放射线拍摄系统及其驱动控制方法、放射线图像检测装置

摘要

本发明提供一种放射线拍摄系统及其驱动控制方法、放射线图像检测装置，能够切实避免即使累计剂量达到目标剂量也不停止照射放射线的事态。AEC部（52）在开始监测来自检测像素（58）的剂量检测信号的积算值的同时开始输出照射继续信号，在积算值未达到阈值的期间，以规定周期持续输出照射继续信号。积算值达到阈值后停止输出照射继续信号。照射继续信号经由照射信号I/F（78）被无线发送给射线源控制装置（11）的照射信号I/F（25）。射线源控制装置（11）在照射信号I/F（25）接收不到照射继续信号后停止由X射线源（10）进行X射线照射。

权利要求

1.一种放射线拍摄系统，其特征在于，具备：

放射线源，向受检体照射放射线；

控制装置，控制开始和停止由所述放射线源照射放射线；

放射线图像检测装置，具有排列像素而成的检测面板，所述像素蓄积与放射线的到达剂量对应的电荷；

剂量检测传感器，检测所述到达剂量；及

自动曝光控制单元，比较由所述剂量检测传感器检测出的所述到达剂量的积算值和预先设定的阈值，并根据比较结果判定所述到达剂量的积算值是否已达到目标值；

在开始由所述放射线源照射放射线之后直至判定为所述到达剂量的积算值已达到目标值，所述自动曝光控制单元以规定周期向所述控制装置持续发送使所述放射线源继续照射放射线的照射继续信号，在开始由所述放射线源照射放射线之后直至判定为所述到达剂量的积算值已达到目标值的期间内，所述控制装置如果接收不到所述照射继续信号则使放射线的照射停止。

2.如权利要求1所述的放射线拍摄系统，其中，

所述自动曝光控制单元和所述控制装置通过无线进行所述照射继续信号的通信。

3.如权利要求2所述的放射线拍摄系统，其中，

所述自动曝光控制单元和所述控制装置通过点对点通信来收发所述照射继续信号。

4.如权利要求2所述的放射线拍摄系统，其中，

所述自动曝光控制单元和所述控制装置通过信标来收发所述照射继续信号。

5.如权利要求1～4中任一项所述的放射线拍摄系统，其中，所述控制装置是与所述放射线源连接并控制所述放射线源的驱动的射线源控制装置。

6.如权利要求1～4任一项所述的放射线拍摄系统，其中，所述控制装置是与所述放射线图像检测装置连接并控制所述放射线图像检测装置的驱动的检测控制装置，将与所述照射继续信号同步后的信号发送给与所述放射线源连接并控制所述放射线源的驱动的射线源控制装置。

7.如权利要求6所述的放射线拍摄系统，其中，

所述检测控制装置和所述射线源控制装置通过有线进行与所述照射继续信号同步后的信号的通信。

8.如权利要求1～4中任一项所述的放射线拍摄系统，其中，所述控制装置是与所述放射线图像检测装置连接并控制所述放射线图像检测装置的驱动的检测控制装置，在接收不到所述照射继续信号后，将使放射线的照射停止的照射停止信号有线发送给与所述放射线源连接并控制所述放射线源的驱动的射线源控制装置。

9.如权利要求1～4、7中任一项所述的放射线拍摄系统，其中，所述自动曝光控制单元将正在使用的放射线图像检测装置的ID附加于所述照射继续信号，所述控制装置具备：存储单元，存储与所述照射继续信号不同地另行取得的所述正在使用的放射线图像检测装置的ID；及对照单元，对照存储在所述存储单元中的ID和被附加于接收到的所述照射继续信号的ID，并判定接收到的所述照射继续信号是否为应发给自己的照射继续信号。

10.如权利要求1～4、7中任一项所述的放射线拍摄系统，其中，具备照射停止判定单元，所述照射停止判定单元根据由所述剂量检测传感器检测出的所述到达剂量来判定是否已停止从所述放射线源照射放射线。

11.如权利要求10所述的放射线拍摄系统，其中，具备警告显示单元，在所述到达剂量的积算值达到目标值之前由所述照射停止判定单元判定为已停止照射放射线时，所述警告显示单元将这一情况报告给操作员。

12.如权利要求10所述的放射线拍摄系统，其中，在所述到达剂量的积算值达到目标值之前由所述照射停止判定单元判定为已停止照射放射线时，所述控制装置控制所述放射线源的驱动，以追加照射补充所述到达剂量的不足量的放射线。

13.如权利要求1～4、7、11、12中任一项所述的放射线拍摄系统，其中，所述剂量检测传感器和所述自动曝光控制单元内置于所述放射线图像检测装置。

14.如权利要求13所述的放射线拍摄系统，其中，所述剂量检测传感器是所述像素的一部分。

15.如权利要求13所述的放射线拍摄系统，其中，所述放射线图像检测装置通过一个通信I/F来实现所述自动曝光控制单元与所述控制装置之间的信号的通信功能和除此以外的其他信号的通信功能。

16.如权利要求15所述的放射线拍摄系统，其中，所述通信I/F能够切换通信速度，

所述自动曝光控制单元与所述控制装置之间的信号通过高速通信进行通信，除此以外的其他信号通过通信速度比所述自动曝光控制单元与所述控制装置之间的信号的情况低的低速通信进行通信。

17.如权利要求13所述的放射线拍摄系统，其中，所述放射线图像检测装置通过各个通信I/F来实现所述自动曝光控制单元与所述控制装置之间的信号的通信功能和除此以外的其他信号的通信功能。

18.如权利要求17所述的放射线拍摄系统，其中，在对所述自动曝光控制单元与所述控制装置之间的信号进行通信时，停止除此以外的其他信号的通信I/F的功能。

19.如权利要求1～4、7、11、12、14～18中任一项所述的放射线拍摄系统，其中，所述放射线图像检测装置是将所述检测面板收纳在可移动型的壳体中的电子暗盒。

20.一种放射线拍摄系统的驱动控制方法，所述放射线拍摄系统具备：放射线源，向受检体照射放射线；

控制装置，控制开始和停止由所述放射线源照射放射线；

放射线图像检测装置，具有排列像素而成的检测面板，其中，所述像素蓄积与放射线的到达剂量对应的电荷；

剂量检测传感器，检测所述到达剂量；及

自动曝光控制单元，比较由所述剂量检测传感器检测出的所述到达剂量的积算值和预先设定的阈值，并根据比较结果判定所述到达剂量的积算值是否已达到目标值；

所述放射线拍摄系统的驱动控制方法的特征在于：

从开始由所述放射线源照射放射线之后直至判定为所述到达剂量的积算值已达到目标值，以规定周期从所述自动曝光控制单元向所述控制装置持续发送使所述放射线源继续照射放射线的照射继续信号，在开始由所述放射线源照射放射线之后直至判定为所述到达剂量的积算值已达到目标值的期间内，如果所述控制装置接收不到所述照射继续信号，则通过所述控制装置使放射线的照射停止。

21.一种放射线图像检测装置，其具有排列像素而成的检测面板，所述像素蓄积与放射线的到达剂量对应的电荷，所述放射线图像检测装置的特征在于：具备自动曝光控制单元，所述自动曝光控制单元比较由剂量检测传感器检测出的所述到达剂量的积算值和预先设定的阈值，并根据比较结果来判定所述到达剂量的积算值是否已达到目标值，在开始由放射线源照射放射线之后直至判定为所述到达剂量的积算值已达到目标值，所述自动曝光控制单元以规定周期向控制开始/停止由放射线源照射放射线的控制装置持续发送使放射线源继续照射放射线的照射继续信号，在开始由所述放射线源照射放射线之后直至判定为所述到达剂量的积算值已达到目标值的期间内，所述控制装置如果接收不到所述照射继续信号则使放射线的照射停止。

说明书

放射线拍摄系统及其驱动控制方法、放射线图像检测装置

技术领域

[0001] 本发明涉及进行自动曝光控制的放射线拍摄系统及其驱动控制方法、放射线图像检测装置。

背景技术

[0002] 在医疗领域中，利用放射线例如X射线的X射线拍摄系统已被公知。X射线拍摄系统由产生X射线的X射线发生装置和接收X射线并拍摄X射线图像的X射线拍摄装置构成。X射线发生装置具有朝向受检体照射X射线的X射线源、控制X射线源的驱动的射线源控制装置及用于输入X射线的照射开始指示的照射开关。X射线拍摄装置具有接收透过了受检体的X射线并检测X射线图像的X射线图像检测装置及控制X射线图像检测装置的驱动的控制台。

[0003] 最近的X射线拍摄系统领域中，取代X射线胶片或成像板（IP：imaging plate），而将平板检测器（FPD：flat panel detector）用作检测面板的X射线图像检测装置已经普及。FPD中以矩阵状排列有蓄积与X射线的到达剂量对应的信号电荷的像素。PFD通过对每个像素蓄积信号电荷并将所蓄积的信号电荷利用信号处理电路转换为电压信号，而检测出表示受检体的图像信息的X射线图像，并将其作为数字图像数据输出。

[0004] 将FPD内置于长方体形状的壳体的电子暗盒（可移动型的X射线图像检测装置）也正在实用化。电子暗盒与固定设置在拍摄台上而不可拆卸的类型不同，除能够拆装地安装在胶片暗盒或IP暗盒用的已有拍摄台或专用拍摄台上进行使用之外，在固定设置类型中，为了拍摄难以拍摄的部位，置于床上或由受检体自身携带着进行使用。另外，为了对自家疗养中的高龄者、因遭遇事故或灾难等需急救的病人进行拍摄，也存在带出到没有拍摄台设施的医院外进行使用的情况。

[0005] 另外，目前正在进行如下的自动曝光控制（AEC：Automatic Exposure Control）：设置检测透过了受检体的X射线的剂量的剂量检测传感器，在由剂量检测传感器检测出的剂量的积算值（累计剂量）达到预先设定的阈值后，使X射线源停止照射X射线，在X射线图像检测装置中，从蓄积动作转换到读出动作。

[0006] 在专利文献1中记载有具备检测透过X射线剂量的剂量检测传感器（受光部）和通过对比剂量检测传感器的检测结果和阈值（基准值）来判定X射线的照射停止的AEC部（曝光计电路）的X射线装置。当剂量检测传感器的检测结果达到阈值时输出X射线切断要求信号。射线源控制装置接收X射线切断要求信号并使X射线的照射停止。另外，在专利文献2中记载有向射线源控制装置（X射线照射装置）无线发送照射停止信号的剂量检测传感器和AEC部（曝光计）。

[0007] 专利文献1：日本特开平02－021597号公报

[0008] 专利文献2：日本特开2006－068507号公报

[0009] 在AEC中，若即使已达到目标剂量却仍然不停止X射线的照射，则会导致患者过度受照，所以要求达到目标剂量时切实且迅速地停止X射线的照射。但是，以往，以射线源控制装置收到“照射停止信号”为准来停止X射线的照射，所以因通信故障等难以接收到“照射停止信号”的情况下，将造成即使达到目标剂量也不停止照射X射线的事态。

[0010] 专利文献1中，在剂量检测传感器的检测量变为一定值以上后，将X射线切断要求信号发送给射线源控制装置，停止X射线的照射。因此，为了停止X射线的照射，自然不可缺少由射线源控制装置接收X射线切断要求信号。专利文献2也同样地，若射线源控制装置中接收不到照射停止信号，则不停止X射线的照射。因此两者都能引起如下事态：因通信故障等而接收不到与照射停止有关的信号，即使达到目标剂量也不停止X射线的照射。在专利文献2中由于是通过容易引起通信故障的无线通信来收发信号，所以造成即使达到目标剂量也不停止X射线的照射的事态的可能性比较高。

发明内容

[0011] 本发明是鉴于上述问题而研发的，其目的在于提供一种能够切实地避免即使累计剂量达到目标剂量也不停止放射线的照射的事态、且患者不会过度受照的放射线拍摄系统、放射线拍摄系统的驱动控制方法及驱动控制程序、放射线图像检测装置。

[0012] 作为本发明的一实施方式的放射线拍摄系统，其特征在于，具备：放射线源向受检体照射放射线；控制装置，控制开始和停止由放射线源照射放射线；放射线图像检测装置，具有排列像素而成的检测面板，该像素蓄积与放射线的到达剂量对应的电荷；剂量检测传感器，检测到达剂量；及自动曝光控制单元，比较由剂量检测传感器检测出的到达剂量的积算值和预先设定的阈值，并根据比较结果判定到达剂量的积算值是否已达到目标值：在开始由放射线源照射放射线之后直至判定为到达剂量的积算值到达目标值，自动曝光控制单元以规定周期向控制装置持续发送使放射线源继续照射放射线的照射继续信号，控制装置在接收不到照射继续信号后使放射线的照射停止。

[0013] 自动曝光控制单元和控制装置通过无线进行照射继续信号的通信。例如，通过点对点通信来收发照射继续信号。或者，通过信标来收发照射继续信号。

[0014] 控制装置是与放射线源连接并控制放射线源的驱动的射线源控制装置。或者是与放射线图像检测装置连接并控制放射线图像检测装置的驱动的检测控制装置，将与照射继续信号同步后的信号发送给与放射线源连接并控制放射线源的驱动的射线源控制装置。后者的情况下，检测控制装置和射线源控制装置通过有线进行与照射继续信号同步后的信号的通信。另外，也可以在检测控制装置接收不到照射继续信号后，将使放射线的照射停止的照射停止信号从检测控制装置有线发送给与放射线源连接并控制放射线源的驱动的射线源控制装置。

[0015] 自动曝光控制单元将正在使用的放射线图像检测装置的ID附加于照射继续信号。控制装置具备：存储单元，存储与照射继续信号不同地另行取得的正在使用的放射线图像检测装置的ID；及对照单元，对照存储在存储单元中的ID和被附加于接收到的照射继续信号的ID，并判定接收到的照射继续信号是否为应发给自己的照射继续信号。

[0016] 优选具备照射停止判定单元，该照射停止判定单元根据由剂量检测传感器检测出的到达剂量来判定是否已停止从放射线源照射放射线。这种情况下，优选具备警告显示单元，在到达剂量的积算值到达目标值之前由照射停止判定单元判定为已停止照射放射线时，该警告显示单元将这一情况报告给操作员。另外，在到达剂量的积算值到达目标值之前由照射停止判定单元判定为已停止照射放射线时，控制装置控制放射线源的驱动，以追加照射补充到达剂量的不足量的放射线。

[0017] 剂量检测传感器和自动曝光控制单元内置于放射线图像检测装置。剂量检测传感器是像素的一部分。

[0018] 放射线图像检测装置通过一个通信I/F来实现自动曝光控制单元与控制装置之间的信号的通信功能和除此以外的其他信号的通信功能。这种情况下，通信I/F能够切换通信速度，自动曝光控制单元与控制装置之间的信号通过高速通信进行通信，除此以外的其他信号通过通信速度比自动曝光控制单元与控制装置之间的信号的情况低的低速通信进行通信。

[0019] 或者，放射线图像检测装置通过各个通信I/F来实现自动曝光控制单元与控制装置之间的信号的通信功能和除此以外的其他信号的通信功能。这种情况下，在对自动曝光控制单元与控制装置之间的信号进行通信时，停止除此以外的其他信号的通信I/F的功能。

[0020] 放射线图像检测装置是检测面板收纳在可移动型的壳体中的电子暗盒。

[0021] 另外，本发明的一实施方式提供一种放射线拍摄系统的驱动控制方法，该放射线拍摄系统具备：放射线源，向受检体照射放射线；控制装置，控制开始和停止由放射线源照射放射线；放射线图像检测装置，具有排列像素而成的检测面板，该像素蓄积与放射线的到达剂量对应的电荷；剂量检测传感器，检测到达剂量；及自动曝光控制单元，比较由剂量检测传感器检测出的到达剂量的积算值和预先设定的阈值，并根据比较结果来判定到达剂量的积算值是否已达到目标值；该放射线拍摄系统的驱动控制方法的特征在于，在开始由放射线源照射放射线之后直至判定为到达剂量的积算值已达到目标值，以规定周期从自动曝光控制单元向控制装置持续发送使放射线源继续照射放射线的照射继续信号，在控制装置接收不到照射继续信号后，通过控制装置使放射线的照射停止。

[0022] 另外，本发明的一实施方式提供一种非临时性（non-transitory）计算机可读记录介质，其记录放射线拍摄系统的驱动控制程序，该放射线拍摄系统具备：放射线源，向受检体照射放射线；控制装置，控制开始和停止由放射线源照射放射线；放射线图像检测装置，具有排列像素而成的检测面板，该像素蓄积与放射线的到达剂量对应的电荷；剂量检测传感器，检测到达剂量；及自动曝光控制单元，比较由剂量检测传感器检测出的到达剂量的积算值和预先设定的阈值，并根据比较结果来判定到达剂量的积算值是否已达到目标值；该驱动控制程序使计算机进行如下功能：在开始由放射线源照射放射线之后直至判定为到达剂量的积算值已达到目标值，以规定周期从自动曝光控制单元向控制装置持续发送使放射线源继续照射放射线的照射继续信号的功能；以及在控制装置接收不到照射继续信号后通过控制装置使放射线的照射停止的功能。

[0023] 另外，本发明的一实施方式提供一种放射线图像检测装置，其具有排列像素而成的检测面板，该像素蓄积与放射线的到达剂量对应的电荷，该放射线图像检测装置具备自动曝光控制单元，该自动曝光控制单元比较由剂量检测传感器检测出的到达剂量的积算值和预先设定的阈值，并根据比较结果来判定到达剂量的积算值是否已达到目标值，在开始由放射线源照射放射线之后直至判定为到达剂量的积算值已达到目标值，自动曝光控制单元以规定周期向控制开始/停止由放射线源照射放射线的控制装置持续发送使放射线源继续照射放射线的照射继续信号。

[0024] 发明效果

[0025] 本发明中，在开始由放射线源照射放射线直至判定为放射线的到达剂量的积算值已达到目标值，从自动曝光控制单元向控制装置持续发送照射继续信号，在控制装置中接收不到照射继续信号时判断为照射停止，使放射线的照射停止。因此，能够切实避免因通信状况变差等使照射停止信号不能到达控制装置而导致即使累计剂量达到目标剂量以上也不停止照射放射线的事态，不必担心患者被过度受照。

附图说明

[0026] 图1是表示X射线拍摄系统的结构的概略图。

[0027] 图2是表示射线源控制装置的内部结构和射线源控制装置与其他装置的连接关系的图。

[0028] 图3是表示电子暗盒的内部结构的框图。

[0029] 图4是用于说明检测像素的配置的图。

[0030] 图5是表示电子暗盒的AEC部和通信部的内部结构的框图。

[0031] 图6是表示由控制台设定的拍摄条件的图。

[0032] 图7是表示X射线拍摄中FPD的动作的进展的图。

[0033] 图8是表示X射线拍摄的处理的流程的流程图。

[0034] 图9是表示经由控制台将照射继续信号从电子暗盒发送给射线源控制装置的方式的框图。

[0035] 图10是表示对照射继续信号施加正在使用的电子暗盒的ID并在射线源控制装置进行对照的方式的图。

[0036] 图11是表示警告显示因通信故障导致X射线的照射停止这一情况的方式的流程图。

[0037] 图12是表示警告显示的例子的图。

[0038] 图13是表示由通信故障导致X射线的照射停止时进行补充剂量的不足量的拍摄的方式的流程图。

[0039] 图14是表示FPD的其他方式的图示。

[0040] 附图标记说明

[0041] 2X射线拍摄系统

[0042] 10X射线源

[0043] 11、86射线源控制装置

[0044] 13、84电子暗盒

[0045] 14、85控制台

[0046] 21控制部

[0047] 21a驱动控制程序

[0048] 23存储器

[0049] 30通信部

[0050] 32控制部

[0051] 32a驱动控制程序

[0052] 35、100FPD

[0053] 36、像素

[0054] 39、57、102TFT

[0055] 52AEC部

[0056] 58、101检测像素

[0057] 75积分电路

[0058] 76比较电路

[0059] 78、80照射信号I/F

[0060] 90对照部

[0061] 95警告显示窗口

具体实施方式

[0062] 图1中，X射线拍摄系统2具有：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；用于指示开始照射X射线的照射开关12；检测透过了受检体的X射线并输出X射线图像的电子暗盒13；担负电子暗盒13的动作控制和X射线图像的图像处理的控制台（相当于检测控制装置）14；用于以立位姿势拍摄受检体的立位拍摄台15；以及用于以卧位姿势拍摄受检体的卧位拍摄台16。由X射线源10、射线源控制装置11以及照射开关12构成X射线发生装置2a，由电子暗盒13以及控制台14构成X射线拍摄装置2b。
此外，还设有用于将X射线源10设置在所期望的方向和位置上的线源移动装置（未图示）等。

[0063] X射线源10具有放射X射线的X射线管和限定X射线管所放射的X射线的照射视野的照射视野限定器（准直器）。X射线管具有由放出热电子的纤丝构成的阴极和由从阴极放出的热电子碰撞而放射X射线的阳极（标靶）。照射视野限定器中，例如以井格状配置多块遮挡X射线的铅板，使X射线透过的照射开口形成在中央，通过移动铅板的位置来使照射开口的大小变化，以限定照射视野。

[0064] 如图2所示，射线源控制装置11具备：高电压发生器20，通过变压器将输入电压升压，产生高压的管电压，并通过高电压线缆而向X射线源10供给；控制部21，根据存储在存储器23中的驱动控制程序21a来控制决定X射线源10所照射的X射线的能谱的管电压、决定单位时间的照射量的管电流及X射线的照射时间；及通信I/F（interface：接口）22，起到与控制台14之间进行主要信息、信号的收发的媒介作用。

[0065] 在控制部21上连接有照射开关12、存储器23和触屏24。照射开关12是通过放射线技师等操作员进行操作的例如二段式按压开关，通过第一阶段按压产生用于使X射线源10开始预热的预热开始信号，通过二二阶段按压产生用于使X射线源10开始照射的照射开始信号。这些信号通过信号线缆输入给射线源控制装置11。控制部21在从照射开关12接收到照射开始信号后开始从高电压发生器20向X射线源10供给电力。

[0066] 存储器23预先存储多种管电压、管电流等拍摄条件。拍摄条件由操作员通过触屏24手动设定。射线源控制装置11决定要以所设定的拍摄条件下的管电压、管电流照射时间乘积来照射X射线。AEC对此发挥如下功能：当检测出已达到所需的充分剂量时，即使是在射线源控制装置11侧决定要照射的管电流照射时间乘积（照射时间）以下也停止X射线的照射。为了防止在达到目标剂量而由AEC进行照射停止判断之前X射线的照射结束从而造成剂量不足，在X射线源10的拍摄条件中设定管电流照射时间乘积（也可以是照射时间）的最大值。另外，所设定的管电流照射时间乘积优选为与拍摄部位对应的值。

[0067] 照射信号I/F25在基于电子暗盒13的检测像素58（参照图3）的输出而规定X射线的照射停止时序的情况下与电子暗盒13无线连接。这种情况下，控制部21从照射开关12接收到预热开始信号时，经由照射信号I/F25将询问信号无线发送给电子暗盒13。电子暗盒13接收到询问信号时检查自身是否处于可拍摄状态，在处于可拍摄状态的情况下，无线发送照射许可信号。控制部21在由照射信号I/F25接收到照射许可信号并从照射开关12接收到照射开始信号时，开始从高电压发生器20向X射线源10供给电力。另外，控制部21在由照射信号I/F25于规定时间（例如照射继续信号的发送周期的数倍时间）接收不到从电子暗盒13发出的照射继续信号时，停止从高电压发生器20向X射线源10供给电力，使X射线的照射停止。

[0068] 电子暗盒13由FPD35（参照图3）和收纳FPD35的可移动型的壳体（未图示）构成。电子暗盒13的壳体具有大致矩形的扁平的形状，平面尺寸是与胶片暗盒或IP暗盒（也称作CR暗盒）相同的大小（以国际规格ISO4090：2001为基准的大小）。因此，也能够安装在胶片暗盒或IP暗盒用的已有拍摄台上。

[0069] 在设置X射线拍摄系统2的一间拍摄室内可配备多台电子暗盒13，例如配备两台供立位拍摄台15、卧位拍摄台16使用。电子暗盒13保持成FPD35的摄像面37（参照图3）与X射线源10相向的姿势而拆装自如地设置在立位拍摄台15、卧位拍摄台16的保持架15a、16a上。电子暗盒13也可以不是拆装自如地设置在立位拍摄台15、卧位拍摄台16上，也能够置于受检体仰卧的床上或由受检体自身携带而单独使用。

[0070] 控制台14以能够与电子暗盒13通过有线方式或无线方式进行通信的方式连接，对应操作员经由键盘等输入设备14a的输入操作来控制电子暗盒13的动作。具体而言，进行电子暗盒13的电源的开闭、向待机模式或拍摄模式的模式切换等的控制。

[0071] 来自电子暗盒13的X射线图像除了由控制台14的显示器14b显示之外，其数据还被存储在控制台14内的存储设备、存储器或与控制台14网络连接的图像存储服务器等数据存储器中。

[0072] 控制台14接收包含患者的性别、年龄、拍摄部位、拍摄目的等信息在内的检查指令的输入，将检查指令显示在显示器14b上。检查指令从管理HIS（医院信息系统）或RIS（放射线信息系统）等患者信息、与放射线检查有关的检查信息的外部系统输入，或由操作员手动输入。检查指令中包含头部、胸部、腹部等拍摄部位、正面、侧面、斜位、PA（从受检体的背面照射X射线）、AP（从受检体的正面照射X射线）等拍摄方向。操作员通过显示器14b确认检查指令的内容，通过映于显示器14b上的操作画面输入与该内容对应的拍摄条件。

[0073] 图3中，在电子暗盒13中内置用于与控制台14以有线方式或无线方式进行通信的通信部30及电池31。通信部30作为控制台14与控制部32的包含图像数据的各种信息、信号的收发的媒介。电池31提供用于使电子暗盒13的各部分动作的电力。电池31使用可收纳在薄型的电子暗盒13内的较小型的电池。另外，电池31也能够从电子暗盒13取出到外部，放置在专用的托架上进行充电。电池31也可以采用能够无线供电的结构。

[0074] 通信部30在因电池31的余量不足等而使电子暗盒13与控制台14之间不能进行无线通信的情况下和控制台14有线连接。在通信部30上连接有来自控制台14的线缆的情况下，能够与控制台14进行有线通信。此时，可以从控制台14对电子暗盒13供电。

[0075] 控制部32通过执行存储在内部存储器中的驱动控制程序32a来集中控制电子暗盒13的各部分的驱动。在驱动控制程序32a的控制内容中还包含后述的照射继续信号的发送。

[0076] FPD35具有TFT有源矩阵基板，在该基板上具备排列多个蓄积与X射线的达到剂量对应的电荷的像素36而成的摄像面37。多个像素36以规定的间距二维排列成n行（x方向）×m列（y方向）的矩阵状。

[0077] FPD35是具有将X射线转换为可见光的闪烁体（荧光体），是将由闪烁体转换的可见光由像素36进行光电转换的间接转换型。闪烁体由CsI：T1（铊激活的碘化铯）、GOS（Gd2O2S:Tb、硫氧化钆）等构成，以与排列有像素36的摄像面37的整个面相向的方式配置。另外，闪烁体和TFT有源矩阵基板从X射线入射的一侧观察可以是按照闪烁体、基板的顺序配置的PSS（Penetration Side Sampling：透过侧采集）方式，相反也可以是按照基板、闪烁体的顺序配置的ISS（Irradiation Side sampling：照射侧采集）方式。另外也可以采用不使用闪烁体、而使用直接将X射线转换成电荷的转换层（非晶体硒）的直接转换型的FPD。

[0078] 像素36具备：由可见光的入射而产生电荷（电子－空穴对）的作为光电转换元件的光电二极管38、蓄积光电二极管38所产生的电荷的电容器（未图示）及薄膜晶体管（TFT）39。

[0079] 光电二极管38具有产生电荷的半导体层（例如PIN型）和在其上下配置上部电极及下部电极的结构。光电二极管38在下部电极上连接有TFT39，在上部电极上连接有偏压线。偏压线以摄像面37内的像素36的行数量（n行量）设置，并捆束成一根接线。接线与偏压电源相连。通过接线和偏压线，从偏压电源对光电二极管38的上部电极施加偏电压。通过施加偏电压，在半导体层内产生电场，由光电转换而在半导体层内产生的电荷（电子－空穴对）向一方有正极性、另一方有负极性的上部电极和下部电极移动，在电容器中蓄积电荷。

[0080] TFT39分别将栅电极与扫描线40连接，将源电极与信号线41连接，将漏电极与光电二极管38连接。扫描线40和信号线41以格子状进行布线，分别将扫描线40以摄像面37内的像素36的行数量（n行量）设置，将信号线41以像素36的列数量（m列量）设置。扫描线40与门驱动器42连接，信号线41与信号处理电路45连接。

[0081] 门驱动器42通过驱动TFT39，从而进行将与X射线的达到剂量对应的信号电荷在像素36上蓄积的蓄积动作、从像素36读出信号电荷的读出（主读）动作和重置（空读）动作。控制部32控制由门驱动器42执行的上述各动作的开始时序。

[0082] 在蓄积动作中，将TFT39变为关闭状态，在此期间在像素36上蓄积信号电荷。在读出动作中，从门驱动器42依次产生一并驱动相同行的TFT39的门脉冲G1～Gn，逐行依次激活扫描线40，将与扫描线40连接的TFT39逐行地设为打开状态。蓄积在像素36的电容器上的电荷当TFT39变为打开状态时被信号线41读出，被输入给信号处理电路45。

[0083] 信号处理电路45具备积分放大器46、CDS电路（CDS）47、多路器（MUX）48以及A/D转换器（A/D）49等。积分放大器46与各信号线41单独连接。积分放大器46由运算放大器46a和连接在运算放大器46a的输入输出端子间的电容器46b构成，信号线41连接在运算放大器46a的一方输入端子上。运算放大器46a的另一方输入端子连接在地线（GND）上。在电容器
46b上并联连接重置开关46c。积分放大器46对从信号线41输入的电荷进行积算，并转换成模拟电压信号V1～Vm而输出。在各列的运算放大器46a的输出端子上经由放大器50、CDS47连接MUX48。在MUX48的输出侧连接A/D49。

[0084] CDS47具有采样保持电路，对积分放大器46的输出电压信号实施相关二重采样而除去噪声，并通过采样保持电路来以规定期间保持（采样保持）积分放大器46的输出电压信号。MUX48根据来自移位寄存器（未图示）的动作控制信号，从平行连接的各列的CDS47依次由电子开关选择一个CDS47，将从所选择的CDS47输出的电压信号V1～Vm串行输入给A/D49。A/D49将输入的电压信号V1～Vm转换为数字电压信号，存储在内置于电子暗盒13内的存储器51或AEC部52。另外，也可以在MUX48和A/D49之间连接放大器。

[0085] 当由MUX48读出来自积分放大器46的一行电压信号V1～Vm时，控制部32对积分放大器46输出重置脉冲RST，接通重置开关46c。由此，蓄积在电容器46b中的一行信号电荷被释放而重置。在重置积分放大器46后，再次断开重置开关46c，经过规定时间后保持CDS47的采样保持电路的一个，对积分放大器46的kTC噪声成分进行采样。之后，从门驱动器42输出下一行的门脉冲，开始读出下一行像素36的信号电荷。进而输出门脉冲，经过规定时间后由CDS47的另一个采样保持电路保持下一行像素36的信号电荷。依次反复进行这些动作，读出全部行的像素36的信号电荷。

[0086] 当全部行的读出完毕时，表示一画面的X射线图像的图像数据被记录在存储器51中。该图像数据从存储器51读出，通过通信部30输出给控制台14。这样一来，可检测出受检体的X射线图像。

[0087] 在光电二极管38的半导体层上，与有无X射线入射无关地产生暗电荷。该暗电荷由于被施加偏电压而蓄积在像素36的电容器上。像素36中产生的暗电荷对于图像数据而言是噪声成分，所以为了将其除去，以规定时间间隔进行重置动作。重置动作是将在像素36中产生的暗电荷通过信号线41而扫除的动作。

[0088] 重置动作例如以逐行重置像素36的依次重置方式进行。在依次重置方式中，与信号电荷的读出动作同样地，从门驱动器42对扫描线40依次产生门脉冲G1～Gn，将像素36的TFT39逐行地变为打开状态。TFT39变为打开状态的期间，暗电荷从像素36通过信号线41流入积分放大器46的电容器46b。重置动作中，与读出动作不同，不由MUX48进行蓄积在电容器46b中的电荷的读出，与各门脉冲G1～Gn的产生同步地从控制部32输出重置脉冲RST，将重置开关46c接通，蓄积在电容器46b中的电荷被释放，从而重置积分放大器46。

[0089] 也可以取代依次重置方式，采用将排列像素的多行作为一个组，在组内进行依次重置，将数量与组数对应的行的暗电荷同时扫除的并联重置方式、或对全部行施加门脉冲，同时扫除全部像素的暗电荷的全部像素重置方式。能够通过并联重置方式或全部像素重置方式使重置动作高速化。

[0090] FPD35除了如上所述连接有门驱动器42以及由扫描线40驱动的TFT39的通常的像素36之外，在相同摄像面37内还具备多个与通常的像素36不同的其他连接有门驱动器55以及由扫描线56驱动的TFT57的检测像素58。TFT57通过来自门驱动器55的门脉冲g1～gn打开。检测像素58中，光电二极管38等的基本结构与像素36完全相同，仅是驱动源不同，能够与像素36独立地从信号线41读出蓄积电荷。重置动作和读出动作中，一次结束通常的像素36的动作后，以相同的要领从门驱动器55发出门脉冲g1～gn，进行检测像素58的重置动作或读出动作。或者，与门驱动器42的动作同步地，同时进行相同行的像素36和检测像素58的重置动作或读出动作。检测像素58是用于检测X射线到达摄像面37的到达剂量的像素，起到作为AEC传感器的作用。检测像素58占摄像面37内的像素36的百万分之几～百分之几。

[0091] 如图4所示，检测像素58不是偏集于摄像面37内的局部，而是均匀散落在摄像面37内，沿着关于摄像面37的中心左右对称的虚线所示的波形轨迹59而设置。检测像素58逐个设置在连接相同信号线41的像素36的列上，设置有检测像素58的列例如隔开二至三列未设置检测像素58的列而进行设置。检测像素58的位置在制造FPD35时是已知的，FPD35将全部检测像素58的位置（坐标）预先存储在非易失性的存储器（未图示）中。另外，也可以与本实施方式相反地，将检测像素58集中配置在局部，检测像素58的配置能够适当变更。例如在以乳房为拍摄对象的乳房X-射线照相装置中，可以集中在胸壁侧配置检测像素58。

[0092] 当从门驱动器55产生门脉冲而将TFT57打开时，检测像素58产生的信号电荷被信号线41读出。由于是与像素36不同的其他驱动源，因此，即使是位于同列的像素36将TFT39变为关闭状态而处于蓄积信号电荷的蓄积动作中，也能够读出检测像素58的信号电荷。此时，在连接有检测像素58的信号线41上的积分放大器46的电容器46b中流入在检测像素58中产生的电荷。像素36的蓄积动作时，TFT57被打开，蓄积在积分放大器46上的来自检测像素58的电荷以规定的采样周期输出给A/D49。

[0093] 在控制部32中设置有对存储器51的X射线图像数据实施偏置修正、灵敏度修正及缺陷修正的各种图像处理的电路（未图示）。偏置修正电路不照射X射线，将从FPD35取得的偏置修正图像从X射线图像减去像素单位，从而除去因信号处理电路45的个体差或拍摄环境引起的固定模式噪声。

[0094] 灵敏度修正电路也称作增益修正电路，修正各像素36的光电二极管38的灵敏度的偏差或信号处理电路45的输出特性的偏差等。灵敏度修正基于灵敏度修正数据来进行，其中，上述的灵敏度修正数据是以从在没有受检体的状态下照射规定剂量的X射线所得的图像减去上述偏置修正图像后的图像为基础而生成的。灵敏度修正数据针对每个像素具有修正相对于基准值的偏差的系数，以使得在没有受检体的状态下照射规定剂量的X射线时，通过乘以偏置修正后的X射线图像而使各像素输出一律相同。例如，像素A的输出为基准1，相对于此，像素B的输出为0.8的情况下，像素B的系数为1.25（1/0.8＝1.25）。

[0095] 缺陷修正电路根据出厂时附带的缺陷像素信息，由周围的正常像素的像素值对缺陷像素的像素值进行线性插补。另外，用于AEC的剂量检测的采光视野内的检测像素58的像素值也同样进行插补。

[0096] 偏置修正图像、灵敏度修正数据例如在电子暗盒13的出厂时取得，或者在定期维修时由厂家的服务人员或在医院的开业时间段由操作员取得，记录在控制部23的内部存储器中，在修正时读出。另外，也可以将上述各种图像处理电路设置在控制台14上，由控制台14进行各种图像处理。

[0097] AEC部52由控制部32驱动控制。AEC部52从A/D49取得来自连接有检测像素58的信号线41的数字电压信号（以下称作剂量检测信号），根据取得的剂量检测信号进行AEC。

[0098] 在图5中，AEC部52具有积分电路75、比较电路76（自动曝光控制单元及照射停止判定单元的一个方式）及阈值产生电路77。积分电路75积算来自采光视野内的检测像素58的剂量检测信号的平均值、最大值、最频值、或合计值。比较电路76在从反复进行重置动作的待机模式切换至开始蓄积动作的拍摄模式时开始监测来自积分电路75的剂量检测信号的积算值。并且，以适当的时序比较积算值与由阈值产生电路77提供的照射停止阈值。比较电路76在积算值的监测开始的同时开始输出照射继续信号，直至积算值达到阈值的期间，以规定周期持续输出照射继续信号。若判定积算值已达到阈值，则比较电路76停止照射继续信号的输出。

[0099] 在通信部30上设有照射信号I/F78。在照射信号I/F78上无线连接射线源控制装置11的照射信号I/F25。照射信号I/F78进行询问信号的接收、针对询问信号进行的照射许可信号的发送、照射开始信号的接收、比较电路76的输出、即照射继续信号的发送。

[0100] 射线源控制装置11的照射信号I/F25和电子暗盒13的照射信号I/F78之间的无线通信方式中使用点对点通信。点对点通信是无线通信设备彼此间直接进行无线通信的方式。因此，与经由无线接入点、医院内LAN（局域网）、集线器等转换装置也进行X射线拍摄系统2以外的其他医疗设备的通信、电子病历簿、医用报告、会计数据等的诸多数据通信的通信相比较，难以产生数据通信的延迟（lag：滞后），数据通信的平均延迟时间小。因此，可以说点对点通信的通信速度比基础通信的通信速度高。

[0101] 射线源控制装置11大多设置在拍摄室内。因此，若将包含射线源控制装置11与电子暗盒13之间的照射继续信号在内的AEC用信号的通信设为点对点通信，则射线源控制装置11与电子暗盒13的距离近、且电波也容易到达，因此能够进行稳定的通信，而且不产生数据通信的延迟，还能够实现高速通信。

[0102] 另外，作为照射信号I/F25和照射信号I/F78之间的无线通信方式，优选采用例如以IrDA（Infrared Data Association：红外数据组织）等的红外线通信为代表的光信标、或电波信标。光信标和电波信标由于其收发的信号的位数比较少、通信方式也简单，难以产生延迟，所以很适合达到目标剂量后立即要停止X射线的照射的AEC用的信号的通信。

[0103] 如图6所示，在控制台14中能够通过输入设备14a针对每个拍摄部位设定拍摄条件。拍摄条件中存储有管电压、管电流、检测像素58的采光视野及用于与检测像素58的剂量检测信号的积算值相比较而判断X射线的照射停止的照射停止阈值等。拍摄条件的信息存储在存储设备中，与由输入设备14a指定的拍摄部位对应的拍摄条件被从存储设备读出并提供给电子暗盒13。对于射线源控制装置11的拍摄条件来说，由操作员参照该控制台14的拍摄条件手动设定同样的拍摄条件。

[0104] 采光视野显示用于AEC的检测像素58的区域，针对每个拍摄部位来设定相当于诊断时最应关注的关心区域且能够稳定得到剂量检测信号的部分。例如拍摄部位为胸部的情况下，如图4中虚线包围的a、b所示，左右的肺视野的部分被设定为采光视野。采光视野由xy坐标表示，如本例所示采光视野为矩形的情况下例如存储有以对角线连结的两点的xy坐标。xy坐标与电子暗盒13的也包含检测像素58的像素36的摄像面37内的位置对应，与扫描线40平行的方向为x轴，与信号线41平行的方向为y轴，左上的像素36的坐标在原点（0，0）显现。

[0105] 图7中，在拍摄前，FPD35以对像素36和检测像素58双方反复执行重置动作的待机模式进行动作。由照射信号I/F78接收到照射开始信号后，控制部32使FPD35结束重置动作而开始蓄积动作，从待机模式切换为拍摄模式。但是，只有处于根据拍摄条件所设定的采光视野内的检测像素58，才打开TFT57并开始输入剂量检测信号的剂量检测动作。

[0106] 由AEC部52的比较电路76开始监测来自积分电路75的剂量检测信号的积算值，与此同时开始输出照射继续信号。照射继续信号从照射信号I/F78无线发送给照射信号I/F25，在由照射信号I/F25接收到照射继续信号的期间，继续由X射线源10照射X射线。之后，剂量检测信号的积算值达到照射停止阈值，停止从比较电路76输出照射继续信号。由此，中断从照射信号I/F78无线发送照射继续信号，因此照射信号I/F25接收不到照射继续信号。在接收不到照射继续信号之后再经过规定时间后，使X射线源10停止照射X射线。此时，无论像素36、采光视野外的检测像素58、采光视野内的检测像素58如何，控制部32使FPD35的动作从蓄积动作向读出动作移动。由此一次拍摄结束。FPD35返回待机模式。另外，上述读出动作中所得到的采光视野内的检测像素58的像素值不被采用为图像数据，而是采用在缺陷修正电路中插补后的像素值。

[0107] 接着，参照图8的流程图来说明在X射线拍摄系统2中进行X射线拍摄时的顺序。首先，使受检体站立于立位拍摄台15的前方的规定位置或仰卧在卧位拍摄台16上，调节置于立位或卧位的任一拍摄台15、16上的电子暗盒13的高度、水平位置，使位置对准受检体的拍摄部位。另外，对应电子暗盒13的位置和拍摄部位的大小来调整X射线源10的高度、水平位置、照射视野的大小。接着，对射线源控制装置11和控制台14设定拍摄条件。

[0108] 在步骤10（S10）中，在X射线拍摄前的待机模式下，控制部32使FPD35反复进行重置动作。对照射开关12进行第一阶段按压，并在照射信号I/F25、78之间收发询问信号和照射许可信号后，对照射开关12进行第二阶段按压，从射线源控制装置11输出照射开始信号，当该照射开始信号被照射信号I/F78接收（S11中“是”）时，像素36和采光视野外的检测像素58从重置动作转换到蓄积动作，切换为拍摄模式。另一方面，处于根据拍摄条件所设定的采光视野内的检测像素58将TFT57打开，转换到剂量检测动作（S12）。

[0109] 通过照射开关12的第二阶段按压，开始由X射线源10照射X射线。随之产生的电荷在像素36和采光视野外的检测像素58的情况下蓄积在光电二极管38中，在采光视野内的检测像素58的情况下通过信号线41流入积分放大器46，并作为剂量检测信号从积分放大器46以规定的采样周期输出给A/D49、AEC部52。

[0110] 来自采光视野内的检测像素58的剂量检测信号输出给AEC部52的积分电路75，由积分电路75积算（S13）。阈值产生电路77产生从控制台14提供的照射停止阈值，并将其输出给比较电路76。比较电路76对来自积分电路75的剂量检测信号的积算值和来自阈值产生电路77的照射停止阈值进行比较，同时以规定周期输出照射继续信号（S14）。照射继续信号经由照射信号I/F78朝向射线源控制装置11的照射信号I/F25无线发送。

[0111] 当剂量检测信号的积算值达到阈值时（S15中“是”），停止从比较电路76输出照射继续信号。另外，FPD35的动作从蓄积动作转换到读出动作（S16）。

[0112] 在照射信号I/F25中照射继续信号的无线接收中断了规定时间的情况下，在射线源控制装置11中，通过控制部停止从高电压发生器20向X射线源10供给电力，由此停止X射线的照射。

[0113] 通过控制部32的各种图像处理电路，对通过读出动作而输出至存储器51的X射线图像数据进行各种图像处理，从而生成一张X射线图像（S17）。X射线图像经由通信部30向控制台14进行有线或无线发送，并显示在显示器14b上而用于诊断。

[0114] 如以上所述，根据本发明，从电子暗盒13对射线源控制装置11持续发送照射继续信号，直至剂量检测信号的积算值达到照射停止阈值而由AEC部52作出停止照射X射线的判断，在积算值达到阈值后停止照射继续信号的发送，射线源控制装置11侧在照射继续信号的接收中断后停止X射线的照射，因此，即使假设在照射信号I/F25、78之间在X射线的照射过程中发生通信故障而变得不能进行信号收发，也能够安全地使X射线的照射停止。

[0115] 以往，在积算值达到阈值后，从电子暗盒13向射线源控制装置11发送照射停止信号并通过射线源控制装置11在接收到照射停止信号后使X射线的照射停止。因此，存在以下可能：陷于在电子暗盒13与射线源控制装置11之间不能收发照射停止信号的状况的情况下，即使超过应该停止照射X射线的时间，也会继续进行X射线的照射，从而导致患者过度受照。相对于此，本发明中，在照射继续信号的接收中断后停止X射线的照射，因此即使变成剂量不足的情况，也至少不会使患者过度受照。

[0116] 另外，与有线通信相比，无线通信容易引起通信故障，因此，如上述实施方式所示，若将本发明应用到对包含照射继续信号的AEC用的信号进行无线通信的结构中，则能够发挥更优异的效果。当然，由于有线通信也会因为线缆断裂或连接器的连接不良等而引起通信故障，所以也能够将本发明应用到对包含照射继续信号的AEC用的信号进行有线通信的结构中。

[0117] 上述实施方式中，记载了在射线源控制装置和电子暗盒之间收发照射继续信号等的方式，但是也可以经由控制台收发照射继续信号等。例如图9所示，使用分别设置有对包含照射继续信号的AEC用的信号进行无线或有线通信的照射信号I/F80、81、82、83的电子暗盒84、控制台85以及射线源控制装置86。

[0118] 电子暗盒84的照射信号I/F80与上述实施方式的照射信号I/F78同样地对信号进行无线通信，但是进行信号收发的对方不是射线源控制装置86，而是控制台85的第一照射信号I/F81，这一点上与上述实施方式不同。射线源控制装置86的照射信号I/F83与控制台85的第二照射信号I/F82进行有线连接，对信号进行有线通信。第一照射信号I/F81将从电子暗盒84的照射信号I/F80无线接收到的信号解调并交接给第二照射信号I/F82，并且将由第二照射信号I/F82有线接收到的来自射线源控制装置86的照射信号I/F83的信号进行调制并朝向电子暗盒84的照射信号I/F80无线发送。

[0119] 这种情况下，与上述实施方式同样地，在电子暗盒84与控制台85之间收发照射继续信号，在控制台85上中断照射继续信号的接收后，从第二照射信号I/F82向射线源控制装置86的照射信号I/F83发送用于使X射线的照射停止的照射停止信号。在射线源控制装置86中接收照射停止信号并使X射线的照射停止。另外，也可以与控制台85不同而另行设置不具有控制台功能的AEC处理专用的AEC控制装置，从而在电子暗盒84和AEC控制装置之间收发照射继续信号，在AEC控制装置与射线源控制装置86之间收发照射停止信号。

[0120] 另外，尽管在控制台85与射线源控制装置86之间因有线连接而发生通信故障的可能性极低，可万一发生通信故障，则不能收发照射停止信号。另外，控制台85由个人计算机等构成，所以也要考虑到OS（operate system：操作系统）死机而不能进行通信功能的情况。因此，更优选的不是在控制台85与射线源控制装置86之间收发照射停止信号，而是在控制台85与电子暗盒84之间同样地收发照射继续信号。这种情况下，在第一照射信号I/F81接收照射继续信号的期间，从第二照射信号I/F82同样地发送照射继续信号，在第一照射信号I/F81中断照射继续信号的接收后，也停止从第二照射信号I/F82发送照射继续信号。这样一来，即使在电子暗盒84与控制台85之间、控制台85与射线源控制装置86之间的任一处发生通信故障，都能够安全地使X射线的照射停止。

[0121] 在上述实施方式中例示了拍摄室为一间的情况，但是在比较大规模的医院中考虑到患者数量和诊断检查的等待时间，设置多个拍摄室，而且各拍摄室大多是仅一墙之隔地相邻设置。因此，如上述实施方式所示，在对包含照射继续信号的AEC用的信号进行无线通信的情况下，有可能会在相邻拍摄室之间的系统彼此之间发生干扰。

[0122] 因此，如图10所示，将所使用的电子暗盒13的ID预先存储在射线源控制装置11的存储器23（存储单元的方式之一）中，将ID埋入到从电子暗盒13发送的照射继续信号等中。另外，在控制部21中设置对照部90（对照单元的方式之一），通过射线源控制装置11的对照部90对存储在存储器23中的ID和由照射信号I/F25接收到的信号中埋入的ID进行对照。容许接收对照后ID符合的信号，拒绝接收ID不符合的信号。所使用的电子暗盒13的ID在拍摄开始之前由控制台14的输入设备14a输入，经由通信I/F22取得。能够切实地防止信号的干扰。另外，图10中省略了照射开关12和触屏24等的图示。

[0123] 在收发照射继续信号的I/F之间在X射线照射过程中发生通信故障的情况下，X射线的累计剂量达到目标剂量之前就停止了X射线的照射，所以造成剂量不足。因此，这种情况下需要再次拍摄，但是操作员不能当场区分是AEC正常停止X射线的照射还是因通信故障不得不停止X射线的照射，因此存在如下可能：在读解X射线图像时才发现再次拍摄的必要性，或者根据情况未发现剂量不足而遗漏。另外，因通信故障使X射线的照射停止的情况下，丧失了使FPD35执行读出动作的机会。

[0124] 因此，优选的是，在因通信故障而停止X射线的照射时，将该情况警告显示给操作员。具体而言，如图11的S20所示，在AEC部52的比较电路76中，进行剂量检测信号的积算值和照射停止阈值的比较的同时，进行上一次采样的积算值与本次采样的积算值的比较。上一次的积算值依次更新并存储在比较电路76的内部存储器等中。对于X射线的照射所持续的期间，本次比上一次大。当X射线照射停止时，积算值不增加，上一次和本次的积算值变成相等。在积算值达到阈值之前上一次和本次的积算值变为相等的情况下（S20中“是”），判断为因通信故障导致X射线的照射停止。

[0125] 在通过比较电路76判断出因通信故障导致X射线的照射停止的情况下，电子暗盒13的控制部32使FPD35执行读出动作，并经由通信部30向控制台14发送表示因通信故障导致X射线的照射停止这一情况的信号（S21）。控制台14接收到表示该情况的信号，使例如图
12所示的警告显示窗口95显示在显示器14b上，并向操作员报告拍摄因剂量不足而结束、需要在相同拍摄条件下再次重新进行拍摄的再次拍摄。也可以一并从扬声器发出警报声，或准备警报灯而使其闪烁。这种情况下，控制部32的一部分和控制台14的一部分构成警告显示单元。另外，也可以在电子暗盒13自身上设置警告显示。另外，图11中，对与图8相同的步骤附加相同的附图标记，省略S13之前的部分。

[0126] 或者，也可以在因通信故障导致X射线的照射停止时，继续自动进行补充剂量的不足量的拍摄。这种情况下，也如图13所示，与警告显示的情况同样地，在通过比较电路76判断出因通信故障导致X射线的照射停止（S20中“是”）之后，进而将此时的剂量检测信号的积算值的信息发送给控制台14（S25）。这种情况下，使FPD35继续进行蓄积动作和剂量检测动作。另外，图13也与图11同样地，对与图8相同的步骤附加相同的附图标记，省略S13之前的部分。

[0127] 控制台14求算从电子暗盒13送来的剂量检测信号的积算值与根据拍摄条件所设定的照射停止阈值的差值，计算剂量的不足量。然后，针对每个拍摄部位（管电压）预先存储管电流照射时间乘积或照射时间与剂量的关系，基于此来求算补充所计算出的剂量的不足量的拍摄条件（管电流照射时间乘积或照射时间）。将求算出的拍摄条件向射线源控制装置11的通信I/F22发送。射线源控制装置11的控制部21控制高电压发生器20的驱动，根据经由通信I/F22接收到的拍摄条件追加照射X射线。

[0128] 在电子暗盒13中继续由比较电路76监测来自积分电路75的剂量检测信号的积算值（S26）。当由于补充剂量的不足量的拍摄条件而停止X射线的照射时，上一次和本次的积算值再次相等（S27中“是”）。上一次和本次的积算值相等后，使FPD35执行读出动作（S28）。由于在因通信故障导致X射线的照射停止而剂量不足的情况下立即执行补充剂量的不足量的拍摄，所以能够省去再次拍摄的时间。另外，通过AEC部判定出X射线的照射停止，但是也可以除了AEC之外另行设置照射停止判定部。

[0129] 在上述实施方式中，例示了在专用的照射信号I/F78中收发AEC用的信号的电子暗盒13。这种情况下，在进行收发AEC用的信号时，不进行拍摄条件、图像数据等其他信号和数据的收发，因此可以暂时停止通信部30的除照射信号I/F78以外的功能，以节省电力。相反，在不进行收发AEC用的信号时，也可以停止照射信号I/F78的功能。

[0130] 另外，AEC用的信号和其他信号、数据的通信功能可以由一个I/F实现。比分别设置具有各通信功能的I/F的情况成本低。另外，这种情况下，优选为，将通信I/F设成能够切换通信速度，在发送AEC用的信号的情况下关系到降低患者的受照量，因此切换为高速通信；在发送其他信号和数据的情况下，紧急程度比发送AEC用的信号的情况低，因此切换为低速通信。通过这样地使通信速度有增有减，能够有效率地利用用于通信的电力。

[0131] 在上述实施方式中，使像素36和检测像素58的尺寸等结构相同，但是如图14所示的FPD100所示，也可以将像素36的光电二极管38的一部分设为检测像素101。与上述实施方式同样地，与像素36的TFT39、扫描线40以及门驱动器42不同地，另行在检测像素101上连接TFT102、扫描线103以及门驱动器104，能够与像素36独立地从信号线41读出蓄积电荷。驱动方法也与上述实施方式相同。但是进行读出动作时，存在采光视野外的检测像素101的行与扫描线40、103同时施加门脉冲，像素36和检测像素101都以相同时序读出。这样一来，能够得到将像素36和检测像素101的蓄积电荷混合后的图像信号。该图像信号与没有检测像素101的像素36为大致相同的值。另一方面，存在采光视野内的检测像素101的行仅从像素36读出图像信号，将该图像信号根据像素36和检测像素101的面积比或输出比进行插补。

[0132] 也可以设置不经由TFT而将光电二极管直接连接在信号线上的像素，并将其用作检测像素。这种情况下，无论门驱动器的动作如何，蓄积在检测像素中的电荷经由信号线持续流入信号处理电路。

[0133] 另外，也可以使由像素中产生的电荷形成的电流流入对各像素供给偏电压的偏压线，由此来监测与某一特定像素相关联的偏压线的电流而检测出剂量，也可以基于将所有TFT设为关闭状态时从像素漏出的漏电荷来检测剂量。另外，除了像素之外，也可以与摄像面在同一平面上设置结构不同、且输出独立的AEC用的检测像素。另外，使用与电子暗盒不同的以往周知的电离室（电离箱）等剂量检测传感器，对于本发明来说也是有效的。

[0134] 在上述实施方式中，在剂量检测信号的积算值达到照射停止阈值后停止输出照射继续信号，但是也可以在比较电路76中根据剂量检测信号的积算值来计算出预测X射线的累计剂量达到目标值的时间，在达到所计算出的预测时间时停止输出照射继续信号。

[0135] 在上述实施方式中，以控制台14和电子暗盒13为分体结构的例子进行了说明，但是控制台14不需要是独立的装置，也可以在电子暗盒13上搭载控制台14的功能。同样地，也可以将射线源控制装置11和控制台14设为一体化的装置。另外，不限于可移动型X射线图像检测装置的电子暗盒，也可以采用固定设置在拍摄台上的类型的X射线图像检测装置。

[0136] 另外，本发明不限于X射线，也能够应用于使用γ射线等其他放射线的拍摄系统。