改变管电压的情形中，与以上实施例相反，在使用处于在预曝光和主曝光这两者中管电压都采取相同的值的前提的计算方法的情况下，不能基于预辐照时间来计算主辐照时间。因此，在电子暗盒13中，如对于预曝光那样(图12的S15到S18)，AEC电路60在主曝光中执行AEC(S34到S37)。然而，在S35中，将剂量检测信号的累积值与在主曝光中所需的累积剂量相比较，也就是说，从必要剂量减去预累积剂量。如上所述，高于预管电压地设置主管电压能够缩短主辐照时间，并且防止由身体移动引起的X射线图像的劣化。在预辐照时间是辐照时间阈值或者更小的情形中(在S31中“否”)，与对于以上实施例那样执行S21和在以后的步骤，所以省略了其说明。

在AEC电路使用它的照射完成检测功能检测到主照射停止的情形中，可以基于来自全部检测像素41b的剂量检测信号的分析结果来指定辐照区域，其中基于剂量检测信号来改变在读出操作期间放大器的增益，并且其中如对于图14的情形那样在主曝光中执行AEC。

在预曝光中执行AEC的情形下，在读出操作期间改变放大器的增益的情形或者在主曝光中执行AEC的情形中，检测像素选择器70向积分器71提供全部检测像素41b的剂量检测信号的最小值。换言之，具有输出剂量检测信号的最小值的检测像素41b的区域被指定为辐照区域。另一方面，在AEC电路使用它的照射完成检测功能检测到主照射停止的情形中，检测像素选择器70向积分器71提供全部检测像素41b的剂量检测信号的最大值。换言之，具有输出剂量检测信号的最大值的检测像素41b的区域被指定为辐照区域。

具有输出剂量检测信号的最小值的检测像素41b的区域对应于最厚的身体部分，并且可能是将在诊断中最为注意的区域。因此，在AEC和增益设置中，这个区域被指定为辐照区域。另一方面，具有输出剂量检测信号的最大值的检测像素41b的区域可能是X射线直接地而不通过被摄体入射在其上的、所谓的直接曝光区域。因此，在利用照射完成检测功能检测到主照射停止的情形中，这个区域被指定为辐照区域。

如上所述，按照应用基于剂量检测信号自动地切换辐照区域使得可以改进在AEC、增益设置和照射完成检测中的准确度。而且，与在没有选择辐照区域的情况下基于全部检测像素41b的剂量检测信号来执行AEC、增益设置和照射完成检测的情形相比较，使得辐照区域变窄至特定范围便于缩短处理时间。结果，X射线成像系统2能够顺利地使用AEC停止X射线照射，并且FPD 30能够响应于照射完成检测顺利地从电荷积聚操作转变到读出操作。

在以上实施例中，检测像素具有这样的结构，其中光电转换元件42不通过TFT 43被直接地连接到信号线45。然而，检测像素可以具有在源电极和漏电极之间存在短接的TFT 43，或者可以具有独立于TFT 43驱动的另一个TFT。

在以上实施例中，检测像素具有与单一正常像素近似相同的尺寸，并且检测像素在像素矩阵中替换几个正常像素。然而，检测像素的尺寸是能够任意地改变的。检测像素可以小于单一正常像素，或者可以具有多个正常像素的尺寸。检测像素可以被置放在相互邻接的正常像素之间。检测像素并不一定具有正方形形状，而可以是矩形的。

在利用流过向每一个像素供应偏置电压的偏压线的电流与在像素中产生的电子电荷的数量成比例的事实的情况下，流过连接到特定像素的偏压线的电流可以受到监视以检测接收到的X射线剂量。在此情形中，其电流受到监视的像素被指定为检测像素。

此外，在类似于正常像素的制造过程中形成的检测像素被用作剂量检测传感器。然而，可以使用具有与正常像素的结构、材料、制造过程等不同的结构、材料、制造过程等的另一个剂量检测传感器。然而，难以形成具有与成像区域中的正常像素的结构不同的结构的剂量检测传感器，因为剂量检测传感器的制造过程不同于正常像素的制造过程。考虑到制造容易性地，能够在与如在以上实施例中描述的正常像素的制造过程类似的制造过程中形成的检测像素优选地被用作剂量检测传感器。剂量检测传感器并不一定在FPD的成像区域中形成，并且如在日本专利特开公开No.2008-086358中描述的，可以使用与FPD分离的剂量检测传感器。然而，提供与FPD分离的剂量检测传感器引起尺寸和制造成本增加。因此，如在以上实施例中描述的，剂量检测传感器优选地是在FPD的成像区域中形成的检测像素。

图15示出检测像素的另一个实例。与以上实施例的那些相同的参考数字指的是与以上相同的构件，并且将省略其说明。

在FPD 110中，检测像素41c不仅设置有被扫描线44和栅极驱动器46驱动的TFT 43，而且还设置有被扫描线111和栅极驱动器112驱动的另一个TFT 113。单一检测像素41c被设置在三乘三即九个像素41中。因为检测像素41c设置有TFT 113，所以即使TFT 43关闭并且在与检测像素41c相同的行中的正常像素41a处于电荷积聚操作中也能够从检测像素41c读出电子电荷。

在剂量检测操作中，栅极驱动器112在控制电路48的控制下向源控制器11发送照射许可信号。与FPD 30从用于重复重置操作的待用模式转变到用于开始电荷积聚操作的曝光模式同步地，栅极驱动器112以预定间隔依次一次发出每一个用于驱动同一行的TFT 113的栅极脉冲g1、g4、g7、…和gk(k=1+3(n-1))，所以一个接一个地被依次激活扫描线111。因此，连接到扫描线111的TFT 113在逐行的基础上依次接通，并且以预定采样速率重复这个操作。作为替代的方式，在辐照区域内存在的检测像素41c的TFT 113被选择性地接通。通过接通TFT113，在检测像素41c的光电转换元件42中产生的电子电荷通过信号线45流入累积放大器49的电容器49b中。在这之后的处理与以上实施例的处理相同，所以将省略其说明。

在具有不通过TFT 43被直接地连接到信号线45的光电转换元件42的检测像素41b和具有跨接源电极和漏电极存在短路的TFT 43的检测像素的情形中，检测像素不能积聚在光电转换元件42中产生的电子电荷，所以检测像素的像素值有必要被缺陷校正电路校正。然而，在能够独立于正常像素41a的读出而读出在检测像素41c中积聚的电子电荷的FPD 110的情形中，关断TFT 43和113这两者允许在检测像素41c中积聚电子电荷。因此，可以并不完全地求助于缺陷校正地获得检测像素41c的像素值，缺陷校正通过线性插值使用靠近缺陷像素的正常像素的像素值来校正缺陷像素的像素值。

在使用FPD 110的情形中，如果判定由检测像素41c检测到的累积剂量已经达到目标剂量，如在图16的S40中所示，则检测像素41c的TFT关断，使得检测像素41c积聚在其随后的主曝光中产生的电子电荷。在读出操作中，在检测像素41c中积聚的电子电荷作为电压信号与正常像素41a的电子电荷一起被读出(S24)。

然而，在此情形中，如在图17中通过交替长短划线示出地，仅仅在读出操作中从检测像素41c输出的电压信号中反映了在主曝光中产生的电子电荷。在预曝光中产生的电子电荷在AEC中使用，并且因此并不反映在电压信号中。因此，检测像素41c的电压信号的值比正常像素41a的电压信号的值少了在预曝光中产生的电子电荷的数量。校正电路114(见图15)将从检测像素41c输出的电压信号乘以预辐照时间和主辐照时间的总和与主辐照时间的比率，换言之，正常像素41a的电荷积聚周期Ta与检测像素41c的电荷积聚周期Tb的比率Ta/Tb(图16的S41)。这个校正是基于实际上从检测像素41c输出的电压信号的，并且因此比通过线性插值从无到有地创建缺陷像素的像素值的缺陷校正更加可靠。检测像素41c的输出被用于产生X射线图像，并且最小化了由于设置检测像素41c而引起的图像质量的劣化。在选择性地接通在辐照区域内存在的检测像素41c的TFT 113的情形中，与预曝光的开始同步地，在辐照区域外侧存在的检测像素41c与正常像素41a一起转变到电荷积聚操作。控制台14可以设置有校正电路114，并且对于来自检测像素41c的电压信号进行校正。

在以上实施例中，当剂量检测信号的累积值已经达到照射停止阈值时，判定累积剂量已经达到目标剂量，并且输出照射停止信号。然而，可以替代地计算累积剂量将要达到目标剂量的预测时间。可以在达到预测时间的时刻将照射停止信号发送到源控制器，或者预测时间自身的信息可以被发送到源控制器。在此情形中，源控制器测量实际辐照时间，并且在当实际辐照时间已经变成预测时间时的时刻停止X射线照射。在使用图15的FPD 110的情形中，一旦已经计算了预测时间，已经输出剂量检测信号的检测像素41c便通过关断它的TFT 113而转变到电荷积聚操作。因此，在预曝光期间产生的电子电荷被用于以最小浪费产生X射线图像。

在以上实施例中，在主曝光之后，已经在控制电路48中被应用于各种类型的图像处理并且将在诊断中使用的X射线图像被输出到控制台14并且在监视器14b上显示。然而，如在以下描述地，可以在显示X射线图像之前显示预览图像。

在以上实施例中，检测像素41b在整个成像区域40中均匀地分布，并且来自检测像素41b的剂量检测信号与每一个检测像素41b的坐标相关联地被存储在存储器54中。因此，存储在存储器54中的图像数据因为低分辨率而不能在诊断中使用，但是能够用于检查患者或者被摄体的状态。因此，通过基于剂量检测信号预览图像数据，在患者的身体在预曝光期间移动的情形中，放射技术员能够检查患者或者被摄体的位置的不适当情况。

在图18中，FPD 120具有预览图像生成器121。FPD 120的其它基本结构与图15的FPD 110的相同。预览图像生成器121从在预曝光中在剂量检测操作期间从检测像素41c输出的剂量检测信号来产生如在图19中所示的预览图像125。

如在图19中所示，预览图像125代表基于成像区域40被同等地划分到其中的每一个划分部分126由成像区域40接收到的X射线剂量的数量。每一个划分部分126包括多个正常像素41a和至少一个检测像素41c。预览图像生成器121计算来自在每一个划分部分126内存在的一个或者多个检测像素41b的一个或者多个剂量检测信号的累积值(平均值、最大值、众数值或者总和值)。此外，预览图像生成器121累积以预定采样速率获得几次的每一个划分部分126的一个或者多个剂量检测信号的累积值。预览图像生成器121作为像素关于划分部分126，并且作为像素值关于每一个划分部分126的一个或者多个剂量检测信号的累积值产生预览图像125。

与不通过被摄体地直接将X射线施加于此的直接曝光区域相对应的窄-阴影划分部分126具有大的累积值。与通过被摄体将X射线入射在其上的被摄体区域中通过相对厚的身体部分将X射线施加于此的区域相对应的非阴影划分部分126具有小的累积值。与在直接曝光区域和被摄体区域和在被摄体区域中通过相对薄的身体部分将X射线施加于此的区域之间的边界的宽阴影划分部分126具有中间累积值。

预览图像生成器121通过通信I/F 55向控制台14发送所产生的预览图像125。向控制台14传输预览图像125的定时是在主曝光开始之后，因为如果在由主曝光条件确定单元89确定主曝光条件并且主曝光开始之前发送预览图像125，则主曝光的开始被延迟。而且，在FPD 120的读出操作之前发送预览图像125，因为如果在主曝光之后在FPD 120的读出操作期间发送预览图像125，则传输噪声倾向于被添加到X射线图像，并且可以引起X射线图像的图像质量劣化。因此，例如，在主曝光中和在FPD 120的电荷积聚操作期间发送预览图像125。

控制台14在监视器14b上显示预览图像125，直至从FPD 120发送了用于在诊断中使用的X射线图像。放射技术员在看见预览图像125时检查被摄体的定位。与作为预览图像发送和显示在主曝光之后读出的、未经处理的X射线图像的情形相比较，预览图像125被更加快速地显示，因为预览图像125是在预曝光中在剂量检测操作期间从检测像素41c输出的剂量检测信号产生的并且在传输X射线图像之前在主曝光中被发送到控制台14并且被显示在监视器14b上。放射技术员在完成主曝光之前检查预览图像125。如果在完成主曝光之前在看见预览图像125时发现成像中的故障，在放射技术员释放对于照射开关12的完全的按下以停止X射线照射。

预览图像125的分辨率随着划分部分126的数目增加而增加，但是只要能够在预览图像125上检查被摄体的位置，与用于诊断的X射线图像的分辨率相当的任何分辨率并不是有必要的。代替通过在预曝光开始和结束之间执行的所有的采样获得的剂量检测信号的累积值，可以基于由特定的第n次采样(例如，第一次采样)获得的剂量检测信号的平均值、最大值、众数值或者总和值或者由开始的几次采样获得的剂量检测信号的累积值来产生预览图像125。这允许在预曝光结束之前产生预览图像125，并且加速预览图像125的显示。

可以代替在预曝光中或者除了在预曝光中之外，基于在主曝光中在剂量检测操作期间从检测像素41c输出的剂量检测信号来产生预览图像。

如在以下描述地，可以从在预曝光和主曝光中在剂量检测操作期间从检测像素41c输出的剂量检测信号产生的预览图像检测被摄体的移动。

如在图20中所示，在FPD 130中，控制电路48具有移动检测电路131。FPD 130的其它结构与图18的FPD 120的结构相同。预览图像生成器121基于在预曝光中在剂量检测操作期间从检测像素41c输出的剂量检测信号来产生预览图像，并且基于在主曝光中在剂量检测操作期间从检测像素41c输出的剂量检测信号来产生预览图像。在主曝光之后，移动检测电路131比较在预曝光和主曝光中获得的预览图像，并且定量地检测被摄体在预曝光的位置和主曝光的位置之间的移动。在检测到的移动大于预定移动阈值的情形中，移动检测电路131通过通信I/F 55向控制台14发送移动检测信号。当检测到的移动是移动阈值或者更小时，移动检测电路131不工作。

响应于移动检测信号，如在图21中所示，控制台14在监视器14b上显示指示X射线图像由于身体移动的效果而可能不适合于诊断的消息的警告窗口135。警告窗口135向放射技术员通知再次执行成像的必要性。而且，可以防止基于具有不适合用于诊断的低图像质量的X射线图像来执行诊断。

移动检测电路131可以在主曝光期间而不是在主曝光之后检测被摄体的身体移动。在此情形中，无论何时在主曝光期间在剂量检测操作中采样一个到几个剂量检测信号，预览图像生成器121都产生预览图像。移动检测电路131将在主曝光期间从预览图像生成器121发送的预览图像与在预曝光期间产生的预览图像相比较，以如以上那样检测被摄体的身体移动存在或不存在。如果检测到存在身体移动，则移动检测信号如以上那样被发送到控制台14，并且传输停止信号通过照射信号I/F 61而被发送到源控制器11。

在接收移动检测信号时，控制台14在监视器14b上显示警告窗口135。当照射信号I/F 26从移动检测电路131接收照射停止信号时，源控制器11的控制器21停止从高电压生成器20向X射线源10供应电力以停止X射线照射。在主曝光期间实时地检测被摄体的身体移动的存在或不存在，并且如果检测到存在身体移动，则在主曝光期间停止X射线照射。因此，可以防止对于被摄体的不必要的辐射暴露。

在移动检测电路131检测到被摄体的身体移动的情形中，可以通过禁用FPD 130的读出操作、在读出操作之后抛弃存储器54的数据等而不向控制台14输出X射线图像。然而，在虽然响应于移动检测电路131检测到身体移动而在主曝光期间停止X射线照射，但是实际辐照时间接近主辐照时间的情形中，X射线图像可能地具有与在没有检测到身体移动的情况下获得的X射线图像的图像质量相当的图像质量。而且，因为在移动检测电路131检测到身体移动时停止X射线照射，所以身体移动可能地对于X射线图像具有很小的效果。因此，即便移动检测电路131检测到被摄体的身体移动，FPD 130也优选地执行读出操作并且输出X射线图像。放射技术员判定X射线图像是否具有对于诊断而言适当的图像质量。

图5的FPD 30可以采用预览图像的产生和身体移动的检测。然而，在此情形中，预览图像由在Y方向上延伸的条形划分部分构成。

为了指示关于被摄体身体移动的警告，例如，电子暗盒13可以发出嘟嘟声、接通设置在其中的LED灯等，而不是如上所述在监视器14b上显示警告窗口135。

控制台14和电子暗盒13在以上实施例中是分离的，但是控制台14可以并一定独立于电子暗盒13。电子暗盒13可以具有控制台14的功能。例如，电子暗盒13可以具有以上实施例的暗盒控制器98和主曝光条件确定单元99的功能，并且电子暗盒13可以确定主辐照时间。类似地，源控制器11和控制台14可以被集成到一个单元中。相反，具有暗盒控制器98等的功能的特殊成像控制装置可以被设置在电子暗盒和控制台之间，并且控制台可以仅仅负责包括曝光条件的输入和X射线图像的显示的、简单的操作。

本发明可以被应用于安装式X射线图像检测装置，而不是便携式X射线图像检测装置的电子暗盒。本发明能够被应用于使用诸如γ射线的另一种类型的辐射而不是X射线的辐射成像系统。

虽然已经参考附图通过其优选实施例充分地描述了本发明，但是对于本领域普通技术人员而言，各种改变和修改将是明显的。因此，除非这些改变和修改偏离本发明的范围，否则它们应该被解释为被包括在本发明的范围中。

Claims (20)

1.一种辐射成像设备，所述辐射成像设备执行主曝光和预曝光，所述主曝光用于拍摄在诊断中使用的放射线照相图像，所述预曝光用于在所述主曝光之前确定在所述主曝光中设置的主曝光条件，所述辐射成像设备包括：

FPD，所述FPD具有成像区域，所述成像区域具有像素的布置，每一个像素用于按照由所述像素中的每一个像素从辐射生成设备接收到的透过被摄体的辐射剂量来积聚电子电荷；以及

控制单元，所述控制单元用于控制所述FPD的操作，使得所述FPD从所述预曝光开始到所述主曝光结束连续地执行电荷积聚操作，并且在所述主曝光结束之后执行读出操作，其中

在所述电荷积聚操作中，所述像素积聚所述电子电荷；以及

在所述读出操作中，从所述像素读出所积聚的电子电荷并且输出用于在诊断中使用的所述放射线照相图像。

2.根据权利要求1所述的辐射成像设备，进一步包括：

剂量检测传感器，所述剂量检测传感器用于检测由所述成像区域接收到的所述辐射剂量；

AEC电路，所述AEC电路用于基于所述剂量检测传感器的输出来判定累积剂量是否已经达到目标剂量，所述累积剂量是所述辐射剂量的累积值，并且当判定所述累积剂量已经达到所述目标剂量时发出照射停止信号，以停止从所述辐射生成设备的辐射照射；

计时器，所述计时器用于测量在所述预曝光中从所述辐射照射开始到所述照射停止信号发出的预辐照时间；

主曝光条件确定单元，所述主曝光条件确定单元用于基于所述预辐照时间和产生所述放射线照相图像所需的预定必要剂量来确定所述主曝光条件；以及

通信单元，所述通信单元用于向所述辐射生成设备发送所述照射停止信号和所述主曝光条件。

3.根据权利要求2所述的辐射成像设备，其中

所述主曝光条件确定单元将主辐照时间或者主管电流-时间乘积确定为所述主曝光条件，所述主辐照时间是在所述主曝光中的辐射辐照时间，所述主管电流-时间乘积是在所述主曝光中的管电流与所述主辐照时间的乘积；以及

为了确定所述主辐照时间或者所述主管电流-时间乘积，所述主曝光条件确定单元将预累积剂量除以在所述预曝光中的所述预辐照时间或者管电流-时间乘积，以获得每单位时间或者每单位所述管电流-时间乘积的累积剂量，然后将从所述必要剂量减去所述预累积剂量的结果除以每单位时间或者每单位所述管电流-时间乘积的所述累积剂量，其中所述预累积剂量是在所述预曝光中所述辐射剂量的所述累积值。

4.根据权利要求2或者3所述的辐射成像设备，进一步包括：

放大器，所述放大器用于利用不同的增益放大在所述读出操作中从所述像素读出的电压信号和在所述预曝光中所述剂量检测传感器的所述输出；以及

增益设置单元，所述增益设置单元用于改变所述放大器的增益设置，所述增益设置单元将要被用于放大所述剂量检测传感器的所述输出的所述增益设置成高于要被用于放大所述电压信号的所述增益。

5.根据权利要求4所述的辐射成像设备，其中

所述增益设置单元具有计算所述预累积剂量和主累积剂量中至少一项的功能，所述主累积剂量是在所述主曝光期间所述辐射剂量的所述累积值；以及

所述增益设置单元基于所述预累积剂量、所述主累积剂量或者在所述必要剂量和所述预累积剂量与所述主累积剂量的总和之间的比较结果来确定在所述读出操作中使用的所述增益。

6.根据权利要求2或者3所述的辐射成像设备，其中所述主曝光条件确定单元基于在所述预辐照时间和预定辐照时间阈值之间的比较结果来确定在所述主曝光中使用的管电压。

7.根据权利要求6所述的辐射成像设备，其中在所述主曝光条件确定单元将在所述主曝光中使用的所述管电压从在所述预曝光中使用的所述管电压改变的情形中，所述剂量检测传感器和所述AEC电路在所述主曝光中执行曝光控制。

8.根据权利要求2或者3所述的辐射成像设备，进一步包括：

存储器，所述存储器用于基于所要成像的身体部分来存储要使用在所述成像区域中分布的所述多个所述剂量检测传感器中的哪一个；

输入装置，所述输入装置用于指定所述身体部分；以及

检测传感器选择器，所述检测传感器选择器用于按照由所述输入装置指定的所述身体部分来选择所述剂量检测传感器中的一个或者多个。

9.根据权利要求8所述的辐射成像设备，其中所述检测传感器选择器在所述多个剂量检测传感器中选择出在下述的至少一个中存在的所述剂量检测传感器：在诊断中将是最为注意的区域；以及被直接地施加了辐射的直接曝光区域。

10.根据权利要求8所述的辐射成像设备，其中所述像素包括：

正常像素，所述正常像素用于按照所述辐射剂量来产生和积聚信号电荷并且通过开关元件将所述信号电路输出到信号线；以及

检测像素，所述检测像素用作所述剂量检测传感器，所述检测像素在没有通过所述开关元件的情况下被直接地连接到所述信号线，或者被提供有独立于所述正常像素的所述开关元件而被驱动的另一个开关元件。

11.根据权利要求10所述的辐射成像设备，其中

在所述预曝光中，所述检测像素执行用于检测所述辐射剂量的剂量检测操作；以及

在所述主曝光中，所述检测像素与所述正常像素一起执行所述电荷积聚操作，并且在所述电荷积聚操作完成之后，从所述正常像素和所述检测像素读出积聚的所述信号电荷。

12.根据权利要求11所述的辐射成像设备，进一步包括：

校正电路，所述校正电路用于根据在从所述预曝光开始的所述正常像素的电荷积聚周期Ta和从所述主曝光开始的所述检测像素的电荷积聚周期Tb之间的比率Ta/Tb来校正所述检测像素的输出值，其中

所述控制单元基于所述检测像素的经校正的输出值和所述正常像素的输出值来产生所述放射线照相图像。

13.根据权利要求2或者3所述的辐射成像设备，进一步包括：

预览图像生成器，所述预览图像生成器用于基于在所述预曝光中所述剂量检测传感器的输出来产生预览图像；以及

控制台，所述控制台用于从所述预览图像生成器接收所述预览图像并且显示所述预览图像，所述预览图像生成器在所述FPD执行所述读出操作之前向所述控制台发送所述预览图像。

14.根据权利要求13所述的辐射成像设备，其中在所述FPD在所述主曝光中执行所述电荷积聚操作的同时，所述预览图像生成器向所述控制台发送所述预览图像。

15.根据权利要求14所述的辐射成像设备，进一步包括移动检测电路，其中

所述预览图像生成器基于在所述预曝光中所述剂量检测传感器的所述输出来产生预预览图像，并且基于在所述主曝光中所述剂量检测传感器的所述输出来产生主预览图像；

所述移动检测电路将所述预预览图像与所述主预览图像相比较，以检测在所述预曝光和所述主曝光之间所述被摄体的身体移动存在或不存在；以及

当所述移动检测电路检测到存在身体移动时，所述移动检测电路执行下述中的至少一个：输出所述照射停止信号以停止从所述辐射生成设备的辐射照射的步骤，以及警告存在身体移动的步骤。

16.根据权利要求2所述的辐射成像设备，其中在所述通信单元发送所述主曝光条件之后，所述主曝光立即开始。

17.根据权利要求2或者3所述的辐射成像设备，其中所述通信单元采用无线方法。

18.根据权利要求1到3中任何一项所述的辐射成像设备是具有包含在便携式壳体中的所述FPD的电子暗盒。

19.一种辐射成像设备的操作方法，所述辐射成像设备执行主曝光和预曝光，所述主曝光用于拍摄在诊断中使用的放射线照相图像，所述预曝光用于在所述主曝光之前确定在所述主曝光中设置的主曝光条件，所述辐射成像设备包括FPD和控制单元，所述FPD具有成像区域，所述成像区域具有像素的布置，所述控制单元用于控制所述FPD的操作，所述操作方法包括以下步骤：

从所述预曝光开始到所述主曝光结束连续地在所述像素中积聚电子电荷；

在所述主曝光结束之后从所述像素读出积聚的所述电子电荷：以及

从所述积聚的电子电荷产生用于在诊断中使用的放射线照相图像。

20.根据权利要求19所述的操作方法，所述FPD包括用于检测由所述成像区域接收到的辐射剂量的剂量检测传感器，所述操作方法进一步包括以下步骤：

在所述预曝光中从辐射生成设备向被摄体照射辐射；

由所述剂量检测传感器检测由所述成像区域接收到的透过所述被摄体的所述辐射剂量；

基于所述剂量检测传感器的输出来判定累积剂量是否已经达到目标剂量，所述累积剂量是所述辐射剂量的累积值；

当判定所述累积剂量已经达到所述目标剂量时，发出照射停止信号，以停止从所述辐射生成设备照射所述辐射；

测量从所述预曝光开始到所述照射停止信号发出的预辐照时间；

基于所述预辐照时间和产生所述放射线照相图像所需的预定必要剂量来确定所述主曝光条件；以及

向所述辐射生成设备发送所述主曝光条件。

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