CN104427937A - 放射线图像检测装置及其动作方法以及放射线摄影系统 - Google Patents

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Abstract

在预测累积剂量而进行自动曝光控制的情况下，以短时间进行累积剂量达到目标剂量的预测时刻的计算。在检测面板(30)设有检测X射线的检测像素(38b)。信号处理电路(45)基于检测像素(38b)的输出而对表示X射线的每单位时间的剂量的剂量信号进行采样。照射开始判定部(52)基于剂量信号与照射开始阈值的比较结果，判定X射线的照射是否开始。AEC部(53)基于剂量信号，测定从X射线的照射开始了的开始时刻(T0)到经过了预定时间的测定时刻(T1)的累积剂量。基于所测定到的测定剂量，算出预测为累积剂量达到预先设定的目标剂量的预测时刻(TP)。在成为预测时刻(TP)时，向射线源控制装置(11)发送照射停止信号，使X射线的照射停止。

Description

放射线图像检测装置及其动作方法以及放射线摄影系统
技术领域
本发明涉及具有自动曝光控制功能的放射线图像检测装置及其动作方法以及放射线摄影系统。
背景技术
在医疗领域中，利用放射线例如X射线的X射线摄影系统已为人所知。X射线摄影系统具备产生X射线的X射线产生装置和接受X射线而拍摄X射线图像的X射线摄影装置。X射线产生装置具有朝向被摄体(患者)照射X射线的X射线源和对X射线源的驱动进行控制的射线源控制装置。X射线摄影装置具有：基于透过了被摄体后的X射线来检测X射线图像的X射线图像检测装置；及进行X射线图像检测装置的驱动控制、X射线图像的保存、显示的控制台。
X射线图像检测装置具有将X射线图像作为电信号进行检测的检测面板(也被称作平板探测器(FPD：flat panel detector))和控制基板。在检测面板呈二维状地排列有蓄积与X射线的剂量相应的信号电荷的像素。控制基板具有信号处理电路和控制部。信号处理电路具有对经由TFT(Thin-Film Transistor：薄膜晶体管)等开关元件而从像素以行为单位读出的信号电荷进行蓄积并转换为电压信号的积分放大器，并输出构成X射线图像的图像信号。
控制部使检测面板执行以下三项动作：将像素中蓄积的电荷扫出的像素复位动作；将所有像素的开关元件设为断开状态而将信号电荷蓄积于像素的蓄积动作；及在蓄积动作结束后从像素的开头行到最终行逐行读出信号电荷而输出一画面量的X射线图像的图像读出动作。在图像读出动作中，每输出基于信号电荷的一行量的图像信号，在积分放大器中蓄积的信号电荷就被复位(废弃)，并准备下一行的信号电荷的蓄积。
像素复位动作是为了使噪声对X射线图像的影响最小而将在不照射X射线时也产生的暗电荷、上次摄影的剩余电荷等的像素的不需要蓄积电荷扫出的动作。控制部在X射线的照射开始前使检测面板反复进行该像素复位动作。因此，在X射线图像检测装置中，需要取得X射线产生装置的X射线的照射开始时刻与结束像素复位动作而开始蓄积动作的时刻的同步。同步通过例如X射线产生装置与X射线图像检测装置之间的同步信号的通信而进行。X射线图像检测装置以同步信号为触发而使检测面板从像素复位动作向蓄积动作过渡。
另外，在美国申请公开2012/049077号公报(日本申请特开2012-052896号公报)、日本申请特开2010-075556号公报记载的X射线图像检测装置中，为了抑制对被摄体的辐射量并得到适当画质的X射线图像，而设有对X射线图像的曝光进行控制的自动曝光控制(AEC：Automatic Exposure Control)部。在这种X射线图像检测装置中设有检测到达检测面板的X射线的X射线检测部和基于X射线检测部的输出而对表示X射线的每单位时间的剂量的剂量信号进行采样的剂量采样部。X射线检测部例如是利用了检测面板内的一部分像素的形态，剂量采样部利用从像素读出信号电荷的信号处理电路。剂量采样部具有对X射线检测部根据剂量而输出的电荷进行蓄积并输出与所蓄积的电荷相应的电压信号作为剂量信号的积分放大器。剂量信号以与积分放大器蓄积电荷的期间相当的预定采样周期进行采样。
AEC部基于剂量信号对X射线的累积剂量进行测定，对累积剂量是否达到了预先设定的目标剂量进行判定。X射线图像检测装置在累积剂量达到了目标剂量的时间点从蓄积动作向读出动作过渡。
此外，美国申请公开2012049077号公报记载的X射线图像检测装置为了应对在与射线源控制装置之间没有通信功能的情况，具有基于由剂量采样部所采样的剂量信号来判定X射线的照射开始了的照射开始判定功能。该X射线图像检测装置从X射线的照射开始前开始剂量采样动作，并根据所采样的剂量信号与预先设定的照射开始阈值的比较结果，对X射线的照射开始进行判定，在判定为照射开始时开始蓄积动作。
另外，在日本申请特开2010-075556号公报中，记载了具有AEC部的X射线图像检测装置，该AEC部替代对累积剂量进行实际测定直到累积剂量达到目标剂量，而基于达到目标剂量前的某时间点处的累积剂量即测定剂量，算出预测为累积剂量达到目标剂量的预测时刻，在成为预测时刻时停止X射线的照射。
在算出预测时刻的情况下，需要掌握累积剂量的时间变化。因此，在日本申请特开2010-075556号公报记载的X射线图像检测装置中，在X射线照射期间的两个时间点处对累积剂量进行测定，根据两个时间点的累积剂量利用直线外插而算出预测为累积剂量达到目标剂量的预测时刻。具体来说，如图13所示，X射线图像检测装置基于剂量采样部所采样的剂量信号，测定从接收到来自射线源控制装置的同步信号的接收时刻T00经过了预定时间的测定时刻T11处的累积剂量即测定剂量S11。此外，测定从测定时刻T11经过了预定时间的测定时刻T12处的测定剂量S12。并且，算出将测定时刻T11处的测定剂量S11与测定时刻T12处的测定剂量S12连接而成的内插线L1，算出使该内插线L1延伸到测定时刻T12以后而成的外插线L2达到作为目标剂量的照射停止阈值STH的时刻作为预测时刻TP。
发明内容
发明所要解决的课题
然而，在如日本申请特开2010-075556号公报中记载的X射线图像检测装置那样算出预测时刻TP的情况下，存在如下问题。即，X射线产生装置中，X射线并非与X射线图像检测装置接收到同步信号的同时进行照射，而是从接收时刻T00到实际照射X射线的开始时刻T0存在时滞。该时滞根据操作员的照射开关的操作时刻的个人差异、X射线源的每个产品的规格、个体差异或摄影条件、X射线源的年久老化等而不同。在时滞期间不照射X射线，因此即使在时滞期间对第一次的累积剂量进行测定也没有意义。
因此，为了在开始时刻T0以后的X射线照射期间切实地进行第一次的测定，而需要从时刻T0考虑时滞而进行第一次的测定。可是，由于时滞根据各种条件而变化，因此为了应对任一情况，需要假设最长的时滞来确定测定时刻T11，但是，这样一来，第一次的测定时刻T11从开始时刻T0较大地延迟。预测时刻TP的计算需要至少两个时间点的累积剂量，因此与第一次的测定时刻T11延迟相应地，第二次的测定时刻T12也延迟，因此产生预测时刻TP的计算消耗时间的问题。
另外，当测定时刻T11与测定时刻T12的间隔过短时，预测时刻TP的计算精度的可靠性降低，因此测定时刻T11与测定时刻T12的间隔需要空出某种程度。测定时刻T11与测定时刻T12的间隔越大，预测时刻TP的计算越消耗时间。当预测时刻TP的计算消耗时间时，在最坏的情况下，有可能会超过累积剂量达到目标剂量而本来使X射线的照射停止的时刻，其期间被摄体有可能被照射多余的辐射。另外，当预测时刻的计算消耗时间时，也有可能不能够应对如将X射线的照射量抑制得较低的低剂量摄影那样照射时间较短的X射线摄影。
本发明的目的在于提供在对累积剂量进行预测而进行自动曝光控制的情况下能够以短时间进行累积剂量达到目标剂量的预测时刻的计算的放射线图像检测装置及其动作方法以及放射线摄影系统。
用于解决课题的手段
为了实现上述目的，本发明的放射线图像检测装置具备检测面板、放射线检测部、剂量采样部、照射开始判定部及自动曝光控制部。检测面板是用于检测被摄体的放射线图像的检测面板并排列有蓄积信号电荷的像素，该信号电荷表示与从放射线产生装置照射的放射线的剂量相应的图像信号。放射线检测部检测到达检测面板的放射线。剂量采样部基于放射线检测部的输出而对表示放射线的每单位时间的剂量的剂量信号进行采样。照射开始判定部基于剂量信号与预先设定的照射开始阈值的比较结果，判定放射线产生装置的放射线的照射是否开始。自动曝光控制部是控制放射线图像的曝光的自动曝光控制部，进行如下控制：基于剂量信号，测定从照射开始判定部判定为照射开始了的开始时刻到经过了预定时间的测定时刻的放射线的累积剂量即测定剂量，并基于测定剂量，算出预测为从开始时刻起的放射线的累积剂量达到作为预先设定的目标剂量的照射停止阈值的预测时刻，在预测时刻使放射产生装置的放射线的照射停止。
自动曝光控制部例如算出以开始时刻为原点且连接原点和测定时刻处的测定剂量的点而成的、表示累积剂量的时间变化的内插线，算出内插线的延长线即外插线达到照射停止阈值的时刻作为预测时刻。
优选为，剂量采样部以开始时刻以后的一次采样来输出表示测定剂量的剂量信号。另外，剂量采样部例如具有积分放大器，该积分放大器蓄积放射线检测部所输出的电荷并输出与所蓄积的电荷相应的电压信号作为剂量信号。
优选为，在剂量采样部中，至少对开始时刻以后的剂量信号进行采样的第一采样周期设定于从开始时刻到测定时刻的期间。优选为，在直到照射开始判定部判定为照射开始了为止的期间，剂量采样部以比第一采样周期短的第二采样周期对剂量信号进行采样，在开始时刻以后，变更为第一采样周期。
优选为，自动曝光控制部在算出预测时刻后输出用于使放射线产生装置的照射停止的自动曝光控制信号。自动曝光控制信号例如是在当前时刻达到预测时刻时输出并用于使放射线产生装置立即停止照射的照射停止信号。另外，自动曝光控制信号也可以是预测时刻或者到预测时刻为止的剩余时间。
也可以是，在开始时刻以后第一次的测定剂量为下限值以下的情况下，自动曝光控制部对测定剂量进行再次测定而算出预测时刻。也可以是，第一采样周期能够根据摄影部位而变更。
优选为，放射线检测部是利用了至少一部分像素的形态。在该情况下，例如，像素包含：通常像素，接受放射线而蓄积信号电荷，并根据开关元件的驱动而向信号线输出信号电荷；及检测像素，能够用作放射线检测部，并与通常像素独立地输出电荷。另外，优选为，具有从像素读出信号电荷的信号处理电路，使信号处理电路作为剂量采样部而发挥功能。
放射线图像检测装置中，例如，检测面板是收纳于移动式的壳体的电子暗盒。
本发明的放射线图像检测装置的动作方法中，该放射线图像检测装置具有检测面板，该检测面板为了检测被摄体的放射线图像而排列有蓄积信号电荷的像素，该信号电荷表示与从放射线产生装置照射的放射线的剂量相应的图像信号，该放射线图像检测装置的动作方法具备放射线检测步骤、剂量采样步骤、照射开始判定步骤及自动曝光控制步骤。放射线检测步骤中，由放射线检测部检测到达检测面板的放射线。剂量采样步骤中，由剂量采样部基于放射线检测部的输出而对表示放射线的每单位时间的剂量的剂量信号进行采样。照射开始判定步骤中，由照射开始判定部基于剂量信号与预先设定的照射开始阈值的比较结果，判定放射线产生装置的放射线的照射是否开始。自动曝光控制步骤是控制放射线图像的曝光的自动曝光控制步骤，进行如下控制：基于剂量信号，测定从照射开始判定部判定为照射开始了的开始时刻到经过了预定时间的测定时刻的放射线的累积剂量即测定剂量，并基于测定剂量，算出预测为从开始时刻起的放射线的累积剂量达到作为预先设定的目标剂量的照射停止阈值的预测时刻，在预测时刻使放射产生装置的放射线的照射停止。
在具备照射放射线的放射线产生装置和检测被摄体的放射线图像的放射线图像检测装置的放射线摄影系统中，放射线图像检测装置具备检测面板、放射线检测部、剂量采样部、照射开始判定部及自动曝光控制部。检测面板是用于检测被摄体的放射线图像的检测面板，排列有蓄积信号电荷的像素，该信号电荷表示与从放射线产生装置照射的放射线的剂量相应的图像信号。放射线检测部检测到达检测面板的放射线。剂量采样部基于放射线检测部的输出而对表示放射线的每单位时间的剂量的剂量信号进行采样。照射开始判定部基于剂量信号与预先设定的照射开始阈值的比较结果，判定放射线产生装置的放射线的照射是否开始。自动曝光控制部是控制放射线图像的曝光的自动曝光控制部，进行如下控制：基于剂量信号，测定从照射开始判定部判定为照射开始了的开始时刻到经过了预定时间的测定时刻的放射线的累积剂量即测定剂量，并基于测定剂量，算出预测为从开始时刻起的放射线的累积剂量达到作为预先设定的目标剂量的照射停止阈值的预测时刻，在预测时刻使放射产生装置的放射线的照射停止。
发明效果
根据本发明，能够提供放射线图像检测装置及其动作方法以及放射线摄影系统，对放射线的照射开始了这一情况进行判定，测定从判定为照射开始了的开始时刻到测定时刻的累积剂量即测定剂量，并基于测定剂量，进行累积剂量达到目标剂量的预测时刻的计算，因此能够以短时间进行预测时刻的计算。
附图说明
图1是表示X射线摄影系统的结构的概略图。
图2是表示射线源控制装置的内部结构的图。
图3是表示电子暗盒的立体图。
图4是表示电子暗盒的内部结构的框图。
图5是表示X射线摄影中的检测面板的动作的推移的图。
图6是用于对预测为X射线的累积剂量达到预先设定的目标剂量的时刻的计算方法进行说明的图。
图7是表示在控制台设定的摄影条件的图。
图8是表示电子暗盒的动作的推移的流程图。
图9是表示设有与图4不同形态的检测像素的检测面板的图。
图10是表示图8的例子的X射线摄影中的检测面板的动作的推移的图。
图11是表示能够对应每组选择性地驱动检测像素的检测面板的图。
图12是表示由图10的例子所生成的剂量映射的图。
图13是用于对预测为X射线的累积剂量达到预先设定的目标剂量的时刻的以往的计算方法进行说明的图。
具体实施方式
在图1中，X射线摄影系统2具备X射线产生装置2a和X射线摄影装置2b。X射线产生装置2a由内置有放射X射线的X射线管的X射线源10、控制X射线源10的动作的射线源控制装置11、用于对X射线的照射开始进行指示的照射开关12构成。X射线摄影装置2b是移动式的X射线图像检测装置，由以下构成：检测透过了被摄体(患者)的X射线而输出X射线图像的电子暗盒13；及承担电子暗盒13的动作控制、X射线图像的保存、显示处理的控制台14。如后述的那样，电子暗盒13为了控制X射线图像的曝光而具备AEC功能，该AEC功能输出用于使X产生装置2a的X射线的照射停止的自动曝光控制信号(AEC信号)。
电子暗盒13装拆自如地安装于用于以立式姿势对被摄体进行摄影的立式摄影台15的保持器15a、用于以卧式姿势对被摄体进行摄影的卧式摄影台16的保持器16a。电子暗盒13以前表面34a(参照图3)与X射线源10相向的姿势安装于各摄影台15、16的保持器15a、16a。被摄体以摄影部位位于X射线源10与电子暗盒13之间的方式由放射线技师等操作员定位。X射线源10能够利用射线源移动装置(未图示)设置于期望的方向和位置，X射线源10由立式摄影台15和卧式摄影台16共用。
控制台14利用有线方式、无线方式与电子暗盒13可通信地连接。控制台14具有键盘、鼠标这样的输入设备14a、显示器14b、存储设备14c等。输入设备14a接收摄影条件等来自操作员的各种操作指示。显示器14b除了显示由电子暗盒13检测出的X射线图像以外，还显示摄影条件的输入画面这样的各种操作画面。存储设备14c例如是硬盘驱动器，对来自电子暗盒13的X射线图像、X射线摄影所需的各种信息进行存储。另外，X射线图像也能够存储于与控制台14网络连接的图像存储服务器(未图示)。
控制台14接收包含被摄体H的性别、年龄、头部、胸部、腹部、手、手指这样的摄影部位等的信息的检查指令的输入，将检查指令显示于显示器14b。检查指令是从医院信息系统(HIS：Hospital InformationSystem)、放射线信息系统(RIS：Radiology Information System)等对被摄体信息、放射线检查所涉及的检查信息进行管理的外部系统(未图示)输入的。检查指令也能够经由输入装置14a由操作员手动输入。
X射线源10具有放射X射线的X射线管和对X射线管所放射的X射线的照射场进行限定的照射场限定器(也称作准直仪)。X射线管具有作为放出热电子的丝极的阴极和与从阴极放出的热电子碰撞而放射X射线的阳极(靶)。照射场限定器例如将遮蔽X射线的4张铅板配置于四边形的各边上，使X射线透过的四边形的照射开口形成于中央。通过使各铅板的位置移动而使照射开口的大小变化，使照射场变更。
如图2所示，射线源控制装置11具备：高电压发生器20，利用变压器使输入电压升压而产生高压的管电压，并经由高压电缆向X射线源10供给；控制部21，控制该高电压发生器20的动作；及通信I/F(InterFace)22，对与控制台14的主要的信息、信号的收发起到介质作用。
在控制部21连接有照射开关12、存储器23、触摸面板24和照射信号I/F25。照射开关12是由操作员操作的例如二阶段按压的开关，通过一阶段按压而产生用于开始X射线源10的预热的预热开始信号，通过二阶段按压而产生用于使X射线源10开始照射的照射开始信号。这些的信号经由信号电缆而向控制部21输入。
触摸面板24在操作员输入X射线的照射条件时被操作。照射条件包含决定X射线源10所照射的X射线的能谱的管电压、决定每单位时间的照射量的管电流和X射线的照射时间(施加管电压的时间)。控制部21基于从触摸面板24输入的照射条件，对由高电压发生器20产生的管电压、管电流和X射线的照射时间进行控制。
照射信号I/F25是用于与电子暗盒13有线或者无线连接并与电子暗盒13进行同步信号的通信的I/F。同步信号是用于使X射线产生装置2a的X射线的照射开始时刻同步的信号，有照射开始请求信号和照射许可信号。照射开始请求信号是用于对电子暗盒13询问射线源控制装置11是否可以开始X射线的照射的同步信号，在X射线照射开始前，从照射信号I/F25向电子暗盒13发送。照射许可信号是在电子暗盒13接收X射线的照射的准备完成时从电子暗盒13向射线源控制装置11发送的同步信号。
并非在以照射信号I/25进行照射开始请求信号、照射许可信号的通信之后立即从X射线产生装置2a开始X射线的照射，而是在发送照射许可信号后，实际到照射X射线为止的期间存在时滞(参照图5的接收时刻T00和开始时刻T0。该时滞根据由操作员的操作引起的个人差异、X射线源的每个产品的规格、个体差异或摄影条件、X射线源的年久老化等而不同。
另外，照射信号I/F25在从电子暗盒13对射线源控制装置11发送照射停止信号的情况下被利用。照射停止信号是用于在利用电子暗盒13的AEC功能的情况下使X射线产生装置2a的X射线的照射立即停止的AEC信号。在判定为在电子暗盒13中X射线的累积剂量达到了目标剂量时输出照射停止信号。照射信号I/F25接收照射许可信号和照射停止信号，并将这些各信号向控制部21输入。
在从照射开关12输入了预热开始信号的情况下，控制部21使高电压发生器20动作而使X射线源10的预热开始。具体来说，向丝极施加预定电压而对丝极进行预热，同时开始靶的旋转。在丝极的预热完成且靶成为规定的转速时预热结束。
控制部21在由照射信号I/F25接收到来自电子暗盒13的照射许可信号且从照射开关12接收到照射开始信号时使高电压发生器20动作而使X射线源10的X射线的照射开始。在由照射信号I/F25接收到来自电子暗盒13的照射停止信号的情况下，控制部21使高电压发生器20动作而使X射线源10的X射线的照射停止。
存储器23预先存储多种管电压、管电流、照射时间或管电流照射时间积(所谓mAs值)等照射条件。照射条件经由触摸面板24由操作员以手动进行设定。射线源控制装置11根据所设定的照射条件来照射X射线。但是，射线源控制装置11在接收到照射停止信号的情况下，即使是所设定的照射时间或管电流照射时间积以下，也停止X射线的照射。另外，在使用AEC功能的情况下，设定于射线源控制装置11的照射时间或管电流照射时间积被设定为充分大的值，以避免在接收照射停止信号前X射线的照射结束。例如，为了避免对被摄体的过大的辐射，而对射线源控制装置11设定对应每个摄影部位预设的安全限制上的最大照射时间。
控制部21具有在开始X射线的照射时开始计时的计时器(未图示)。在没有由照射信号I/F25接收照射停止信号的状态下在由计时器所计时的时间成为由照射条件所设定的照射时间的情况下、成为在安全限制方面设定于射线源控制装置11的最大照射时间情况下，控制部21与由照射信号I/F25接收到照射停止信号的情况同样地使X射线的照射停止。
在图3中，电子暗盒13具备检测面板30、控制基板31、蓄电池32、通信部33以及收容它们的移动式的壳体34。壳体34以大致矩形形状具有扁平的形状，例如由导电性树脂形成。在X射线所入射的壳体34的前表面34a形成有矩形形状的开口，在开口安装有透过板35作为顶板。透过板35由轻量且刚性较高、并且X射线透过性较高的碳材料形成。壳体34的平面尺寸例如是与胶卷暗盒、IP暗盒(也称作CR暗盒)同样的大小(依据国际标准ISO4090：2001的大小)。因此，也能够安装于胶卷暗盒、IP暗盒用的已有的摄影台。
电子暗盒13在设置X射线摄影系统2的摄影室的一房间配备多台，例如为了立式摄影台15、卧式摄影台16用而配备两台，在摄影前由控制台14选择两台电子暗盒13中所使用的电子暗盒13。电子暗盒13除了设置于摄影台之外，有时也放置于被摄体所仰卧的床上或由被摄体自己拿着而以单体使用。
蓄电池32经由电源电路(未图示)向电子暗盒13的各部供给电力。蓄电池32使用比较小型的结构以收纳于薄型的壳体34内。蓄电池32能够从壳体34内向外部取出，能够设置于专用的充电器(未图示)而进行充电。另外，也可以设为能够在将蓄电池32安装于电子暗盒13的状态下进行无线供电的结构。
通信部33与射线源控制装置11以及控制台14有线或者无线连接，在与射线源控制装置11和控制台14之间，对上述的同步信号、摄影条件、X射线图像等各种信息进行收发。通信部33在由于蓄电池32的余量不足等而不能进行与电子暗盒13以及控制台14的无线通信的情况下与控制台14有线连接。在通信部33连接有来自控制台14的电缆的情况下，能够进行与控制台14的有线通信。此时，也可以将来自控制台14的电力从电源电路向电子暗盒13的各部供给。
检测面板30由闪烁体(荧光体)36和光检测基板37构成。闪烁体36和光检测基板37从X射线的入射侧观察，按照闪烁体36、光检测基板37的顺序层叠。闪烁体36具有CsI:Tl(铊激活碘化铯)、GOS(Gd2O2S:Tb，铽激活氧硫化钆)等荧光体，将经由透过板35入射的X射线转换为可见光而放出。
光检测基板37检测从闪烁体36放出的可见光并转换为电信号。控制基板31控制光检测基板37的驱动，并且基于从光检测基板37输出的电信号而生成X射线图像。另外，闪烁体36和光检测基板37可以是如本实施方式那样从X射线所入射的一侧观察而按照闪烁体36、光检测基板37的顺序配置的PSS(Penetration Side Sampling：透过侧采集)方式，相反也可以是按照光检测基板37、闪烁体36的顺序配置的ISS(Irradiation Side sampling：入射侧采集)方式。另外，也可以采用不使用闪烁体36而使用将X射线直接转换为电荷的转换层(非晶硒等)的直接转换型的检测面板。
在图4中，光检测基板37具备在玻璃基板(未图示)上排列蓄积与X射线的剂量相应的电荷的多个像素38而成的摄像面39。多个像素38以预定间距呈二维地排列为n行(X方向)×m列(Y方向)的矩阵状。n、m是2以上的整数，例如n、m≈1024。另外，像素38的排列也可以不是本例那样的正方排列，也可以是蜂窝排列。
像素38具备：作为由可见光的入射而产生电荷(电子-空穴对)并对其进行蓄积的光电转换元件的光电二极管40光电二极管40；和作为开关元件的TFT41。
光电二极管40具有产生电荷的半导体层(例如PIN(p-intrinsic-n)型)和在该半导体层上下配置有上部电极和下部电极的结构。光电二极管40在下部电极连接有TFT41，在上部电极连接有偏压线。偏压线设置与像素38的行数相应的量(n行量)并与一根母线连接。母线与偏压电源相连。经由母线和其子线的偏压线，从偏压电源向光电二极管40的上部电极施加偏压。通过偏压的施加而在半导体层内产生电场。光电二极管40以反向偏压的状态进行使用。利用光电转换而在半导体层内产生的电荷(电子-空穴对)中的电子向上部电极移动而被偏压线吸收，空穴向下部电极移动而作为信号电荷被收集。
TFT41中，栅极与扫描线42连接，源极与信号线43连接，漏极与光电二极管40的下部电极连接。扫描线42在沿着像素38的行方向的X方向上延伸，且在沿着像素38的列方向的Y方向上以预定间距配置。信号线43在Y方向上延伸，且在X方向上以预定间距配置。扫描线42和信号线43在摄像面39内呈网格状配线，与扫描线42和信号线43的交叉点对应地设有像素38。扫描线42设有与像素38的行数相应的量(n行量)，信号线43设有与像素38的列数相应的量(m列量)。扫描线42与栅极驱动器44连接，信号线43与信号处理电路45连接。
像素38分为通常像素38a和检测像素38b。通常像素38a用于生成X射线图像。另一方面，检测像素38b作为用于检测到达摄像面39的X射线的每单位时间的剂量(X射线强度)的X射线检测部而发挥功能，用于X射线的照射开始判定和AEC。检测像素38b的TFT41中，利用短路线55将源极和漏极连接而短路。另一方面，通常像素38a的TFT41未短路。在图中，对检测像素38b施加阴影线而与通常像素38a区别。
检测像素38b的TFT41通过使源极/漏极间短路而不论向栅极的施加电压都始终处于接通状态。因此，收集于光电二极管40的下部电极的电荷经由短路线55而向信号线43流出。另一方面，在通常像素38a中，电荷根据TFT41的栅极的施加电压而被读出到信号线43。
检测像素38b中，仅使TFT41的源极/漏极间短路的方面是不同点，光电二极管40等其他基本的结构与通常像素38a完全相同。因此，两者能够通过大致相同的制造工序形成。检测像素38b也能够不设置TFT41而将光电二极管40与信号线43直接连接而构成，但是，在本实施方式中，为了通常像素38a和检测像素38b在结构和特性方面不产生差异，在与通常像素38a同样地设置TFT41后，利用短路线55使源极/漏极间短路而设为检测像素38b。
检测像素38b的个数相对于所有像素38的个数，例如是从几百万分之一到几百分之一的程度。信号线43分为连接有多个检测像素38b的第二信号线43a和仅连接有通常像素38a的第二信号线43b。第二信号线43a隔着多根第二信号线43b而周期性设置。在像素38是1024行×1024列的矩阵配置的情况下，若例如对每128列的8根信号线43均等地各配置16个检测像素38b，则检测像素38b所占的比例成为约0.01％。
检测像素38b以均匀地分散的方式配置于摄像面39。因此，即使在X射线的照射范围限定于摄像面39的一部分的情况下，也能够由任一检测像素38b检测X射线。检测像素38b的位置在检测面板30的制造时已知，在电子暗盒13中将所有检测像素38b的XY坐标预先存储于控制部32的内部存储器。另外，也可以与本实施方式相反地将检测像素38b集中配置于局部，检测像素38b的配置能够适当变更。例如，在将乳房作为摄影对象的乳房摄影装置中集中于胸壁侧而配置检测像素38b即可。
在控制基板31设有栅极驱动器44、信号处理电路45、存储器51、照射开始判定部52、AEC部53以及控制这些的控制部32。控制部32通过经由栅极驱动器44对TFT41进行驱动，使检测面板30进行将与X射线的剂量相应的信号电荷蓄积于通常像素38a的蓄积动作、从通常像素38a读出信号电荷的图像读出(主读)动作、从通常像素38a读出暗电荷并复位(废弃)的像素复位(空读)动作。
在蓄积动作中，栅极驱动器44不对任一扫描线42施加栅极脉冲，因此通常像素38a的TFT41处于断开状态，此期间向通常像素38a蓄积信号电荷。在图像读出动作和像素复位动作中，从栅极驱动器44以预定间隔Δt(参照图5)依次产生同时对相同行的TFT41进行驱动的栅极脉冲G1～Gn，并逐行依次激活扫描线42，逐行将与各扫描线42连接的通常像素38a的TFT41设为接通状态。TFT41成为接通状态的时间由栅极脉冲的脉冲宽度规定，当经过由脉冲宽度规定的时间时，TFT41恢复为断开状态。当TFT41成为接通状态时，蓄积于通常像素38a的电荷被读出到信号线43，向信号处理电路45输入。
信号处理电路45具备积分放大器46、CDS电路(CDS：CorrelatedDouble Sampling(相关双采样))47、多路复用器(MUX)48和A/D转换器(A/D)49等。积分放大器46与各信号线43单独地连接。积分放大器46具有：运算放大器46a；与运算放大器46a的输入输出端子间连接的电容器46b；和与电容器46b并联连接的放大器复位开关46c。信号线43与运算放大器46a的一方的输入端子连接。运算放大器46a的另一方的输入端子与地面(GND)连接。积分放大器46通过将从信号线43输入的电荷蓄积于电容器46b而进行累计，并转换为与累计值对应的模拟电压信号V1～Vm而输出。放大器复位开关46c由控制部32驱动控制。通过将放大器复位开关46c设为接通状态，蓄积于电容器46b的电荷被复位(废弃)。在各列的运算放大器46a的输出端子经由放大器50、CDS47而连接MUX48。在MUX48的输出侧连接A/D49。
放大器50以预定的增益值对从积分放大器46输出的模拟电压信号进行放大。增益值基于来自控制台14的摄影条件而由控制部32设定。
CDS47与放大器50的输出端子连接，对由放大器50放大后的电压信号实施相关双采样，从电压信号除去积分放大器46的复位噪声，并且保持电压信号预定期间(采样保持)。具体来说，CDS47具有两个采样保持电路(未图示)和一个差分电路(未图示)。利用一方的采样保持电路对从放大器50输出的电压信号进行采样并保持，利用另一方的采样保持电路对在积分放大器46被复位时从放大器50输出的积分放大器46的复位噪声成分进行采样并保持。由差分电路取得两者之差，从而得到除去了噪声后的电压信号。
MUX48与各CDS47的输出端子连接，并基于来自移位寄存器(未图示)的动作控制信号，由电子开关依次逐列地选择从第一列到第m列的CDS47，将从所选择的CDS47输出的电压信号V1～Vm串行地向A/D49输入。A/D49将所输入的电压信号V1～Vm转换为数字电压信号，并存储器51输出。另外，也可以在MUX48与A/D49之间连接放大器。
如图5所示，在图像读出动作中，控制部32分别以预定周期对栅极驱动器44和信号处理电路45的各部(积分放大器46、CDS47、MUX48、A/D49)进行驱动。从栅极驱动器44对扫描线42以预定间隔Δt依次产生栅极脉冲G1～Gn而从第一行至第n行依次选择扫描线42，其结果为将从A/D49输出的一行量的电压信号依次存储于存储器51。当从第一行到第n行的图像读出动作结束时，在存储器51存储与各个像素38的XY坐标建立对应并表示一张量的X射线图像的电压信号。该电压信号的数据被从存储器51向控制部32读出，由控制部32实施各种图像处理后，通过通信部33向控制台14发送。如此，检测被摄体的X射线图像。以下，将由图像读出动作读出的电压信号称作图像信号。
在光电二极管40的半导体层，不论有无X射线的入射都产生暗电荷。该暗电荷由于被施加偏压而蓄积于通常像素38a。在通常像素38a中产生的暗电荷相对于X射线图像数据成为噪声成分，因此为了将此除去而以预定时间间隔进行像素复位动作。像素复位动作是经由信号线43将在通常像素38a中产生的暗电荷扫出的动作。
像素复位动作例如以逐行对通常像素38a进行复位的依次复位方式进行。在依次复位方式中，与图像读出动作同样地，从栅极驱动器44对扫描线42以预定间隔Δt依次产生栅极脉冲G1～Gn，并逐行将像素38的TFT39设为接通状态。在TFT41成为接通状态的期间，暗电荷从通常像素38a经由信号线43而向积分放大器46的电容器46b流动。在像素复位动作中，与图像读出动作不同地，不进行基于MUX48的信号电荷的读出，与各栅极脉冲G1～Gn的下降同步地，从控制部32输出放大器复位脉冲RST而将放大器复位开关46c接通，在电容器46b中蓄积的暗电荷被放电而积分放大器46被复位。
也可以替代依次复位方式，使用将排列像素的多行作为一组并在组内依次进行复位而将与组数相应的量的行的暗电荷同时扫出的并联复位方式、向所有行输入栅极脉冲而将所有像素的暗电荷同时扫出的所有像素复位方式。能够利用并联复位方式、所有像素复位方式而使像素复位动作高速化。
如上所述，收集于检测像素38b的光电二极管40的下部电极的电荷经由短路线55而始终向第二信号线43a流出。由于一根第二信号线42a连接有多个检测像素38b，因此来自多个检测像素38b的电荷被相加而流入积分放大器46的电容器46b，并蓄积于电容器46b。即，即使是处于相同列的通常像素38a将TFT41设为断开状态且蓄积电荷的蓄积动作中，也能够通过对信号处理电路45的各部进行驱动，读出检测像素38b的电荷。
控制部32当接收照射开始请求信号时，使像素复位动作停止。并且，使信号处理电路45开始剂量采样动作。如后所述，剂量采样动作为了照射开始判定部52的开始判定处理和AEC部53的AEC而进行。
信号处理电路45以由控制部32设定的采样周期，进行读出与检测像素38b的电荷相应的电压信号的剂量采样动作。检测像素38b的电荷根据X射线向摄像面39的入射量而变化，因此通过一次采样所得到的电压信号表示到达摄像面39的X射线的每单位时间的剂量。以下，将通过剂量采样动作读出的电压信号称作剂量信号。如此，信号处理电路45作为对剂量信号进行采样的剂量采样部而发挥功能。
在剂量采样动作中，每进行一次采样，就从控制部32向积分放大器46的放大器复位开关46c输入放大器复位脉冲RST而将蓄积电荷复位。在剂量采样动作的一次采样中，与图像读出动作的一行量的图像信号的读出时同样地，由MUX48依次选择多个CDS电路47，对一行量的剂量信号进行采样。在摄像面39内分散配置的多个检测像素38b的输出始终向第二信号线42a流出，因此由剂量采样动作读出的一行量的剂量信号中包含与全部的检测像素38b对应的剂量信号。在存储器51记录这样的一行量的剂量信号。
在控制部32设有对通过图像读出动作而存储于存储器51的X射线图像实施偏移校正、灵敏度校正和缺陷校正的各种图像处理的电路(未图示)。偏移校正电路将不照射X射线并进行图像读出动作而取得的偏移校正图像从X射线图像以像素为单位减去，从而将由各光电二极管40的暗电流特性引起的偏移噪声除去。
灵敏度校正电路也被称作增益校正电路，对各像素38的光电二极管40的灵敏度的偏差、信号处理电路45的输出特性的偏差等进行校正。基于以从在没有被摄体的状态下照射预定剂量的X射线所得到的图像减去上述偏移校正图像后的图像为基础而生成的灵敏度校正数据，进行灵敏度校正。灵敏度校正数据以在没有被摄体的状态下照射了预定剂量的X射线时通过与偏移校正后的X射线图像相乘而使各像素输出一律相同的方式对应每个像素具有对距基准值的偏离进行校正的系数。例如，在相对于像素A的输出是基准的1而像素B的输出是0.8的情况下，像素B的系数成为1.25(1/0.8＝1.25)。
缺陷校正电路基于出厂时附加的缺陷像素信息，以周围的正常的像素的像素值对缺陷像素的像素值进行线性插值。另外，缺陷校正电路将X射线的照射开始判定和用于AEC的检测像素38b也作为缺陷像素而处理。配置有检测像素38b的第二信号线43a的列的通常像素38a的像素值也受到始终流出的检测像素38b的输出的影响，因此缺陷校正电路对检测像素38b的像素值、配置有检测像素38b的第二信号线43a的列的通常像素38a的像素值也同样地进行插值。
偏移校正图像、灵敏度校正数据例如在电子暗盒13的出厂时取得、或者在定期维护时由制造商的服务人员取得、或在医院的工作时间段内由操作员取得，记录于控制部32的内部存储器并在校正时读出。另外，也可以将上述的各种图像处理电路设于控制台14，由控制台14进行各种图像处理。
照射开始判定部52和AEC部53由控制部32驱动控制。每当由信号处理电路45对剂量信号进行采样并在存储器51记录一行量的剂量信号，照射开始判定部52和AEC部53就从存储器51读出剂量信号。
照射开始判定部52和AEC部53首先从由存储器51读出的1行量的剂量信号除去伪信号。如上所述，设有检测像素38b的第二信号线43a的列隔着多列未设有检测像素38b的第二信号线43b的列而设置，因此在1行量的剂量信号，在第二信号线43a的列的有意义的剂量信号之间包含与第二信号线43b的列对应的伪信号。伪信号是基于从通常像素38a漏出的泄漏电荷的信号，大致为零。因此，照射开始判定部52和AEC部53将作为数据没有意义的伪信号除去后进行开始判定处理和AEC。另外，也可以替代从存储器51读出1行量的剂量信号后除去伪信号，而在从存储器51读出时仅选择与第二信号线3a的列对应的剂量信号。
照射开始判定部52基于剂量信号进行开始判定处理，该开始判定处理对X射线产生装置2a是否实际开始了X射线的照射进行判定，更具体来说对是否实际照射X射线并到达检测面板30且检测面板30感知到了X射线进行判定。在照射开始判定部52接收来自射线源控制装置11的照射开请求信号而从使检测面板30反复像素复位动作的待机模式向开始蓄积动作的摄影模式切换时，使开始判定处理开始。
在开始判定处理中，照射开始判定部52将来自全部检测像素38b或检测面板30内的特定区域(例如X射线不透过被摄体而直接照射的敞露区域)中存在的检测像素38b的剂量信号的代表值和预先设定的照射开始阈值(参照图5)进行比较。剂量信号的代表值是平均值、最大值、最频值或者合计值等。照射开始判定部52在剂量信号的代表值超过照射开始阈值的情况下，判定为从X射线源10实际开始了X射线的照射。照射开始判定部52从未图示的时钟电路读出判定为开始了照射的时间点的当前时刻，并将所读出的当前时刻作为开始时刻T0而记录。另外，作为开始时刻T0，也可以替代当前时刻而对成为此后的计时的基准的时刻进行记录。
如图5所示，在照射开始判定部52的开始判定处理中，控制部32将剂量信号的采样周期设定为与栅极脉冲G1～Gn的产生间隔Δt相同的采样周期Δt(第二采样周期)。因此，每Δt将一行量的剂量信号记录于存储器51，每Δt进行剂量信号与照射开始阈值的比较。在开始时刻T0后，控制部32将剂量信号的采样周期从Δt切换为ΔT。
在X射线的照射中，AEC部53基于在采样周期ΔT中所采样的剂量信号而测定累积剂量。并且，基于所测定到的累积剂量，预测累积剂量达到目标剂量的时刻。在由照射开始判定部52判定为开始了X射线的照射时，AEC部53开始动作。AEC部53基于在从开始时刻T0经过了采样周期ΔT后的测定时刻T1处所采样的剂量信号，来测定累积剂量。累积剂量基于来自全部检测像素38b或检测面板30内的特定区域(例如诊断时应该最为关注的关心区域)中存在的检测像素38b的剂量信号的代表值而测定。剂量信号的代表值是剂量信号的平均值、最大值、最频值或者合计值等。利用线性外推对预测为X射线的累积剂量达到目标剂量的时刻进行预测运算。
具体来说，如图6所示，设开始时刻T0为原点，将原点与在测定时刻T1处测定到的累积剂量即测定剂量S1连接而算出表示累积剂量的时间变化的内插线L1。由于开始时刻T0是判定为开始了X射线的照射的时刻，因此开始时刻T0处的累积剂量能够大致视为零。并且，AEC部53算出将内插线L1延伸到测定时刻T1以后的直线即外插线L2，算出外插线L2达到作为目标剂量的照射停止阈值STH的时刻作为预测时刻TP。此外，求算预测时刻TP与测定时刻T1之差即剩余时间TR。
另外，开始时刻T0是照射开始判定部52通过剂量信号与照射开始阈值的比较而判定为开始了照射的时刻，从实际开始了X射线的时刻稍微延迟。因此，严格地说，开始时刻T0处的累积剂量并非完全为零。因此，在更正确地进行预测运算的情况下，也可以不将开始时刻T0处的累积剂量视为零，而是基于与照射开始阈值的比较所使用的剂量信号，测定开始时刻T0处的累积剂量即测定剂量S0。在该情况下，AEC部53将开始时刻T0处的累积剂量作为测定剂量S0，基于测定剂量S0和测定时刻T1处的测定剂量S1，而算出预测时刻T2。
采样周期ΔT(第一采样周期)是开始时刻T0到直至开始时刻T0后的测定时刻T1为止的时间，是在积分放大器46中对检测像素38b所输出的电荷进行蓄积的蓄积期间。通过在AEC中将采样周期设为ΔT，AEC部53能够基于信号处理电路45在一次采样中输出的剂量信号来测定测定时刻T1处的测定剂量S1。当采样周期ΔT过短时，由AEC部53预测运算的可靠性降低。这也是因为：对电荷进行蓄积的蓄积期间越短，所得到的剂量信号的S/N比越降低。另一方面，当采样周期ΔT过长时，有可能在这期间累积剂量达到目标剂量。因此，采样周期ΔT设定为考虑了预测运算的可靠性和照射时间后的适当的值。
AEC部53具有被设定所预测运算的剩余时间TR的计时器，在计时器计时到剩余时间TR成为零时，经由控制部32向通信部33输出照射停止信号。
在通信部33设有照射信号I/F54(参照图4)。在照射信号I/F54有线或者无线连接有射线源控制装置11的照射信号I/F25。照射信号I/F54除了进行照射开始请求信号的接收、对照射开始请求信号的照射许可信号的发送外，还进行从AEC部53输出的照射停止信号的发送。另外，也可以不是将照射停止信号而是将预测时刻TP的信息作为AEC信号向射线源控制装置11发送。另外，也可以将剩余时间TR作为AEC信号向射线源控制装置11发送。射线源控制装置11在接收到预测时刻TP、剩余时间TR的情况下，对预测时刻TR的计时、计时器中的剩余时间TR进行倒计时，在到达预测时刻TP时或者剩余时间TR成为零时停止X射线的照射。
如图7所示，在控制台14的存储设备14c存储有摄影条件表60。摄影条件存储有：摄影部位、被摄体的性别、年龄等与被摄体相关的信息(在图7中仅图示摄影部位)；包括管电压、管电流、照射时间的X射线的照射条件；由电子暗盒12进行AEC时使用的照射停止阈值；及AEC时的采样周期ΔT等。另外，照射开始阈值不论摄影部位均设定为相同值。
在摄影条件表60记录有胸部、腹部等摄影部位和与摄影部位对应的其他照射条件的对应关系，从存储设备14c读出与由输入设备14a指定的摄影部位对应的其他照射条件并显示于显示器14b的操作画面。也能够根据被摄体的性别、年龄、身体厚度而对从摄影条件表60读出的照射条件的各值进行微调整。操作员利用显示器14b对检查指令的内容进行确认，利用输入设备14a输入与该内容相应的摄影条件。所设定的摄影条件的信息从控制台14向电子暗盒13发送。射线源控制装置11的照射条件由操作员参照利用该控制台14设定的照射条件而手动设定同样的照射条件。
另外，在使用AEC功能的情况下，设定于控制台14的照射时间并非表示在该照射时间使X射线的照射停止，而只是与摄影部位、被摄体的身体厚度对应的推荐值。另外，在本例的摄影条件表60中，单独地记录有管电流和照射时间，但是由于由管电流与照射时间之积决定X射线的照射剂量的总量，因此也可以对两者之积即管电流照射时间积(mAs值)的值进行记录。
接下来，参照图5的时序图和图8的流程图，对上述结构的作用进行说明。在X射线摄影系统2中进行X射线摄影的情况下，首先，使被摄体站立在立式摄影台15前的预定位置或者仰卧于卧式摄影台16，对设置于立式或者卧式摄影台15、16的两台电子暗盒13中的使用于摄影的电子暗盒13的高度、水平位置进行调节，而使与被摄体的摄影部位对准位置。另外，根据电子暗盒13的位置和摄影部位的大小，对X射线源10的高度、水平位置、照射场的大小进行调整。接下来，由控制台14选择所使用的电子暗盒13，向控制台14设定摄影条件。另外，将与设定于控制台14的条件相同的X射线的照射条件设定于射线源控制装置11。由控制台14设定的摄影条件向电子暗盒13发送。
当向控制台14的摄影条件的设定和向射线源控制装置11的照射条件的设定完成时，操作员对照射开关12进行一阶段按压。当对照射开关12进行一阶段按压时，向射线源控制装置11输入预热开始信号，开始X射线源10的预热。另外，从射线源控制装置11向电子暗盒13发送照射开始请求信号。
电子暗盒13例如以仅通信部33进行驱动的休眠模式等待来自控制台14的摄影条件。在图8中，在接收到来自控制台14的摄影条件时(步骤S100中为是)，检测面板30开始像素复位动作，从休眠模式向待机模式过渡(步骤S110)。在像素复位动作中，以预定周期反复进行如下动作：从栅极驱动器44发出栅极脉冲，向信号线43读出一行量的通常像素38a的不需要电荷，并由积分放大器46废弃。在该状态下电子暗盒13利用照射信号I/F54等待来自照射信号I/F25的照射开始请求信号。
在照射开关12被一阶段按压而从照射信号I/F25发送照射开始请求信号并由照射信号I/F54接收到该信号时(步骤S120中为是，接收时刻T00)，检测面板30直至第n行结束了像素复位动作后，开始蓄积动作，从待机模式切换为摄影模式(步骤S130)。同时，从照射信号I/F54发送照射许可信号。在蓄积动作中，不从栅极驱动器44提供栅极脉冲，因此，向通常像素38a蓄积与所照射的X射线的剂量相应的信号电荷。
与蓄积动作的开始同时地，以采样周期Δt开始用于照射开始判定的剂量采样动作(步骤S140)。由于TFT41的源极和漏极短路，因此检测像素38b的电荷向信号线43流出并蓄积于积分放大器46。剂量采样动作对与蓄积于该积分放大器46的检测像素38b的电荷相应的剂量信号进行采样。蓄积于积分放大器46的检测像素38b的电荷每进行一次采样就被复位。在一次采样中，由MUX48依次选择多个CDS电路47，将一行量的剂量信号记录于存储器51。
操作员在对照射开关12进行一阶段按压后，对预热所需要的时间进行估算，而对照射开关12进行二阶段按压。当照射开关12被二阶段按压时，向射线源控制装置11输入照射开始信号，从X射线源10开始X射线的照射。
与向摄影模式的切换同时地由照射开始判定部52开始基于剂量信号的开始判定处理(步骤S150)。记录于存储器51的一行量的剂量信号每次进行采样就向照射开始判定部52读出。在照射开始判定部52中，每次进行采样就计算剂量信号的代表值，将此与预先设定的照射开始阈值进行比较。从接收到照射开始请求信号的接收时刻T00到实际照射X射线存在时滞，其期间的剂量信号成为基于检测像素38b中产生的暗电荷的极低的值。实际上，当从X射线源10照射X射线而到达检测面板30时，检测像素38b进行感应而使产生的电荷量增加，此时的剂量信号S0也成为较高的值，并超过照射开始阈值。如此，由照射开始判定部52判定为开始了X射线的照射(步骤S160中为是，开始时刻T0)。
在由照射开始判定部52判定为开始了X射线的照射时，由控制部32将剂量信号的采样周期从Δt变更为ΔT，继续进行剂量采样动作(步骤S170)。如在图5的积分放大器动作时钟的行由椭圆的虚线表示的那样，在由照射开始判定部52判定为开始了X射线的照射的情况下，控制部32在将积分放大器46复位后，立即使积分放大器46开始从信号线43输入的来自检测像素38b的电荷的蓄积。控制部32在从开始时刻T0经过了预先设定的采样周期ΔT后的测定时刻T1，对与积分放大器46的蓄积电荷对应的剂量信号进行采样。剂量信号被记录于存储器51(S180)。剂量信号的输出后，检测面板30结束剂量采样动作。继续进行蓄积动作。
在测定时刻T1所采样的剂量信号是表示从开始时刻T0到测定时刻T1的累积剂量S1的信号，基于该剂量信号，AEC部53对累积剂量S1进行测定。AEC部53算出以开始时刻T0为原点而将测定时刻T1处的累积剂量S1连接而成的内插线L的延长线即外插线L2到达照射停止阈值STH的预测时刻T2。并且，算出预测时刻TP与测定时刻T1之差即剩余时间TR(步骤S190)。
剩余时间TR设置于AEC部53的计时器中。在剩余时间TR成为零时(步骤S200中为是，时刻TP)，从AEC部53输出照射停止信号(步骤S210)。由此，从照射信号I/F54向照射信号I/F25发送照射停止信号。在射线源控制装置11中接收照射停止信号而使X射线源10的X射线的照射停止。另外，在没有由射线源控制装置11接收到照射停止信号的情况下，在经过设定于射线源控制装置11的照射时间后停止X射线的照射。
在发送照射停止信号后经过预定时间之后，控制部32使检测面板30的动作从蓄积动作向图像读出动作过渡(S220)。在图像读出动作中，以预定周期反复进行如下动作：从栅极驱动器44发出栅极脉冲，将一行量的通常像素38a的信号电荷向信号线43读出，并从积分放大器46取出与信号电荷相应的一行量的图像信号，经A/D转换后记录于存储器51。由此，在存储器51记录表示一张量的X射线图像的图像信号。检测面板30返回到进行像素复位动作的待机模式。另外，在表示X射线的每单位时间的剂量的经时变化的照射分布(profile)中，输出照射停止信号后剂量未立刻变为零而产生波尾。为了对该波尾进行吸收，在本例中发送照射停止信号后经过预定时间之后，从蓄积动作向图像读出动作过渡。
图像读出动作中输出到存储器51的X射线图像由控制部32的各种图像处理电路进行了各种图像处理后，经由通信部33向控制台14有线或者无线发送，显示于显示器14b而用于诊断。由此，一次X射线摄影结束。
如以上说明的那样，本发明中，由照射开始判定部52对实际开始了X射线的照射进行判定，并检测开始时刻T0，由AEC部53对从开始时刻T0到测定时刻T1的累积剂量即测定剂量S1进行测定，并基于测定剂量S1算出从开始时刻T0起的累积剂量到达照射停止阈值STH的预测时刻TP，因此在AEC中能够以短时间进行预测时刻TP的计算。
即，为了利用直线外插等对累积剂量达到照射停止阈值STH的时刻进行预测，需要掌握至少两个时间点处的累积剂量。在现有技术(日本申请特开2010-075556号公报)中，由于不能掌握开始时刻T0，因此需要在开始时刻T0以后的两个时间点处对累积剂量进行测定。相对于此，在本发明中，由照射开始判定部52检测累积剂量大致为零的开始时刻T0。因此，若对开始时刻T0以后的一时间点处的累积剂量(测定剂量S1)进行测定，则可知以开始时刻T0为原点的累积剂量的时间变化，因此能够算出累积剂量达到照射停止阈值STH的预测时刻TP。如此，通过进行照射开始判定，开始时刻T0以后的累积剂量的测定为最低一次即可，因此能够以短时间进行预测时刻TP的计算。
另外，本发明中，由于能够以最低一次的累积剂量的测定来进行预测时刻TP的计算，因此与照射中需要两次的测定的现有技术(日本申请特开2010-075556号公报)相比，能够确保用于得到测定所使用的可靠性较高的剂量信号的充分的时间。另外，由于能够以最低一次的累积剂量的测定来进行预测时刻TP的计算，因此也能够应对照射时间较短的低剂量摄影。
另外，从接收到照射开始请求信号等同步信号到实际照射X射线的时滞根据摄影条件等发生变化。在现有技术(日本申请特开2010-075556号公报)中，需要考虑时滞而确定对第一次的累积剂量进行测定的测定时刻，但是本发明中，由于检测开始时刻T0，因此也不需要考虑时滞。因此，与现有技术相比，能够使测定时刻接近于开始时刻T0，因此能够以短时间进行预测时刻的计算。
当预测时刻TP的计算消耗时间时，在预测运算没有结束时累积剂量达到目标剂量而超过原本使X射线的照射停止的时刻，其期间有可能使被摄体被照射多余的辐射，但是在本发明中，陷于这种情形的可能性与现有技术相比变小。
另外，在开始时刻T0中，暂且使积分放大器46复位后，开始来自检测像素38b的电荷的蓄积，因此在测定时刻T1中，能够得到直到开始时刻T0为止的没有暗电荷成分的剂量信号。由于基于这种剂量信号而测定测定剂量S1，因此能够提高预测时刻T2的可靠性。
另外，在本实施方式中，将从开始时刻T0到测定时刻T1的期间作为采样周期ΔT，在一次采样中取得表示测定剂量S1的剂量信号，因此与将在多次采样中得到的剂量信号相加而对测定剂量S1进行测定的情况相比，能够与采样周期较长相应地得到较高的S/N比的剂量信号。因此，预测时刻T2的可靠性也较高。
另外，在本实施方式中，在照射开始判定部52判定为照射开始了为止的期间，以比采样周期ΔT短的采样周期Δt对剂量信号进行采样，在开始判定时刻T0以后，变更为采样周期ΔT。由此，在照射开始判定时，以较短的间隔对剂量信号进行采样，因此能够进行迅速的照射开始判定。另一方面，在AEC时，采样周期变长，得到较高的S/N比的剂量信号，因此能够确保预测时刻T2的可靠性。
在本实施方式中，由于检测像素38b兼用于X射线的照射开始判定和AEC的X射线检测部，因此与为了照射开始判定和AEC用而分别设置X射线检测部的情况相比，能够将成本抑制得较低。
另外，由于检测像素38b是利用了一部分像素38的形态，因此与和检测面板30另行设置X射线检测部的情况相比，能够将成本抑制得较低。此外，通过将检测像素38b设为利用了一部分像素38的形态，能够使图像信号读出用的信号处理电路45兼用作剂量采样部，即便是这一点也能够将成本抑制得较低。
在上述实施方式中，例示了使TFT41的源极和漏极短路的检测像素38b，但是也可以并非将TFT41自身而是将光电二极管40直接与信号线43连接的像素作为检测像素。或者也可以如图9所示的检测面板70那样，将除了连接有TFT41外还连接有与用于驱动TFT41的扫描线42和栅极驱动器44不同的扫描线71和栅极驱动器72所驱动的TFT73的像素74作为检测像素。
扫描线71在检测像素74所处的行上与扫描线42平行而设置。各扫描线71在栅极驱动器72的近前与一根母线75连接，母线75与栅极驱动器72相连。当从栅极驱动器72对母线75提供栅极脉冲g1时，所有TFT73成为接通状态，由检测像素74产生的电荷经由第二信号线43a而流向积分放大器46的电容器46b。栅极驱动器72能够与栅极驱动器44独立地进行驱动，即使TFT41处于断开状态而通常像素38a处于蓄积动作中，也能够读出由检测像素74产生的电荷。另外，检测像素74也可以没有TFT41而仅设为TFT73。
在该情况下，如图10所示，在照射开始判定时连续地从栅极驱动器72对母线75提供栅极脉冲g1，将TFT73设为接通状态，将由检测像素74产生的电荷经由第二信号线43a流入积分放大器46的电容器46b。并且，与上述实施方式同样，以与栅极脉冲G1～Gn的产生间隔Δt相同的采样周期，对与由检测像素74产生的电荷相应的剂量信号进行采样。
在剂量信号超过照射开始阈值且由照射开始判定部52判定为实际开始了X射线的照射时(开始时刻T0)，使栅极脉冲g1的输出停止而将检测像素74设为蓄积动作状态。保持该状态直到经过采样周期ΔT后的测定时刻T1。若成为测定时刻T1，则再次提供栅极脉冲g1而在采样期间ΔT期间使检测像素74中产生的电荷流入积分放大器46的电容器46b，使基于此的剂量信号向AEC部53输出。此后的处理与上述实施方式相同，因此省略说明。
另外，由一根母线75汇集所有扫描线71而能够仅利用一个栅极脉冲g1读出来自所有检测像素74的电荷，但是也可以没有母线75，与栅极驱动器44同样，设为向各扫描线71提供栅极脉冲的结构。或者，也可以如图11所示的检测面板90那样，设为如下结构：由母线91对相邻的多行扫描线71进行汇集而设为一个组，并从栅极驱动器92向各组的母线91提供栅极脉冲。在此，例示了向将摄像面39横向八等分后的8组母线91提供栅极脉冲g1～g8的结构。
根据图11的结构，能够在照射开始判定时仅提供栅极脉冲g1而从上端的组选择性地对剂量信号进行采样、或在AEC时例如仅提供栅极脉冲g4、g5而从中央的组选择性地对剂量信号进行采样等根据用途来变更对剂量信号进行采样的区域。
另外，也可以在正式的X射线摄影之前进行向被摄体照射低剂量的X射线的预摄影，基于预摄影的结果而确定在AEC时对剂量信号进行采样的组。具体来说，在预摄影后依次产生栅极脉冲g1～g8而读出检测像素74的电荷来对剂量信号进行采样。并且，例如，对应将摄像面39纵横八等分后的每个区块93，求算该剂量信号的平均值，生成图12所示的剂量映射100。
剂量映射100对应每个区块93表示检测面板90所接收到的X射线的剂量的大小，处于X射线没有透过被摄体而直接照射的敞露区域的区块93中，如由浓的阴影线所示的那样，值变大，位于透过了被摄体的身体厚度比较厚的部分的X射线所照射的区域的区块93中，如由空白所示的那样，值变小。位于敞露区域与被摄体的边界、被摄体的身体厚度比较薄的区域的区块93如由浅的阴影线所示的那样，采取中间的值。在正式的X射线摄影中进行AEC时，参照该剂量映射100，例如从由空白所示的区块93所属的组选择性地对剂量信号进行采样。
在上述实施方式中，在开始时刻T0后，仅测定一次累积剂量(测定剂量S1)，并算出预测时刻T2，但也可以为了提高预测运算的准确度而测定多次累积剂量。即使在测定多次累积剂量的情况下，由于本发明中检测开始时刻T0，因此与现有技术(日本申请特开2010-075556号公报)相比，也能够使第一次的测定时刻T1接近于开始时刻T0，因此能够与其相应地以短时间进行预测时刻的计算。当然，在测定多次的情况下，相应地消耗时间，以短时间进行预测时刻TP的计算这样的本发明的效果变小，因此，限于二次或三次的测定为优选。
或者，也可以是，通常进行一次的测定即结束，仅在测定时刻T1处的第一次的测定剂量S1是预先设定的下限值以下的情况下执行第二次的测定。下限值例如是当测定剂量S1是其以下时预测时刻T2的预测运算的准确度会超过容许范围的值。在将采样周期设定为ΔT的情况下，在剂量信号是下限值以下的情况下，在从测定时刻T1经过了采样周期ΔT后的测定时刻T2处进行第二次的测定。在需要第二次的测定的情况下，在测定时刻T1处对剂量信号进行采样后，不将积分放大器50复位而继续蓄积。在预测运算中，可以读入第一次和第二次的测定结果，也可以仅使用第二次的测定结果。
在读入第一次和第二次的测定结果的情况下，具体来说，基于测定时刻T1、T2这2点的测定剂量S1、S2以及开始时刻T0处的累积剂量这3点来算出预测时刻TP。另外，在仅使用第二次的测定结果的情况下，具体来说，对于测定剂量S1作为误检测而废弃，基于除了测定剂量S1的2点来算出预测时刻TP。如此，在第一次的测定剂量S1比下限值大的情况下，发挥能够以短时间进行预测时刻TP的计算这样的效果，在第一次的测定剂量S1是下限值以下的情况下能够提高预测时刻T2的预测运算的准确度。
另外，在上述实施方式中，作为X射线检测部，利用与通常像素38a不同的检测像素38b，但是也可以不在检测面板设置检测像素38b，而利用通常像素38a作为X射线检测部。通常像素38a即使在将TFT断开的情况下，也向信号线漏出微量的泄漏电荷。泄漏电荷的量与通常像素38a的电荷蓄积量(与X射线的入射量对应)相应地变大。因此，若由积分放大器对流向信号线的泄漏电荷进行蓄积，则能够对剂量信号进行采样，能够将所采样的剂量信号利用于照射开始判定和AEC。另外，也可以在检测面板中，在各像素38之间，与像素38另行地设置照射开始判定和AEC专用的X射线检测部。
另外，也可以利用在向各像素供给偏压的偏压线上流通基于由像素产生的电荷的电流这一情况，基于与某特定的像素相连的偏压线的电流而对剂量信号进行采样。在该情况下，检测偏压线的电流的电流检测部成为X射线检测部。另外，设置对由电流检测部检测出的电流进行积分的剂量采样部而对剂量信号进行采样。此外，在与检测面板分体地使用以往周知的电离室(电离箱)等的X射线检测部的情况下，本发明也是有效的。
在上述实施方式中，记载了在射线源控制装置与电子暗盒间接收发送照射停止信号等的方式，但是也可以从电子暗盒经由控制台而与射线源控制装置接收发送照射停止信号等。
在上述实施方式中，以控制台14和电子暗盒13分体的例子进行了说明，但是控制台14也不必一定是独立的装置，也可以在电子暗盒13搭载控制台14的功能。同样地，也可以设为将射线源控制装置11和控制台14一体化而成的装置。另外，不限于是移动式的X射线图像检测装置的电子暗盒，也可以适用于固定于摄影台这一类型的X射线图像检测装置。
在上述实施方式中，例示了TFT型的检测面板，但是也可以使用CMOS(Complementary Metal Oxide Semiconductor：互补金属氧化物半导体)型的检测面板。在CMOS型的情况下，能够进行不使蓄积于像素的电荷向信号线流出而将电荷原样保持于各像素并经由设于各像素的放大器作为信号电压而读出的、所谓的非破坏性读出。因此在蓄积动作中，也可以选择任意的像素，从该像素对剂量信号进行采样。在CMOS型的情况下，包含放大器的读出信号电压的电路作为剂量采样部而发挥功能。另外，在CMOS型的情况下，能够使所有像素作为X射线检测部而发挥功能。
此外，本发明不限于X射线，也能够适用于使用γ线等其他放射线的摄影系统。

Claims (17)

1.一种放射线图像检测装置，其特征在于，具备：
检测面板，为了检测被摄体的放射线图像而排列有蓄积信号电荷的像素，所述信号电荷表示与从放射线产生装置照射的放射线的剂量相应的图像信号；
放射线检测部，检测到达所述检测面板的所述放射线；
剂量采样部，基于所述放射线检测部的输出而对表示所述放射线的每单位时间的剂量的剂量信号进行采样；
照射开始判定部，基于所述剂量信号与预先设定的照射开始阈值的比较结果，判定所述放射线产生装置的所述放射线的照射是否开始；及
自动曝光控制部，是控制所述放射线图像的曝光的自动曝光控制部，进行如下控制：基于所述剂量信号，测定从所述照射开始判定部判定为照射开始了的开始时刻到经过了预定时间的测定时刻的所述放射线的累积剂量即测定剂量，并基于所述测定剂量，算出预测为从所述开始时刻起的所述放射线的累积剂量达到作为预先设定的目标剂量的照射停止阈值的预测时刻，在所述预测时刻使所述放射产生装置的所述放射线的照射停止。
2.根据权利要求2所述的放射线图像检测装置，其特征在于，
所述自动曝光控制部算出以所述开始时刻为原点且连接所述原点和所述测定时刻处的所述测定剂量的点而成的、表示所述累积剂量的时间变化的内插线，算出所述内插线的延长线即外插线达到所述照射停止阈值的时刻作为所述预测时刻。
3.根据权利要求2所述的放射线图像检测装置，其特征在于，
所述剂量采样部以所述开始时刻以后的一次采样来输出表示所述测定剂量的所述剂量信号。
4.根据权利要求3所述的放射线图像检测装置，其特征在于，
所述剂量采样部具有积分放大器，所述积分放大器蓄积所述放射线检测部所输出的电荷并输出与所蓄积的电荷相应的电压信号作为所述剂量信号。
5.根据权利要求3所述的放射线图像检测装置，其特征在于，
在所述剂量采样部中，至少对所述开始时刻以后的所述剂量信号进行采样的第一采样周期设定于从所述开始时刻到所述测定时刻的期间。
6.根据权利要求5所述的放射线图像检测装置，其特征在于，
在直到所述照射开始判定部判定为所述照射开始了为止的期间，所述剂量采样部以比所述第一采样周期短的第二采样周期对所述剂量信号进行采样，在所述开始时刻以后，变更为所述第一采样周期。
7.根据权利要求1所述的放射线图像检测装置，其特征在于，
所述自动曝光控制部在算出所述预测时刻后输出用于使所述放射线产生装置的照射停止的自动曝光控制信号。
8.根据权利要求7所述的放射线图像检测装置，其特征在于，
所述自动曝光控制信号是在当前时刻达到所述预测时刻时输出并用于使所述放射线产生装置立即停止照射的照射停止信号。
9.根据权利要求7所述的放射线图像检测装置，其特征在于，
所述自动曝光控制信号是所述预测时刻或者到所述预测时刻为止的剩余时间。
10.根据权利要求5所述的放射线图像检测装置，其特征在于，
在所述开始时刻以后第一次的所述测定剂量为下限值以下的情况下，所述自动曝光控制部对所述测定剂量进行再次测定而算出所述预测时刻。
11.根据权利要求5所述的放射线图像检测装置，其特征在于，
所述第一采样周期能够根据摄影部位而变更。
12.根据权利要求2所述的放射线图像检测装置，其特征在于，
所述放射线检测部是利用了至少一部分所述像素的形态。
13.根据权利要求22所述的放射线图像检测装置，其特征在于，
像素包含：
通常像素，接受放射线而蓄积信号电荷，并根据开关元件的驱动而向信号线输出信号电荷；及
检测像素，能够用作所述放射线检测部并与所述通常像素独立地输出电荷。
14.根据权利要求22所述的放射线图像检测装置，其特征在于，
具有从所述像素读出所述信号电荷的信号处理电路，
所述信号处理电路作为所述剂量采样部而发挥功能。
15.根据权利要求2所述的放射线图像检测装置，其特征在于，
所述检测面板是收纳于移动式的壳体的电子暗盒。
16.一种放射线图像检测装置的动作方法，所述放射线图像检测装置具有检测面板，所述检测面板为了检测被摄体的放射线图像而排列有蓄积信号电荷的像素，所述信号电荷表示与从放射线产生装置照射的放射线的剂量相应的图像信号，
所述放射线图像检测装置的动作方法的特征在于，具备：
放射线检测步骤，由放射线检测部检测到达所述检测面板的所述放射线；
剂量采样步骤，由剂量采样部基于所述放射线检测部的输出而对表示所述放射线的每单位时间的剂量的剂量信号进行采样；
照射开始判定步骤，由照射开始判定部基于所述剂量信号与预先设定的照射开始阈值的比较结果，判定所述放射线产生装置的所述放射线的照射是否开始；及
自动曝光控制步骤，是控制所述放射线图像的曝光的自动曝光控制步骤，进行如下控制：基于所述剂量信号，测定从所述照射开始判定部判定为照射开始了的开始时刻到经过了预定时间的测定时刻的所述放射线的累积剂量即测定剂量，并基于所述测定剂量，算出预测为从所述开始时刻起的所述放射线的累积剂量达到作为预先设定的目标剂量的照射停止阈值的预测时刻，在所述预测时刻使所述放射产生装置的所述放射线的照射停止。
17.一种放射线摄影系统，具备照射放射线的放射线产生装置和检测被摄体的放射线图像的放射线图像检测装置，其特征在于，
所述放射线图像检测装置具备：
检测面板，为了检测被摄体的放射线图像而排列有蓄积信号电荷的像素，所述信号电荷表示与从所述放射线产生装置照射的放射线的剂量相应的图像信号；
放射线检测部，检测向所述检测面板到达的所述放射线；
剂量采样部，基于所述放射线检测部的输出而对表示所述放射线的每单位时间的剂量的剂量信号进行采样；
照射开始判定部，基于所述剂量信号与预先设定的照射开始阈值的比较结果，判定所述放射线产生装置的所述放射线的照射是否开始；及
自动曝光控制部，是控制所述放射线图像的曝光的自动曝光控制部，进行如下控制：基于所述剂量信号，测定从所述照射开始判定部判定为照射开始了的开始时刻到经过了预定时间的测定时刻的所述放射线的累积剂量即测定剂量，并基于所述测定剂量，算出预测为从所述开始时刻起的所述放射线的累积剂量达到作为预先设定的目标剂量的照射停止阈值的预测时刻，在所述预测时刻使所述放射产生装置的所述放射线的照射停止。
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