CN103239245B - 放射线成像设备及其控制方法，和放射线成像*** - Google Patents

Abstract

一种FPD检测被摄体的X射线图像。该FPD包括被布置在它的图像捕获领域中的多个像素。各个像素接收从X射线源发射的X射线，并且根据被施加于此的X射线剂量输出像素值。像素确定器基于像素的像素值从像素确定最小值像素。最小值像素是其像素值最低的像素。像素确定器将最小值像素设置作为曝光控制像素。比较器比较第一积分值与预定的第一阈值，所述第一积分值是最小值像素的像素值的积分值。比较器执行X射线发射控制，从而当第一积分值已经达到第一阈值时，X射线源停止发射X射线。

Description

放射线成像设备及其控制方法，和放射线成像***

技术领域

本发明涉及一种用于从透过被摄体的放射线来拍摄射线照相图像的放射线成像设备、一种该放射线成像设备的控制方法、和一种具有该放射线成像设备的放射线成像***。

背景技术

在医疗领域中，放射线成像***例如使用X射线的X射线成像***是广泛已知的。X射线成像***由用于向被摄体（身体部位例如患者的胸部）施加X射线的X射线发生设备和用于通过接收透过被摄体的X射线而拍摄X射线图像的X射线成像设备构成。

近年来，替代X射线胶片或者成像板（IP）地使用平板检测器（FPD）作为检测面板的X射线成像设备变得广泛。FPD具有像素矩阵，每一个像素根据被施加到其的X射线剂量产生并且积聚信号电荷。FPD通过它的信号处理电路将像素的信号电荷转换成电压信号。由此，FPD电检测X射线图像，并且输出X射线图像作为数字图像数据。

为了减少患者的X射线被曝量并且改进X射线图像质量，某些X射线成像***具有用于X射线剂量的自动控制的自动曝光控制（AEC）功能。例如，日本专利特开公布No.09-055298公开了一种具有作为图像检测器的摄影机和被置放在摄影机前面的图像增强器的X射线荧光检查设备。在这个设备中，图像增强器将X射线图像转换成光学图像，并且摄影机捕获将在监视器上显示的活动图像。图像增强器具有矩形的形状，并且设置有分别地被置放在矩形上部的中间处和矩形下部的右侧和左侧处的三个强度检测传感器，作为用于检测X射线剂量的X射线传感器。在观察时摄影机捕获被摄体的活动图像，从而荧光检查图像被显示在监视器上。在显示（荧光检查）期间，荧光检查图像的像素值被检测并且在对应于各个X射线传感器的位置的相应各个独立区域中产生像素值的柱状图。基于该柱状图，X射线没有施加于此的非曝光区域、被摄体区域和X射线不通过被摄体地被直接地施加于此的直接曝光区域得以确定。在该三个X射线传感器中，被置放在被摄体区域中的那一个被选择。在通过使用X射线胶片拍摄X射线图像时，基于由选择的X射线传感器检测的X射线剂量，来控制X射线曝光时间。

而且，US专利No.7，433，445公开了一种用于***X线照相术的放射线成像设备。这个设备包括由FPD构成的图像检测器，和被置放在对应于图像检测器的外边缘的位置中的曝光控制传感器。在这个设备中，在执行***X线照相术之前，从被摄体的厚度、X射线吸收率等计算对于获得理想的图像质量而言有必要的X射线剂量（必要剂量）。在***X线照相术期间，由曝光控制传感器检测的X射线剂量（检测剂量）被与必要剂量比较。当检测剂量已经达到必要剂量时，X射线发射停止。

日本专利特开公布No.09-055298的X射线荧光检查设备设置有用于在AEC中使用的多个X射线传感器。X射线传感器被用于在非曝光区域、被摄体区域和直接曝光区域这三个区域中识别被摄体区域。X射线传感器具有低空间分辨率，并且它的检测表面具有固定的尺寸并且处于固定的位置中。根据身体部位的类型、尺寸、形状等，可以存在如此情形，其中不能适当地执行AEC，并且不能获得理想的图像质量。

这是因为，例如在胸部x射线摄影中，被摄体区域包括具有相互不同的X射线透射率的肺野、纵隔和横隔膜。X射线透射率的差异在将被透射的X射线剂量中引起变化。因此，图像质量根据哪个部分被用于检测作为AEC的基准的X射线剂量而不同。通常，密度越高，X射线图像的颗粒性将越好。因此，具有低X射线透射率的部分比具有高X射线透射率的部分更加优选地被用于检测X射线剂量，因为整个图像的密度增加促进了图像质量的改进。

然而，在日本专利特开公布No.09-055298中，该多个X射线传感器被置放在固定的位置中，并且具有固定的尺寸和低空间分辨率。因此，X射线传感器可能不能够根据身体部位的类型、尺寸、形状等在被摄体区域中的适当位置处检测X射线剂量。因此，日本专利特开公布No.09-055298的设备可能不能根据身体部位的类型、尺寸、形状等，适当地执行AEC。

在另一方面，在US专利No.7，433，445中，仅仅存在被设置在图像检测器的外边缘处的一个曝光控制传感器，并且它的检测表面具有固定的尺寸和位置。因此，如同日本专利特开公布No.09-055298，US专利No.7，433，445的设备可能不能根据身体部位的类型、尺寸、形状等执行适当的AEC，并且不能获得良好的图像质量。

进而，日本专利特开公布No.09-055298的X射线传感器和US专利No.7，433，445的曝光控制传感器这两者被与图像检测器（摄影机或者FPD）分开地提供，并且因此可以引起复杂的结构。

发明内容

本发明的一个目的在于提供一种具有比以往更加简单的结构并且能够与所要成像的身体部位无关地拍摄具有良好的图像质量的射线照相图像的放射线成像设备、所述放射线成像设备的控制方法、和一种具有所述放射线成像设备的放射线成像***。

为了实现本发明的以上和其它目的，根据本发明的一种放射线成像设备包括图像检测器、像素确定器和比较器。检测被摄体的射线照相图像的图像检测器包括被布置在图像捕获领域中的多个像素。各个像素接收从放射线源发射的放射线并且根据接收的放射线剂量输出像素值。像素确定器基于像素值从像素中确定至少一个典型低值像素，并且将该典型低值像素设置作为曝光控制像素。比较器比较作为典型低值像素的像素值的积分值的第一积分值与预定的第一阈值，并且执行放射线发射控制，从而当第一积分值已经达到第一阈值时，放射线源停止发射放射线。

像素确定器优选地基于像素值从像素中确定至少一个典型高值像素，并且将典型高值像素设置作为另一个曝光控制像素。比较器优选地比较作为典型高值像素的像素值的积分值的第二积分值与预定第二阈值，并且执行放射线发射控制，从而当第二积分值已经达到第二阈值时，即便第一积分值还没有达到第一阈值，放射线源也停止发射放射线。

该放射线成像设备优选地进一步包括用于基于像素值确定照射野的照射野确定器，所述照射野是在图像捕获领域中利用放射线照射的范围。像素确定器优选地在照射野中确定是不通过被摄体地直接地施加放射线的区域的直接曝光区域、是在被摄体中植入的植入物的区域的植入物区域、和是从照射野排除直接曝光区域和植入物区域的区域的被摄体区域。优选地从被摄体区域中的像素中确定典型低值和高值像素。

像素确定器优选地基于照射野中的像素的像素值的柱状图确定被摄体区域。

像素确定器可以从在指标区域内存在的像素中确定典型低值像素，所述指标区域是根据所要成像的身体部位在图像捕获领域中预先确定的。

像素确定器可以从在关注区域内存在的像素中确定典型高值像素，所述关注区域是根据所要成像的身体部位在图像捕获领域中预先确定的。

优选的是放射线吸收率在指标区域中比在关注区域中高。

像素可以包括用于射线照相图像的检测专用的多个通常像素，和遍布图像捕获领域地分布以检测放射线剂量的多个检测像素。

该放射线成像设备可以进一步包括像素值估计器，用于基于靠近将被估计的通常像素的检测像素的像素值来估计所述通常像素的像素值。像素确定器优选地基于估计的像素值确定典型低值和高值像素。

图像检测器可以具有多个像素组，各个像素组包括一个或者多个通常像素以及一个或者多个检测像素。检测像素在相互邻接的像素组之间被不同地配置。像素值估计器可以基于属于第一像素组的检测像素的像素值和属于与第一像素组邻接的第二像素组的检测像素的像素值来估计第一像素组的通常像素的像素值。

像素确定器可以从检测像素中确定典型低值和高值像素。

被电连接到像素的信号线可以在图像捕获领域中布线以输出像素值。检测像素可以直接地或者通过开关元件而被连接到信号线。

像素可以包括由用作通常像素的第一子像素和用作检测像素的第二子像素构成的复合像素。

本发明的放射线成像***包括放射线生成设备和放射线成像设备。放射线生成设备包括用于向被摄体发射放射线的放射线源，和用于控制放射线源的操作的源控制器。放射线成像设备包括图像检测器、像素确定器和比较器。检测被摄体的射线照相图像的图像检测器包括被布置在图像捕获领域中的多个像素。各个像素接收从放射线源发射的放射线，并且根据施加的放射线剂量输出像素值。像素确定器基于像素值从像素中确定至少一个典型低值像素，并且将典型低值设置作为曝光控制像素。比较器比较作为典型低值像素的像素值的积分值的第一积分值与预定的第一阈值，并且执行放射线发射控制，从而当第一积分值已经达到第一阈值时，放射线源停止发射放射线。

一种放射线成像设备的控制方法包括以下步骤：基于像素值从像素中确定至少一个典型低值像素，并且将所述典型低值像素设置作为曝光控制像素；以及，比较作为所述典型低值像素的像素值的积分值的第一积分值与预定的第一阈值，并且执行放射线发射控制，从而当第一积分值已经达到第一阈值时，放射线源停止发射放射线。

根据本发明，基于在图像检测器的图像捕获领域中的像素的像素值来执行曝光控制。因此，简化放射线成像设备的结构是可能的。进而，从图像捕获领域的像素中确定至少一个典型低值像素，并且基于典型低值像素的像素值执行曝光控制。因此，与所要成像的身体部位无关地获得具有良好的图像质量的射线照相图像是可能的。

附图说明

为了更加全面地理解本发明，和其优点，现在结合附图参考后续的描述，其中：

图1是示出X射线成像***的示意性结构的解释说明图；

图2是X射线成像***的框图。

图3是电子暗盒的透视图；

图4是示出FPD结构的框图；

图5是示出曝光控制器的结构的框图；

图6是照射野确定过程的流程图；

图7是示出通常像素的像素值与短路像素的像素值之间相关性的图示；

图8是示出短路像素的配置的示例的解释说明图；

图9A至图9D是照射野确定过程的解释说明图；

图10A和图10B是示出产生用于获得照射野的边缘的曲线（profile）的示例的图示；

图11是用于设置最小值像素和最大值像素的过程的流程图；

图12是产生用来确定被摄体区域的直方图的示例的图示；

图13A是示出在不存在植入物的情况下曲线的示例的图示；

图13B是示出在存在植入物的情况下曲线的示例的图示；

图14是示出最小值像素和最大值像素所在的区域的解释说明图；

图15是使用第一积分值和第二积分值的AEC过程的流程图；

图16是X射线成像***的X射线成像过程的流程图；以及

图17是示出另一实施例的检测像素的结构的解释说明图。

具体实施方式

如图1所示，X射线成像***10由以下两个设备构成：X射线生成设备11，用于生成X射线；和X射线成像设备12，用于由穿过患者H的身体部位（被摄体）的X射线拍摄X射线图像的。X射线成像设备12包括：用于检测X射线图像的电子暗盒13；和控制电子暗盒13并且执行X射线图像的图像处理的控制台14。在X射线成像***10中，控制台14通过电缆15可通信地连接到X射线生成设备11（具体而言，源控制器17）。电子暗盒13和控制台14彼此无线通信。X射线成像***10执行AEC（自动曝光控制），其中，在电子暗盒13检测的X射线剂量到达预定值的时刻，控制台14停止自X射线生成设备11的X射线发射。

X射线生成设备11由X射线源16、用于控制X射线源16的源控制器17和用于指示X射线发射开始的发射开关18。X射线源16具有：X射线管16a，用于发射X射线；和准直器16b，用于限制从X射线管16a发射的X射线的照射野。X射线管16a具有阴极和阳极（靶），阴极为用于发射热电子的灯丝，通过使阴极发射的热电子碰撞阳极，阳极放射X射线。准直器16b由例如安置于矩形的每个边上的四个X射线屏蔽铅板组成，以便在其中部形成照射开口，X射线通过该照射开口传播。铅板的平行位移改变照射开口的大小以限制照射野。

电子暗盒13可分离地加载于立位成像台29或成像台（未图示）的保持器中的特定位置处，使得FPD（图像检测器）26的图像捕获领域41（参看图4）与X射线源16相对。立位成像台29或成像台可设计为电子暗盒13专用，或者可与胶片暗盒和IP暗盒共用。电子暗盒13可单独使用，置于患者H所躺的床上，或者由患者H自己保持。

如图2所示，源控制器17包括高电压发生器20、控制单元21和有线通信器22。高电压发生器20向X射线源16供应高管电压。控制单元21控制管电压、管电流、照射时间等。有线通信器22建立与控制台14的通信。管电压决定从X射线源16所发射的X射线的放射线品质（能谱）。管电流决定每单位时间的X射线剂量。高电压发生器20用变压器将输入电压转换为高电压，且通过高电压电缆将驱动电力供应给X射线源16。

包括管电压、管电流、照射时间等的成像条件从控制台14通过有线通信器22输入到控制单元21。控制单元21基于成像条件来设置X射线源16的驱动条件。成像条件可从设于源控制器17中的操作面板23输入。

由放射技师来操作通过信号电缆连接到源控制器17的控制单元21的发射开关18。发射开关18例如为二步按压开关。在半按发射开关18时，发出预热开始信号以开始预热X射线源16。在全按时，发出发射开始信号以开始从X射线源16发射X射线。从发射开关18发出的预热开始信号和发射开始信号通过信号电缆输入到控制单元21。

在全按发射开关18时，允许X射线源16发射X射线。如果在执行AEC之前释放发射开关18的全按，停止X射线发射。因此能在紧急情况下立即停止X射线发射。

在从发射开关18接收到发射开始信号后，源控制器17的控制单元21向X射线源16发出发射开始命令，且使得高电压发生器20开始用于X射线发射的电力供应。在通过AEC将来自电子暗盒13的发射停止信号通过控制台14传送到源控制器17时，控制单元21向X射线源16发出发射停止命令，且使高电压发生器20停止电力供应。

电子暗盒13包括FPD26、曝光控制器32、存储器33、无线通信器34、电源35和控制单元36。FPD26基于通过被摄体施加到其照射表面25上的X射线来检测X射线图像。曝光控制器32执行AEC。存储器33存储从FPD26输出的图像数据。无线通信器34建立与控制台14的通信。电源35从电池向电子暗盒13的每个部供电。控制单元36控制电子暗盒13的整个操作。上文所述的部件包含于便携式壳体27中。

如在图3中所示，壳体27呈矩形扁盒的形状，其具有与胶片暗盒和IP暗盒近似相同的大小。壳体27的与照射表面25相反的表面上被设置有电池，用于向电子暗盒13供电。

控制台14包括监视器75、输入装置76和主体14a。监视器75显示检查顺序、X射线图像等。输入装置76用于输入成像条件等。主体14a由用于存储X射线图像数据的图像存储部77、用于建立与源控制器17的通信的有线通信器78、用于建立与电子暗盒13通信的无线通信器79以及用于控制该控制台14的整个操作的控制单元80构成。

控制台14的控制单元80接收检查顺序的输入，包括关于患者性别和年龄的信息，待成像的身体部位，检查目的等，且在监视器75上显示检查顺序。从通过有线通信器78或无线通信器79连接的、管理与放射照相术有关的患者数据或检查数据的外部***例如HIS（医院信息***）或RIS（放射照相信息***）输入检查顺序，或者由放射技师利用输入装置76来手动输入检查顺序。放射技师基于在监视器75上显示的检查顺序内容将包括管电压、管电流、照射时间的成像条件从输入装置76输入到控制单元80。

控制单元80将成像条件传送到电子暗盒13和源控制器17，且在电子暗盒13中设置包括第一阈值和第二阈值等的FPD26的信号处理条件。控制单元80从电子暗盒13接收图像数据，且向图像数据采用各种类型的图像处理，例如伽马校正和频率处理。经过图像处理之后的X射线图像在控制台14的监视器75上显示。而且，X射线图像数据被写入到由硬盘驱动等组成的图像存储部77和/或例如通过网络连接到控制台14的图像存储服务器的数据存储装置。

如图4所示，FPD26具有TFT有源矩阵基板，且形成有图像捕获领域41，图像捕获领域41由布置于TFT有源矩阵基板中的多个像素（通常像素40和短路像素55）组成。每个像素根据入射于其上的X射线剂量而产生信号电荷。多个像素布置为二维矩阵，具有采用预定间距的n个行（Y方向）和m个列（X方向）。FPD26还包括栅极驱动器42和信号处理电路43。栅极驱动器42驱动通常像素40以控制信号电荷的读出。信号处理电路43将从通常像素40读出的信号电荷转换为数字图像数据。栅极驱动器42和信号处理电路43受到控制单元36控制。

FPD26为间接转换型，其具有闪烁体（未图示）用于将X射线转换为可见光。像素执行闪烁体所产生的可见光的光电转换。闪烁体安置于图像捕获领域41的前方以便与具有像素布置的整个图像捕获领域41相对。闪烁体由例如CsI（碘化铯）或GOS（硫氧化钆）的磷光体制成。应当指出的是，可替代地使用直接转换型FPD，这种类型的FPD具有用于将X射线直接转换为电荷的转换层（非晶硒等）。

通常像素40包括光电二极管45、电容器（未图示）和薄膜晶体管（TFT）46。光电二极管45为光电转换元件，当可见光进入它时，光电二极管45产生电荷（电子和空穴对）。电容器积聚由光电二极管45产生的电荷。TFT46充当开关元件。

光电二极管45由a-Si（非晶硅）或类似物的半导电层（例如，PIN型）和置于半导电层的上方和下方的上部电极和下部电极构成。光电二极管45的下部电极连接到TFT46。光电二极管45的上部电极连接到偏置线（未图示）。

通过偏置线，将偏置电压施加到图像捕获领域41中各个像素的光电二极管45的上部电极。由于施加偏置电压在光电二极管45的半导电层中产生电场，由光电转换在半导电层中所产生的电荷（电子和空穴对）被吸引到上部电极和下部电极，所产生的电荷中的一方具有正极性且另一方具有负极性。因此，在电容器中积聚电荷。

TFT46的栅电极连接到扫描线48。TFT46的源电极连接到信号线49。TFT46的漏电极连接到光电二极管45。扫描线48和信号线49被布线为栅格状。扫描线48的数量与设于图像捕获领域4中的像素的行数（n行）相一致，且布置于同一行中的所有像素连接到同一扫描线48。信号线49的数量与像素的列的数量（m列）相一致，且布置于同一列中的所有像素连接到同一信号线49。每个扫描线48连接到栅极驱动器42，且每个信号线49连接到信号处理电路43。

栅极驱动器42驱动TFT46使得FPD26执行电荷积聚操作、读出操作和复位操作。在电荷积聚操作中，通常像素40对信号电荷积聚对应于X射线发射期间入射于其上的X剂量的量。在读出操作中，在X射线发射之后，从通常像素读出信号电荷。在紧接要发射X射线之前，执行复位操作以使通常像素40中积聚的信号电荷放电并复位。控制单元36控制由栅极驱动器42所执行的上文所述的每个操作的开始定时。

在电荷积聚操作中，关断每个TFT46，因此每个通常像素40积聚信号电荷。在读出操作中，栅极驱动器42顺序地发出栅极脉冲G1至Gn，栅极脉冲G1至Gn中的各个每次驱动同一行的TFT46。由此，扫描线48被逐一激活以便在逐行基础上接通连接到激活的扫描线48上的TFT46。

在接通单行的TFT46时，在单行的通常像素40中积聚的信号电荷通过信号线49被输入到信号处理电路43。信号处理电路43将与信号电荷相对应的输出电压读出为电压信号D1至Dm。模拟电压信号D1至Dm中的各个在预定增益调整之后被转换为数字像素值，所述数字像素值为相应各个像素的检测值。此像素值也被称作QL（量化等级）值。由像素的像素值组成的图像数据被输出到包含于电子暗盒13中的存储器33。

在光电二极管45的半导电层中出现暗电流，无论X射线是否进入。由于施加偏置电压，在电容器中积聚暗电流的暗电荷。暗电荷变成图像数据的噪音，且因此执行复位操作以移除暗电荷。复位操作为使不需要的电荷例如积聚在通常像素40中的暗电荷通过信号线49放电的操作。

复位操作例如采用顺次复位方法，通过顺次复位方法，像素被逐行地复位。在顺次复位方法中，如在信号电荷的读出操作的情形中，栅极驱动器42顺序地向扫描线48发出栅极脉冲G1到Gn以逐行地接通像素的TFT46。在TFT46被接通时，暗电荷从像素通过信号线49流动到信号处理电路43中。

在复位操作中，与读出操作不同的是，对应于暗电荷的输出电压不被读出。与栅极脉冲G1到Gn中的各个的发出同步地，控制单元36向信号处理电路43输出复位脉冲RST。在信号处理电路43中，复位脉冲RST的输入接通在以后描述的积分放大器51的复位开关51a，从而积分放大器51被复位。

替代顺次复位方法地，可以使用并列复位方法或者全部像素复位方法。在并列复位方法中，多行像素被分组地一起，并且在各个组内执行顺次复位，从而同时地从组的数个行排放暗电荷。在全部像素复位方法中，栅极脉冲被输入每一行以同时地排放来自每一个像素的暗电荷。采取并列复位方法和全部像素复位方法能够减少复位操作要求的时间。

信号处理电路43设置有积分放大器51、MUX52、A/D转换器53等。一个积分放大器51被连接到各条信号线49。积分放大器51包括运算放大器和在运算放大器的输入和输出端子之间连接的电容器。信号线49被连接到运算放大器的两个输入端子之一。运算放大器的另一输入端子被接地（GND）。积分放大器51对从信号线49输入的信号电荷进行积分，并且将信号电荷转换成电压信号D1到Dm，并且输出电压信号D1到Dm。

在用于在电荷积聚操作之后从各个通常像素40读出信号电荷的读出操作中，利用栅极脉冲逐行地接通TFT46。信号电荷通过信号线49从在被激活行中的通常像素40的电容器流动到积分放大器51。

各列的积分放大器51的输出端子通过用于放大电压信号D1到Dm中的各个的另一个放大器（未示出）和用于保持电压信号D1到Dm中的各个的样本保持器（未示出）而被连接到MUX52。MUX52顺序地选择并联连接的该多个积分放大器51之一，从而从选择的积分放大器51向A/D转换器53系列地输入电压信号D1到Dm。

A/D转换器53将模拟电压信号D1到Dm根据它们的信号电平转换成数字像素值，并且向存储器33输出该像素值。像素值被与图像捕获领域41中的各个通常像素40的坐标相关联地、作为代表X射线图像的X射线图像数据存储在存储器33中。

在从积分放大器51输出一行的电压信号D1到Dm之后，控制单元36向积分放大器51发出复位脉冲RST以接通积分放大器51的复位开关51a。因此，在积分放大器51中积聚的单一行的信号电荷被复位。在积分放大器51复位之后，栅极驱动器42输出下一行的栅极脉冲，从而从该下一行的通常像素40读出信号电荷。以上操作被顺序地重复以从每一行的通常像素40读出信号电荷。

在完成从每一行的读出之后，代表一帧的X射线图像的图像数据被写入存储器33。控制单元36向该图像数据施加包括偏移校正、敏感度校正和缺陷校正的图像校正处理。在偏移校正中，是由FPD26的个体差异和环境引起的固定图案噪声的偏移分量被消除。在敏感度校正中，在光电二极管45之间的敏感度变化、在信号处理电路43的输出性质中的变化等被校正。在缺陷校正中，基于在装运或者周期性检查中产生的缺陷像素信息使用与缺陷像素邻接的通常像素40的像素值线性地内插缺陷像素的像素值。如在以后描述地，在AEC中使用的短路像素55的像素值也经历缺陷校正。图像数据被从存储器33读出，并且通过无线通信器34而被传输到控制台14。

FPD26在它的图像捕获领域41中，不仅设置有专用于X射线图像检测的通常像素40，而且还设置有在图4中带有阴影的多个短路像素55。短路像素55是检测通过被摄体施加到FPD26的X射线剂量的检测像素。在由曝光控制器32执行的AEC中和在获得FPD26的操作开关定时中使用短路像素55。

短路像素55遍及整个图像捕获领域41地均匀地分布而不是局部化的。短路像素55占据例如在图像捕获领域41中包括通常像素40和短路像素55的全部像素的大约0.01%。在制造FPD26时，短路像素55的位置是已知的。FPD26具有存储每一个短路像素55的位置（坐标）的非易失存储器（未示出）。短路像素55的布局、数目和比率能够适当地改变。

如同通常像素40，各个短路像素55具有光电二极管45和TFT46。短路像素55的光电二极管45根据在其上入射的X射线剂量产生信号电荷。在短路像素55和通常像素40之间的结构差异在于，短路像素55具有在TFT46的源极和漏极之间引起短接的连接55a，并且因此短路像素55没有TFT46的开关功能。因此，在短路像素55的光电二极管45中产生的信号电荷通过信号线49连续地流出到积分放大器51中。注意，替代连接短路像素55的TFT46的源极和漏极地，短路像素55可以不设置有TFT46并且光电二极管45可以被直接地连接到信号线49。

如同来自通常像素40的信号电荷，已经输入积分放大器51的、来自短路像素55的信号电荷被输出到A/D转换器53。A/D转换器53将信号电荷转换成数字像素值Vout，并且向存储器33输出像素值Vout。短路像素55的像素值Vout被与相应各个短路像素55的坐标相关联地存储在存储器33中。因此，已经被施加到各个短路像素55的X射线剂量得到检测。FPD26在X射线发射期间以预定速率重复短路像素55的像素值Vout的该采样操作。曝光控制器32从存储器33读出短路像素55的采样像素值Vout以执行AEC。

如在图5中所示，曝光控制器32设置有照射野确定器57、像素确定器58、比较器59和发射开始/停止检测器60。在AEC中确定从X射线源16施加的X射线的照射野的照射野确定器57由上述短路像素55和像素值估计器61构成。将在下文中参考图6到10B描述由照射野确定器57执行的照射野确定过程。

像素值估计器61基于布置在通常像素40附近的短路像素55的像素值Vout估计通常像素40的像素值（S10）。如在图7中所示，由于在通常像素40的像素值和布置在其附近的短路像素55的像素值Vout之间的正相关，能够以高准确度从短路像素55的像素值Vout估计通常像素40的像素值。注意，在图7中通常像素40的像素值和短路像素55的像素值Vout具有线性相关，但是根据像素的结构和位置可以具有非线性相关。

像素值估计器61可以基于由单次采样获得的短路像素55的像素值Vout，或者基于从单一短路像素55采样两次或者更多次取得的像素值Vout从一个坐标到另一个进行积分所得的积分值，来估计通常像素40的像素值。

在该实施例中，为了改进在估计通常像素40的像素值时的准确度，在FPD26中建立了多个像素组，各个像素组沿着行和列方向具有固定数目的像素。各个像素组包括预定数目的通常像素40和预定数目的短路像素55。短路像素55的位置例如在沿着列方向邻接的像素组之间不同。在图8所示实例中，建立了每一个沿着行和列方向（X和Y方向）包括3乘3像素的第一到第六像素组63到68。在第一像素组63中，三个短路像素55被布置在左列中。在沿着列方向与第一像素组63邻接的第二像素组64中，三个短路像素55被布置在中间列中。在沿着列方向与第二像素组64邻接的第三像素组65中，三个短路像素55被布置在右列中。

采取估计被布置在第一像素组63的中间列中的通常像素40的像素值的情形作为一个实例，像素值估计器61基于属于相同的第一像素组63的短路像素55的像素值和属于第二像素组64的短路像素55的像素值来估计像素值。基于属于相同的第一像素组63的短路像素55的像素值和属于第三像素组65的短路像素55的像素值来估计被布置在第一像素组63的右列中的通常像素40的像素值。以类似的方式，第二到第六像素组64到68的各个通常像素40的像素值被从属于相同的像素组的短路像素55的像素值和属于靠近的像素组的短路像素55的像素值来估计。

注意，可以仅仅从属于相同像素组的短路像素55的像素值估计通常像素40的像素值，而不使用属于不同的像素组的短路像素55的像素值。在此情形中，估计处理变得更加容易，但是它的准确度可能降低。

照射野确定器57将由通常像素40的估计像素值构成的图像执行微分以产生微分图像，并且从该微分图像获得微分值的重心（S11）。在图9A到9D所示实例中，从患者的右手图像确定照射野。如在图9A中所示，照射野确定器57通过对由通常像素40的估计像素值构成的图像进行微分而产生微分图像70，并且从微分图像70获得重心G。

接着，提取照射野的边缘的候补点（S12）。如在图9B中所示，照射野确定器57沿着从重心G放射状的多个方向执行由通常像素40的估计像素值构成的图像72的微分处理。更加具体地，如在图10A中所示，沿着各个放射状方向产生图像72的像素值的廓线（profile），并且如在图10B中所示，该廓线经历微分处理以形成微分值的绝对值的廓线。然后，绝对微分值被与预定阈值TH比较。提取具有大于阈值TH的绝对微分值的像素的坐标作为照射野的边缘的候补点。

在图9B中设定了相互隔开三十度的六个放射方向，但是放射方向的数目优选地增加。在以上实施例中，沿着从微分图像72的重心G放射的多个方向产生廓线。然而，如果可设想矩形照射野不相对于图像旋转或者倾斜，则能够采用更加容易的方法，其中可以沿着两个方向，即，垂直和水平方向检测廓线。注意，在日本专利No.2525652、日本专利特开公布No.63-259538和10-162156等中已知其它照射野确定方法。可以替代地采用在现有技术中描述的方法。

接着，从提取的候补点确定数个边缘点（S13）。更加具体地，例如，照射野确定器57重新评价在相互邻接的候补点之间的各个中点是否实际上在照射野的边缘中，并且确定八个边缘点E1到E8，如在图9C中所示。在接着的步骤中，从边缘点E1到E8确定照射野（S14）。如在图9C中所示，照射野确定器57通过利用直线连接所确定的八个边缘点E1到E8而形成多边形照射野F1。然后，如在图9D中所示，照射野确定器57校正非自然地凹进的边缘点E3的位置，并且根据由准直器16b限定的照射野的形状校正照射野F1的形状以确定矩形照射野F2。

像素确定器58从位于由照射野确定器57确定的照射野F2内的通常像素40中确定将在AEC中使用的像素。基于由像素值估计器61估计的通常像素40的像素值，像素确定器58确定其像素值最小的最小值像素和其像素值最大的最大值像素。在AEC中使用最小值像素和最大值像素。最小值像素被设置作为被用于获得带有良好的图像质量的X射线图像的典型低值像素。最大值像素被设置作为被用于防止患者的过度X射线曝光的典型高值像素。

参考图11，将描述利用像素确定器58对最小值像素和最大值像素的设定过程。如在图12中所示，像素确定器58形成位于照射野F2内的通常像素40的估计像素值的柱状图（S20）。像素确定器58分析所形成的柱状图以获得最小值像素和最大值像素。在该柱状图中，水平轴代表估计像素值的量，并且竖直轴代表各个估计像素值的出现频率。然后，像素确定器58从柱状图确定X射线不通过被摄体地被直接地施加于此的直接曝光区域以及其中在被摄体中存在植入物的植入物区域。像素确定器58通过从照射野F2除掉直接曝光区域和植入物区域来确定被摄体区域（S21）。

像素值在直接曝光区域中比在被摄体区域中更高，因为在直接曝光区域中X射线不被被摄体吸收。像素确定器58例如从柱状图的峰值中检测代表最大估计像素值的最大峰值。最大峰值的像素值被乘以小于一的特定比率，并且相乘所得的像素值被设置作为直接曝光区域阈值。在照射野F2中，具有等于或者大于直接曝光区域阈值的像素值的区域被确定为直接曝光区域。在另一方面，当被摄体是活体人体时，植入物的X射线吸收率高于被摄体的X射线吸收率。因此，像素值在植入物区域中比在被摄体区域中低。像素确定器58例如从柱状图的峰值中检测代表最小估计像素值的最小峰值。最小峰值的像素值被乘以大于一的特定比率，并且相乘所得的像素值被设置作为植入物区域阈值。在照射野F2中，具有等于或者小于植入物区域阈值的像素值的区域被确定为植入物区域。注意，能够根据所要成像的身体部位改变被用于计算直接曝光区域阈值和植入物区域阈值的比率。

像素确定器58基于柱状图从被摄体区域中的通常像素40中确定其估计像素值为最低（MIN）的像素，并且将该像素设置作为最小值像素。以类似的方式，像素确定器58确定其估计像素值为最高（MAX）的像素，并且将这个像素设置作为最大值像素（S22）。

为了设定将在排除直接曝光区域和植入物区域的被摄体区域内的AEC中使用的最小值像素和最大值像素，直接曝光区域和植入物区域被从照射野F2排除。图13A和13B在胸部x射线摄影中示出沿着横向方向的照射野的廓线。图13A处于其中不存在植入物的情形中，而图13B处于在被摄体的中间存在植入物的情形。在图13A和13B中，水平轴代表在照射野F2中的通常像素40的水平位置，并且竖直轴代表像素值。如从廓线所知的那样，像素值在植入物区域中比在被摄体区域中低。像素值在直接曝光区域中比在被摄体区域中高。因此，如果从位于照射野F2内的所有的通常像素40的像素值选择最小值和最大值，则在植入物区域内的像素被设置作为最小值像素，而在直接曝光区域内的像素被设置作为最大值像素。因此，在该实施例中，通过从照射野F2排除直接曝光区域和植入物区域确定被摄体区域，并且从在被摄体区域内的通常像素40设置最小值像素和最大值像素。

在从图13B所示一维廓线设置最小值像素和最大值像素的情形中，最小值（MIN）和最大值（MAX）的位置对应于最小值像素和最大值像素的位置。因为被摄体区域是二维区域，所以当然可以存在其中图13B的廓线包括MIN和MAX中的任一个或者不包括其任一个的情形。

例如，在胸部x射线摄影的情形中，被摄体区域包括右和左肺野、纵隔、横膈膜等。在被摄体区域中，肺野具有最高X射线透射率，而纵隔和横膈膜具有最低X射线透射率。因此，在胸部x射线摄影中，如在图14中所示，在对应于纵隔和横膈膜的区域73b中设定具有MIN的最小值像素，而在对应于右和左肺野的区域73a中设定具有MAX的最大值像素。最小值像素和最大值像素的坐标数据被输入比较器59和像素值估计器61。

比较器59基于由像素确定器58设定的最小值和最大值像素的估计像素值执行AEC。在像素确定器58设定最小值和最大值像素之后，像素值估计器61估计最小值和最大值像素的像素值，并且将估计的像素值输入比较器59（见图5）。如上所述，以预定速率反复地采样短路像素55的像素值Vout。每当执行采样时，像素值估计器61便基于短路像素55的像素值Vout估计最小值和最大值像素中的每一个的像素值，并且将估计的像素值输入比较器59。基于由单个采样获得的像素值Vout计算的估计像素值对应于每单位时间被施加到最小值或者最大值像素的X射线剂量。比较器59对每个采样周期中输入的最小值像素的估计像素值进行积分，以计算第一积分值，所述第一积分值是最小值像素的估计像素值的积分值。比较器59还对每个采样周期中输入的最大值像素的估计像素值进行积分，以计算第二积分值，所述第二积分值是最大值像素的估计像素值的积分值。第一积分值对应于被施加到最小值像素的X射线剂量的累积量。第二积分值对应于被施加到最大值像素的X射线剂量的累积量。

如在图15中所示，在比较器59中设定将被与第一积分值比较的第一阈值和将被与第二积分值比较的第二阈值（S30）。比较器59在它的存储器（未示出）中存储对应于所要成像的身体部位的多个类型的第一和第二阈值，并且基于在从控制台14传输的成像条件中包括的身体部位选择第一和第二阈值。第一阈值代表为了获得X射线图像的良好的图像质量而要求的必要剂量。第二阈值代表用于防止被摄体的过度X射线曝光的规定值。

比较器59比较第二积分值与第二阈值（S31）以确认被施加到被摄体的X射线剂量是否已经达到规定值。在其中第二积分值是第二阈值或者更大的情形中（在S31中“是”），比较器59判断所施加的X射线剂量已经达到规定值，并且向电子暗盒13的控制单元36发出发射停止信号（S32）。发射停止信号通过控制台14而被从控制单元36传输到源控制器17。由此，从X射线源16的X射线发射停止。

在其中第二积分值小于第二阈值的情形中（在S31中“否”），比较器59比较第一积分值与第一阈值（S33）以确认所施加的X射线剂量是否已经达到必要剂量。比较器59重复在第二积分值和第二阈值之间和在第一积分值和第一阈值之间的比较（S31和S33），直至第一积分值达到第一阈值或者更大。当第一积分值是第一阈值或者更大时（在S33中“是”），比较器59判断所施加的X射线剂量已经达到必要剂量，并且向电子暗盒13的控制单元36发出发射停止信号（S32）。如上所述，当第二积分值已经达到第二阈值并且所施加的X射线剂量已经达到规定值时（在S31中“是”），即便第一积分值小于第一阈值，从X射线源16的X射线发射也停止。

如上所述，基于被摄体区域中的最小值像素的第一积分值执行AEC，从而获得带有良好的图像质量的X射线图像是可能的。密度越高，颗粒性将会越好并且X射线图像的图像质量将会越高。在该实施例中，位于具有最低X射线透射率的被摄体区域的一个部分中的最小值像素被用作AEC的基准。因此，必要剂量当然地不仅被施加于最小值像素而且还被施加于整个被摄体区域，从而在整个被摄体区域中获得具有良好的图像质量的X射线图像是可能的。

而且，因为基于被摄体区域中的最大值像素的第二积分值执行AEC，所以遍布被摄体区域地防止过度X射线曝光是可能的。例如，如果具有相对低的X射线透射率的被摄体区域的像素被用作基准，并且该基准像素的积分值被与第二阈值（规定值）比较用于防止过度X射线曝光，则在具有高于基准像素的X射线透射率的部分中，X射线剂量可能超过规定值。在该实施例中，位于具有最高X射线透射率的被摄体区域的一个部分中的最大值像素被用作AEC的基准。因此，在整个被摄体区域中所施加的X射线剂量是第二积分值或者更小，从而在整个被摄体区域中防止过度X射线曝光是可能的。

发射开始/停止检测器60在开始X射线发射之前在FPD26的复位操作期间监视短路像素55的像素值Vout。短路像素55的像素值Vout在复位操作期间被以预定采样速率反复地采样。每当执行采样时，像素值Vout便被输入发射开始/停止检测器60。发射开始/停止检测器60比较像素值Vout与预定发射开始阈值。当像素值Vout已经达到发射开始阈值时，发射开始/停止检测器60判断X射线源16已经开始X射线发射，并且向控制单元36发出发射开始检测信号。在接收发射开始检测信号后，控制单元36将FPD26的操作从复位操作切换到电荷积聚操作。

在X射线发射期间，短路像素55的像素值Vout的采样继续。在X射线发射期间，如上所述，除了被用于AEC，像素值Vout被输入发射开始/停止检测器60。在X射线发射期间，发射开始/停止检测器60比较短路像素55的像素值Vout与预定的发射停止阈值。当像素值Vout已经达到发射停止阈值时，发射开始/停止检测器60判断X射线源16已经停止X射线发射，并且向控制单元36发出发射停止检测信号。在接收发射停止检测信号后，控制单元36将FPD26的操作从电荷积聚操作切换到读出操作。

参考图16，将描述X射线成像***10的操作。在装载有电子暗盒13的成像台29、患者H的身体部位和X射线源16的照射位置之间执行位置调节。包括患者的性别和年龄、所要成像的身体部位、检查目的等的检查命令被输入控制台14，并且基于检查命令设定成像条件（S101）。控制台14向电子暗盒13和源控制器17传输成像条件。

源控制器17的控制单元21基于从控制台14接收的成像条件设定X射线源16的驱动条件（S301）。电子暗盒13的控制单元36基于从控制台14接收的成像条件设定上述的第一和第二阈值（S201）。

控制台14向电子暗盒13传输命令准备成像的准备命令信号（S102）。在接收准备命令信号后，电子暗盒13将FPD26转变到待机状态（S202）。在待机状态中，FPD26开始复位操作，并且曝光控制器32的发射开始/停止检测器60开始检测X射线发射的开始。

当从发射开关18输入发射开始信号时，源控制器17向X射线源16发出发射开始命令（S302）。X射线源16开始向被摄体施加X射线。发射开始/停止检测器60比较短路像素55的像素值Vout与发射开始阈值。当像素值Vout已经达到发射开始阈值时，检测到X射线发射的开始（S203）。在检测到X射线发射开始后，通常像素40的TFT46被关断以开始FPD26的电荷积聚操作（S204）。

曝光控制器32基于短路像素55的像素值Vout执行AEC（S205）。在AEC中，照射野确定器57基于短路像素55的像素值Vout确定照射野。更加具体地，如在图6中所示，像素值估计器61基于短路像素55的像素值Vout估计被布置在图像捕获领域41中的各个通常像素40的像素值。照射野确定器57基于通常像素40的估计像素值来确定照射野。然后，如在图11中所示，像素确定器58基于位于照射野内的通常像素40的估计像素值，来确定直接曝光区域、植入物区域和被摄体区域。像素确定器58从位于被摄体区域内的通常像素40选择具有最小估计像素值和最大估计像素值的通常像素40。所选择的、具有最小估计像素值的通常像素40被设置作为最小值像素。所选择的、具有最大估计像素值的通常像素40被设置作为最大值像素。

最小值像素和最大值像素的坐标数据被输入比较器59和像素值估计器61。每当短路像素55的像素值Vout被采样时，像素值估计器61便基于像素值Vout估计最小值和最大值像素的像素值，并且将估计的像素值输入比较器59。比较器59对估计的像素值进行积分以获得最小值像素的第一积分值和最大值像素的第二积分值。而且，如在图15中所示，在比较器59中设定第一和第二阈值。

参考图15，比较器59比较第二积分值与第二阈值，并且比较第一积分值与第一阈值。比较器59重复在第一积分值与第一阈值之间的比较，直至第二积分值达到第二阈值。当第一积分值已经达到第一阈值时，比较器59发出发射停止信号。当第二积分值已经达到第二阈值时，即便第一积分值没有达到第一阈值，比较器59也发出发射停止信号。

发射停止信号通过控制台14而被从电子暗盒13传输到源控制器17（S103）。在接收发射停止信号后，源控制器17向X射线源16发出发射停止命令以停止X射线发射（S303）。

曝光控制器32的发射开始/停止检测器60比较短路像素55的像素值Vout与发射停止阈值。当像素值Vout已经达到发射停止阈值时，检测到X射线发射停止（S206）。在检测到X射线发射停止后，FPD26停止电荷积聚操作并且开始读出操作（S207）。从FPD26读出的X射线图像数据被从电子暗盒13传输到控制台14（S208）。X射线图像数据经受预定图像处理，并且被写入图像存储器77（S104）。

在该实施例中设置了发射开始/停止检测器60从而FPD26检测X射线发射的开始和停止，但是可以省略发射开始/停止检测器60。在不存在发射开始/停止检测器60的情形中，X射线生成设备11通过电气通信向FPD26传输X射线发射的开始和停止。

如上所述，从图像捕获领域41中的像素选择具有最低像素值的最小值像素，并且最小值像素的第一积分值被与必要剂量比较，来执行AEC。因为该像素被用作用于测量X射线剂量的AEC传感器，所以获得比传统AEC传感器更高的空间分辨率是可能的。因此，能够指定被摄体区域的一个部分作为AEC的基准。从图像捕获领域41中的像素选择用于在AEC中使用的像素，从而即便身体部位的尺寸和形状改变也能适当地执行AEC。而且，因为具有最低像素值的最小值像素被用于AEC，所以必要剂量当然地被施加到全部被摄体区域，并且因此全部被摄体区域的图像质量得以改进。

将设置在图像捕获领域41中的像素用于AEC能够消除独立于FPD26地提供AEC传感器的需要，并且因此简化设备的结构。在于FPD26的图像捕获领域41前面独立于FPD26地提供AEC传感器的情形中，AEC传感器衰减被施加到FPD26的X射线，但是本发明不存在这种衰减问题。

在以上实施例中，短路像素55和通常像素40具有大致相同的结构和相同的对于X射线的敏感度，并且因此基于短路像素55的像素值以高准确度估计通常像素40的像素值。这便于改进AEC的准确度。而且，相同或者类似的像素结构能够易于制造并且降低制造成本。

在以上实施例中，除了最小值像素，还选择最大值像素。当最大值像素的第二积分值已经达到第二阈值时，即便最小值像素的第一积分值还没有达到第一阈值，X射线发射也停止。因此，在整个被摄体区域中防止过度X射线曝光是可能的。

在以上实施例中，在设定最小值和最大值像素之前，在图像捕获领域41中确定照射野，并且通过排除直接曝光区域和植入物区域来在照射野中确定被摄体区域。从被摄体区域的像素选择最小值和最大值像素。这允许在被摄体区域中适当地设定最小值和最大值像素。

在以上实施例中，直接曝光区域和植入物区域这两者均被从照射野排除以确定被摄体区域，并且在被摄体区域中设定最小值和最大值像素。然而，可以从照射野仅仅排除植入物区域，并且可以在包括直接曝光区域和被摄体区域的区域中设定最小值和最大值像素。在此情形中，可能会从直接曝光区域中的像素选择最大值像素。使用这个最大值像素，确认被施加到照射野的最大X射线剂量，并且因此防止患者的过度X射线曝光是可能的。

并不确定被摄体区域地，可以在图像捕获领域41中预先指定指标区域，并且可以从指标区域中的像素选择最小值和最大值像素。在将在此处在被摄体区域内定位最小值和最大值像素的区域的位置、尺寸、形状等粗略地已知的情形中，指定指标区域能够消除对于确定照射野、被摄体区域等的需要。曝光控制器32能够确定指标区域中的最小值和最大值像素，从而易于用于确定最小值和最大值像素的计算处理并且加速其处理速度是可能的。

除了指标区域，可以指定关注区域。在此情形中，例如，曝光控制器32设定在指标区域中的最小值像素，和在关注区域中的最大值像素。如在上述胸部x射线摄影的情形中，当X射线透射率在关注区域中比在被摄体区域中的其它区域中更高时，这是有效的。例如，在图14中，指定包括肺野的区域73a作为关注区域，并指定包括具有比肺野低的X射线透射率的纵隔和横膈膜的区域73b作为指标区域。这产生与以上实施例相同的效果。进而，消除对于确定被摄体区域的需要增加了处理速度。

例如通过控制台14的操作来指定指标区域和关注区域。在控制台14的监视器75上显示示意性地示出图像捕获领域41的区域设定屏幕，并且在屏幕上指定任意区域作为指标区域和关注区域。所指定的指标区域和关注区域的数据被传输到电子暗盒13的曝光控制器32。

在以上实施例中，最小值和最大值像素这两者均被确定并且基于第一和第二积分值执行AEC。然而，仅仅确定最小值像素并且可以基于仅仅第一积分值执行AEC。如果基于仅仅第一积分值执行AEC，则当然地施加了必要剂量，从而AEC被适当地执行。关于防止过度X射线曝光，替代确定最大值像素地，例如，可以确定最大发射时间并且当计时器已经计时最大发射时间的逝去时X射线发射可以被强制停止。当然，在设定最大值像素的方法中，实际上测量了被施加到被摄体区域的X射线剂量。因此，设定最大值像素的方法比设定最大发射时间的方法更加有效地防止过度X射线曝光。

在以上实施例中，被直接地连接到信号线49的短路像素55被用作用于检测X射线的检测像素。然而，如同通常像素40，可以替代地提供通过是开关元件的TFT而被连接到信号线49的另一种类型的检测像素。使用这种类型的检测像素允许控制检测像素的电荷积聚时间和在任意定时读出像素值Vout。

在以上实施例中，短路像素55被与通常像素40一起地布置，并且基于短路像素55的像素值Vout估计通常像素40的像素值。然而，替代短路像素55地，可以设置类似于短路像素55地发挥功能的X射线传感器，从而各个X射线传感器被置放在相互邻接的通常像素40之间，从而基于X射线传感器的剂量检测值来估计通常像素40的像素值。在完成X射线发射之后读出的X射线图像具有由被作为缺陷性像素对待的短路像素55引起的缺陷。然而，在通常像素40之间置放X射线传感器能够消除对于提供是缺陷像素的短路像素55的需要，并且因此易于缺陷校正。

为了改进用于校正作为检测像素的短路像素55的效应的缺陷校正的准确度，替代通常像素40和短路像素55地，图17所示FPD90由两种类型的复合像素91和92构成。复合像素91包括两个子像素93和94。复合像素92包括两个子像素93和96。

如同通常像素40地，子像素93和94被专用于图像检测，而如同检测像素诸如短路像素55地，子像素96被用于AEC。因此，复合像素91由用于图像检测的两个子像素93和94构成，而复合像素92由用于图像检测的子像素93和用作检测像素的子像素96构成。复合像素91和92中的每一个具有与单个通常像素40大致相同的尺寸。子像素93、94和96中的每一个的尺寸是单个通常像素40的大致一半。如同短路像素55地，复合像素92以适当比率在整个图像捕获领域41之上分布。

子像素93、94和96中的每一个由光电二极管制成。在复合像素91中，子像素93和94并联地通过TFT46被连接到信号线49。在另一方面，在复合像素92中，子像素93通过TFT46被连接到信号线49，并且正如短路像素55那样，子像素96不通过TFT46地被直接地连接到信号线49。

在读出X射线图像时，在两个子像素93和94中积聚的电荷的总和被从复合像素91读出。从复合像素92，仅仅在子像素93中积聚的电荷被读出。在子像素中积聚的电荷的量与子像素的尺寸成比例。因此，如果复合像素91和92被施加相同的X射线剂量，则从复合像素92读出的电荷量是从复合像素91读出的电荷量的大致一半。因为子像素96被直接地连接到信号线49，所以在子像素96中产生的电荷连续地流入信号线49中。从子像素96流动的电荷被检测为用于在AEC中使用的像素值Vout。

在X射线图像的缺陷校正中，例如，复合像素92的像素值加倍。换言之，复合像素92的像素值被乘以预先基于在复合像素92的子像素93与复合像素91的两个子像素93和94之间的尺寸比率计算的系数。由于提供并不有助于检测X射线图像的子像素96，即使在使用复合像素92时，缺陷校正也是必要的。然而，与提供短路像素55的情形比较，由于子像素93，校正准确度得以改进。因此，当与使用短路像素55的以上实施例比较时，防止了X射线图像劣化。

在以上实施例中，基于作为检测像素的短路像素55的像素值Vout估计通常像素40的像素值，并且基于估计像素值从通常像素40选择在AEC中使用的最小值和最大值像素。然而，可以从检测像素选择在AEC中使用的最小值和最大值像素。在此情形中，基于检测像素的像素值Vout获得第一和第二积分值。因为检测像素以适当的比率在整个图像捕获领域41之上分布，所以即便在AEC中直接地使用检测像素和它们的像素值Vout，AEC也被适当地执行而与所要成像的身体部位无关。当然，检测像素的数目小于通常像素40的数目。因此，与从通常像素40选择用于在AEC中使用的像素的情形比较，空间位置准确度降低，但是因为替代估计像素值地使用测量像素值，所以像素值自身的准确度得以改进。

在该实施例中FPD具有光电二极管和在玻璃基板中形成的TFT，但是可以替代地使用CMOS（互补金属氧化物半导体）型FPD。CMOS型FPD具有具有像素布置的图像捕获领域，每一个像素由光电二极管和在硅基片中形成的开关元件构成。CMOS型FPD能够执行所谓的非破坏性读出，其中在像素维持电荷累积状态时，从像素读出对应于所积聚的电荷的电压。因此，每一个像素可用作用于在图像检测中使用的通常像素和用于在AEC中使用的检测像素这两者。在使用CMOS型FPD的情形中，曝光控制器32并不估计像素值地，基于测量的像素值执行被摄体区域的确定、最小值和最大值像素的选择、以及第一和第二积分值的计算。

在以上实施例中，输出最低像素值的最小值像素被设置作为用于在AEC中使用的典型低值像素，以获得具有良好的图像质量的X射线图像。然而，最小值像素可以不一定被指定作为典型低值像素，只要从包括最小值像素的多个低值像素确定典型低值像素。该多个低值像素指的是输出包括最低像素值的、预定范围的像素值的像素，并且更加具体地，输出在从最低像素值到最高像素值的全部范围中的最低10%到20%的范围内的像素值的像素。采取图12的柱状图作为一个实例，从位于被摄体区域内的通常像素40中，其估计像素值在最低10%到20%的范围中的多个通常像素40被表示为低值像素。

像素确定器58从该多个低值像素基于柱状图确定典型低值像素。例如，作为从除了最小值像素的低值像素确定典型低值像素的一个实例，输出平均值或者中值的低值像素可以被确定作为典型低值像素。根据这种方法，即便最小值像素输出异常像素值，最小值像素也不被确定作为典型低值像素，从而AEC被适当地执行。如在以上实施例的情形中，所确定的典型低值像素的像素值被积分，并且积分值被用作第一积分值。

可以从该多个低值像素确定多个典型低值像素。在此情形中，例如，像素确定器58选择图像捕获领域41中的低值像素之一，并且然后将由选择的像素和围绕选择的像素的多个低值像素构成的像素组确定作为典型低值像素。在其中存在多个典型低值像素的情形中，例如，从典型低值像素输出的像素值的平均值、中值或者和值得以确定。平均值、中值或者和值被积分并且被用作第一积分值。根据第一积分值的类型（平均值、中值或者和值）适当地确定将被与第一积分值比较的第一阈值。

这同样适用于被用于防止过度X射线曝光的典型高值像素。更加具体地，在以上实施例中，输出最高像素值的最大值像素被设置作为典型高值像素。然而，最大值像素可以不是必要地被指定为典型高值像素，只要从包括最大值像素的多个高值像素确定典型高值像素。该多个高值像素指的是输出包括最高像素值的预定范围的像素值的像素，并且更加具体地，输出在从最低像素值到最高像素值的全部范围的最高10%到20%的范围内的像素值的像素。以图12的柱状图为例，从位于被摄体区域内的通常像素40中，其估计像素值在最高10%到20%的范围内的多个通常像素40被表示为高值像素。

像素确定器58从该多个高值像素基于柱状图确定典型高值像素。如在以上实施例的情形中，对所确定的典型高值像素的像素值进行积分，并且积分值被用作第二积分值。根据这种方法，即便最大值像素输出异常像素值，最大值像素也不被确定作为典型高值像素，从而AEC被适当地执行。如在典型低值像素的情形中，可以确定多个典型高值像素。在此情形中，例如，从该多个典型高值像素输出的像素值的平均值、中值或者和值得以确定。平均值、中值或者和值被积分并且被用作第二积分值。根据第二积分值的类型（平均值、中值或者和值）适当地确定将被与第二积分值比较的第二阈值。

注意，如何确定典型低值和高值像素不限于以上方法，并且能够使用任何方法，只要在图像捕获领域41中的相对低值像素和相对高值像素被确定作为典型低值和高值像素。例如，为了防止输出异常像素值的缺陷性像素被设置作为典型低值或者高值像素，可以分别地从低值像素和高值像素排除最小值像素和最大值像素。从排除最小值像素的低值像素确定典型低值像素，并且从排除最大值像素的高值像素确定典型高值像素。在确定典型高值和低值像素这两者的情形中，最重要的事情在于，参考在被摄体区域中的相对低值和高值像素这两者地执行AEC，从而获得良好的图像质量并且防止过度X射线曝光。在如何具体地确定典型低值和高值像素方面的轻微差异并非关键性的并且对于本发明的效果无任何影响，它仅仅引起来自所确定的典型低值和高值像素的像素值的小差异。

在以上实施例中，电子暗盒13和控制台14被以无线方式连接，但是可以通过导线连接。在以上实施例中，控制台14和电子暗盒13是分开的，但是控制台14可以不是必要地独立的。电子暗盒13可以具有控制台14的功能。可替代地，专用于电子暗盒13的控制的另一个成像控制装置可以被设置在电子暗盒13和控制台14之间，并且控制台14可以仅仅负责容易的功能例如输入成像条件和显示X射线图像。控制台14和源控制器17可以被集成到一个单元中。本发明可以被应用于安装类型的X射线图像检测装置，其中替代作为便携式X射线图像检测装置的电子暗盒地，在成像台中包含FPD。

本发明能够被应用于替代X射线地使用另一种类型的放射线诸如γ射线的放射线成像***。

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从本发明的范围偏离，它们应该被理解为被包括于其中。

Claims (16)

1.一种放射线成像设备，包括：

用于检测被摄体的射线照相图像的图像检测器，所述图像检测器包括被布置在图像捕获领域中的多个像素，各个所述像素接收从放射线源发射的放射线并且根据接收的放射线剂量输出像素值；

像素确定器，所述像素确定器用于基于所述像素值从所述像素确定至少一个典型低值像素，并且将所述典型低值像素设置作为曝光控制像素；和

比较器，所述比较器用于比较第一积分值与预定的第一阈值，所述第一积分值是所述典型低值像素的所述像素值的积分值，并且执行放射线发射控制，从而当所述第一积分值已经达到所述第一阈值时，所述放射线源停止发射所述放射线，其中

所述像素确定器基于所述像素值从所述像素确定至少一个典型高值像素，并且将所述典型高值像素设置作为另一个曝光控制像素；并且

所述比较器比较第二积分值与预定第二阈值，所述第二积分值是所述典型高值像素的所述像素值的积分值，并且执行所述放射线发射控制，从而当所述第二积分值已经达到所述第二阈值时，即便所述第一积分值没有达到所述第一阈值，所述放射线源也停止发射所述放射线。

2.根据权利要求1所述的放射线成像设备，进一步包括：

照射野确定器，所述照射野确定器用于基于所述像素值确定照射野，所述照射野是在所述图像捕获领域中利用所述放射线照射的范围，其中

所述像素确定器在所述照射野中确定直接曝光区域、植入物区域、以及被摄体区域，所述直接曝光区域是不通过所述被摄体被直接地施加所述放射线的区域，所述植入物区域是在所述被摄体中植入的植入物的区域，所述被摄体区域是从所述照射野排除所述直接曝光区域和所述植入物区域的区域；并且

从所述被摄体区域中的所述像素中确定所述典型低值像素和所述典型高值像素。

3.根据权利要求2所述的放射线成像设备，其中所述像素确定器基于所述照射野中的所述像素的所述像素值的柱状图确定所述被摄体区域。

4.根据权利要求1所述的放射线成像设备，其中所述像素确定器从在指标区域内存在的所述像素中确定所述典型低值像素，并且所述指标区域是根据所要成像的身体部位在所述图像捕获领域中预定的。

5.根据权利要求4所述的放射线成像设备，所述像素确定器从在关注区域内存在的所述像素中确定所述典型高值像素，并且所述关注区域是根据所要成像的所述身体部位在所述图像捕获领域中预定的。

6.根据权利要求5所述的放射线成像设备，其中放射线吸收率在所述指标区域中比在所述关注区域中高。

7.根据权利要求1所述的放射线成像设备，其中所述像素包括专用于所述射线照相图像的检测的多个通常像素，和遍布所述图像捕获领域地分布以检测所述放射线剂量的多个检测像素。

8.根据权利要求7所述的放射线成像设备，进一步包括：

像素值估计器，所述像素值估计器用于基于靠近将被估计的所述通常像素的所述检测像素的所述像素值估计所述通常像素的所述像素值；并且

所述像素确定器基于所述估计的像素值确定所述典型低值像素和所述典型高值像素。

9.根据权利要求8所述的放射线成像设备，其中

所述图像检测器具有多个像素组，各个像素组包括一个或者多个所述通常像素和一个或者多个所述检测像素，并且所述检测像素在相互邻接的所述像素组之间被不同地配置；并且

所述像素值估计器基于属于第一像素组的所述检测像素的所述像素值和属于与所述第一像素组邻接的第二像素组的所述检测像素的所述像素值估计所述第一像素组的所述通常像素的所述像素值。

10.根据权利要求7所述的放射线成像设备，其中所述像素确定器从所述检测像素中确定所述典型低值像素和所述典型高值像素。

11.根据权利要求7所述的放射线成像设备，其中

被电连接到所述像素的信号线在所述图像捕获领域中布线以输出所述像素值；并且

所述检测像素直接地或者通过开关元件被连接到所述信号线。

12.根据权利要求7所述的放射线成像设备，其中所述像素包括由用作所述通常像素的第一子像素和用作所述检测像素的第二子像素构成的复合像素。

13.根据权利要求1所述的放射线成像设备，其中所述典型低值像素是输出最低像素值的最小值像素。

14.根据权利要求1所述的放射线成像设备，其中

所述典型低值像素是输出最低像素值的最小值像素；并且

所述典型高值像素是输出最高像素值的最大值像素。

15.一种放射线成像***，包括：

放射线生成设备，所述放射线生成设备包括：

用于向被摄体发射放射线的放射线源；和

用于控制所述放射线源的操作的源控制器；和

放射线成像设备，所述放射线成像设备包括：

用于检测被摄体的射线照相图像的图像检测器，所述图像检测器包括被布置在图像捕获领域中的多个像素，各个所述像素接收从所述放射线源发射的所述放射线并且根据所施加的放射线剂量输出像素值；

像素确定器，所述像素确定器用于基于所述像素值从所述像素确定至少一个典型低值像素，并且将所述典型低值像素设置作为曝光控制像素；和

比较器，所述比较器用于比较第一积分值与预定的第一阈值，所述第一积分值是所述典型低值像素的所述像素值的积分值，并且执行放射线发射控制，从而当所述第一积分值已经达到所述第一阈值时，所述放射线源停止发射所述放射线，其中

所述像素确定器基于所述像素值从所述像素确定至少一个典型高值像素，并且将所述典型高值像素设置作为另一个曝光控制像素；并且

所述比较器比较第二积分值与预定第二阈值，所述第二积分值是所述典型高值像素的所述像素值的积分值，并且执行所述放射线发射控制，从而当所述第二积分值已经达到所述第二阈值时，即便所述第一积分值没有达到所述第一阈值，所述放射线源也停止发射所述放射线。

16.一种具有用于检测被摄体的射线照相图像的图像检测器的放射线成像设备的控制方法，所述图像检测器包括被布置在图像捕获领域中的多个像素，各个所述像素接收从放射线源发射的放射线并且根据接收的放射线剂量输出像素值，所述控制方法包括以下步骤：

基于所述像素值从所述像素确定至少一个典型低值像素，并且将所述典型低值像素设置作为曝光控制像素；和

比较第一积分值与预定的第一阈值，所述第一积分值是所述典型低值像素的所述像素值的积分值，并且执行放射线发射控制，从而当所述第一积分值已经达到所述第一阈值时，所述放射线源停止发射所述放射线，

并且所述控制方法还包括以下步骤：

基于所述像素值从所述像素确定至少一个典型高值像素，并且将所述典型高值像素设置作为另一个曝光控制像素；并且

比较第二积分值与预定第二阈值，所述第二积分值是所述典型高值像素的所述像素值的积分值，并且执行所述放射线发射控制，从而当所述第二积分值已经达到所述第二阈值时，即便所述第一积分值没有达到所述第一阈值，所述放射线源也停止发射所述放射线。