专利名称：放射线照相图像检测器和用于放射线照相图像检测器的增益设置方法
技术领域：
本发明涉及一种放射线照相图像检测器和用于该放射线照相图像检测器的增益设置方法。
背景技术：
在医学领域中，已知利用诸如X射线的放射性射线来成像的放射线照相系统。X射线放射线照相系统包括具有用于辐射X射线的X射线源的X射线投射器；以及放射线照相设备，其在X射线已经从X射线投射器投射到被摄体并且穿透该被摄体之后接收X射线，从 而获取表示关于该被摄体的信息的放射线照片或X射线图像。作为放射线照相设备，使用平板检测器(FPD)代替常规的X射线胶片或成像板(IP)的X射线图像检测器最近已经被开发并且在实践中使用，其能够输出获取的X射线图像的数字数据，如在JPA 2009-219538中所公开的。如在此现有技术中所描述的，Fro包括检测面板，其具有成像区域，在该成像区域中大量像素被布置在矩阵中以累积与在相应的像素上的X射线的入射量相对应的信号电荷；和用于将信号电荷作为数字图像数据读出的信号处理电路。信号处理电路具有用于将在像素中累积的信号电荷作为模拟电压信号输出的电压输出电路，和用于将该电压信号转换成数字图像数据的A/D转换器。通过A/D转换，表示在像素中累积的电荷量的电压信号被转换成表示X射线图像的密度层次中的色调级的像素级。每个像素级都由在由A/D转换器的比特数所限定的动态范围内的数字值来表达。上述现有技术公开了一种FPD，其能够根据到FPD上的X射线的剂量来调整用于电压信号的放大器的放大倍数或增益以便于充分利用A/D转换器的动态范围。在Fro上的X射线剂量取决于由放射线照相的目标地点所确定的曝光条件和其它因素而变化。因为在像素中累积的信号电荷的量与放射剂量成比例地增加，所以X射线图像的密度将随着剂量而增加。在以上现有技术中，对X射线的所施加剂量的量进行了测量，并且针对高剂量图像将增益设置为低或者针对低剂量图像将增益设置为高，以便有效利用A/D转换器的动态范围。将高增益应用到低剂量图像提高了像素级，使得表示较低图像密度的低像素级可以是可调谐到A/D转换器的动态范围中的。相比之下，将低增益应用到高剂量图像防止了高密度范围中的像素级饱和，使得整体像素级被调谐到A/D转换器的动态范围中。因此，可以对高质量X射线图像提供足够的密度层次。现有技术提议了两种增益设置方法在第一种方法中，当正从像素读出图像的帧时，以单个值设置增益并将增益共同地应用到每个像素，然而在第二种方法中，根据在相应的子区域中所测量到的可变剂量，对于一个图像帧的不同的子区域，诸如中心区域和外围区域，来确定不同的增益值。
在第一种方法中将相同的增益应用到一个图像帧中的所有像素，该增益由在整个成像区域上的辐射剂量的总量来确定。在该情况下，如果总剂量是相同的，则不能够在包含具有大的密度差异的高密度区域和低密度区域的高对比度图像与在整个区域中具有中等密度的低对比度图像之间进行区别。因此，如果总剂量是相同的，则相同的增益将被应用到这些图像，而不管各个图像中的对比度为高还是为低。因此，有时后继图像会不足以再现密度层次。另一方面，根据现有技术的第二种方法，所应用的增益可以根据子区域的相应密度在图像帧内随子区域而异。因此，与第一种方法相比较，将改善后继图像的色调再现。然而，如现有技术中所描述的，除了诸如偏移校正和灵敏度校正之类的在A/D转换之后的其它的图像渲染或校正处理之外，第二种方法还需要针对图像帧的子区域之间的有区别的增益进行补偿处理。因此，第二种方法将使A/D转换之后的图像校正处理变复杂
发明内容
鉴于前述内容，本发明的目的在于提供一种在没有使A/D转换之后的图像校正处理变复杂的情况下获取具有适当再现的密度层次的高质量放射线照相图像的解决方案。根据本发明的放射线照相图像检测器包括检测面板、信号处理电路、剂量分布测量装置以及增益设置装置。检测面板具有像素，其在暴露于放射性射线的成像区域中被布置二维矩阵中，像素中的每一个都累积与在每个像素上的放射性射线的所施加剂量的量相对应的信号电荷；开关元件，其被断开以在像素中累积信号电荷或被接通以从像素读出信号电荷；以及布线，其传导与在像素上的放射性射线的所施加剂量的量相对应的电流，布线中的每一个都分别连接到像素的行或者列。信号处理电路包括电压输出电路和模数转换器。电压输出电路将从像素读出的信号电荷转换成电压信号同时放大该电压信号，而模数转换器将电压信号转换成在电压输出电路的输出端的数字数据。根据本发明，在开关元件为断开并且信号电荷累积在像素中时，剂量分布测量装置通过流过布线的电流来测量表示成像区域内的放射性射线的所施加剂量的量的至少线性分布状态的剂量分布。根据剂量分布中的对比度的程度，增益设置装置确定并且设置在电压输出电路中放大电压信号的增益。优选地，增益设置装置在剂量分布中的对比度变得越低时将增益设置得越高。优选地，剂量分布中的对比度是剂量分布中的最大值与最小值之间的差。更优选地，增益设置装置根据剂量分布中的最小值和对比度来确定增益。在一个实施例中，可以从成像区域的一部分来测量剂量分布；该部分优选地对应于被摄体的所关注的区域。于是，可以根据所关注的区域的密度来适当地确定增益。在一个实施例中，布线可以是用于从像素读出信号电荷的信号线，信号线中的每一个都分别连接到像素的列。然后在开关元件为断开时，剂量分布测量装置可以优选地通过从像素泄漏到信号线的泄漏电流来对剂量分布进行测量。优选地，信号线分别连接到电压输出电路，并且剂量分布测量装置在开关元件为断开时读取电压输出电路输出的与泄漏电流相对应的泄漏电压以对剂量分布进行测量。优选地，在剂量分布测量装置正在读取泄漏电压时，增益设置装置将电压输出电路的增益设置在最大水平。
在一个实施例中，剂量分布测量装置可以检测泄漏电流以将剂量分布测量为矩阵中的像素的行方向上的所施加剂量的量的线性分布。在另一实施例中，剂量分布测量装置可以在辐射开始之后利用从像素的一个行到另一个的泄漏电流的检测时间上的时滞对剂量分布进行二维测量。优选地，剂量分布测量装置在辐射结束之后开始对剂量分布进行测量。在替代性实施例中，布线可以是用于将偏置电压施加到像素的偏置线，并且在开关元件为断开时，剂量分布测量装置通过流过偏置线的偏置电流对剂量分布进行测量。本发明还提供了一种用于放射线照相图像检测器的增益设置方法，所述放射线照相图像检测器包括成像区域，所述成像区域具有布置在二维矩阵中像素，所述像素用于累积与每个像素上的放射性射线的所施加剂量的量相对应的信号电荷；开关元件，所述开关元件被断开以在像素中累积信号电荷或被接通以从像素读出信号电荷；布线，所述布线被连接到像素并且传导与在像素中累积的信号电荷相对应的电流；电压输出电路，所述电压输出电路用于将从像素读出的信号电荷转换成电压信号同时放大该电压信号；以及模数转换器，所述模数转换器用于将电压信号转换成数字数据。本发明的增益设置方法包括以下步骤在开关元件为断开并且信号电荷累积在像素中时，检测流过布线的电流；测量表示成像区域内的放射性射线的所施加剂量的量的至少线性分布的剂量分布；检测剂量分布中的对比度；根据该对比度来确定在电压输出电路中放大电压信号的增益；以及以所确定的增益来设置电压输出电路。根据本发明，在辐射剂量之后，在读取信号电荷之前，对表示放射性射线的所施加剂量的量的至少线性分布的剂量分布进行测量，以基于剂量分布中的对比度来确定增益。然后，以所确定的增益从像素读出信号电荷。因此，可以在没有使A/D转换之后的图像处理变复杂的情况下以适当再现的密度层次来获取高质量放射线照相图像。
当结合附图阅读时，根据优选实施例的以下具体描述，本发明的上述和其它目的和优点将更加显而易见，其中相同的附图标记在所有的若干视图中指定相同的或者对应的部分，并且其中图I是示意性地图示了 X射线放射线照相系统的图；图2是图示了平板检测器的电气结构的电路图；图3是图示了剂量分布的解释性图；图4是图示了用于决定增益的查找表的解释性图；图5A和5B是图示了如何根据对比度来确定增益的解释性图；图6是图示了剂量分布测量操作的时序图；图7是图示了用于确定增益的过程的流程图；图8是图示了在剂量分布的所关注的区域中的对比度的解释性图；图9是图示了二维剂量分布的解释性图；图10是图示了从多个像素流到放大器的泄漏电流之间的时滞的解释性图；图11是图示了读取来自相应的像素行的泄漏电压的方法的解释性图；以及
图12是图示了根据基于偏置电流测量剂量分布的实施例的平板检测器的电气结构的电路图。
具体实施例方式在图I中，X射线放射线照相系统10由X射线投射器11和放射线照相设备12构成。X射线投射器11由X射线源13、用于控制X射线源13的X射线源控制器14，以及激励开关15构成。X射线源13具有用于辐射X射线的X射线管13a和用于限制来自x射线管13a的X射线的辐射场的准直仪13b。X射线管13b具有阴极，包括用于发射热离子的灯丝；和阳极(目标)，热离子撞击阳极以辐射X射线。准直仪13b可以例如由屏蔽X射线的铅板来制成，以双交叉构造将铅板放在一起以形成让X射线穿过的中心孔径。铅板是可移动的以改变中心孔径的大小以便将辐射场限制到适当的范围。X射线源控制器14包括高电压生成器，用于向X射线源13供应高电压；和控制器，用于控制管电压、管电流以及X射线辐射时间，其中管电压确定来自X射线源13的X射线的能谱，并且管电流确定每单位时间的辐射量。高电压生成器通过借助换能器提高输入电压来生成高的管电压，并且通过高压电缆将管电压作为驱动电源供应给X射线源13。诸如管电压、管电流以及X射线辐射时间的成像条件或获取设置可以通过放射科医师或操作者使用X射线源控制器14的操作面板来手动地设置，或者可以由通过通信电缆来自放射线照相设备12的指令来决定。激励开关15由放射科医师来操作，并且通过信号电缆连接到X射线源控制器14。激励开关15可以是双档按钮开关，所述双档按钮开关在被推到第一档之后输出用于开始预热X射线源13的预热开始信号，并且然后在被进一步推到第二档之后输出辐射开始信号，使X射线源13开始辐射。这些信号通过信号电缆馈送到X射线源控制器14。X射线源控制器14根据来自激励开关15的控制信号来控制X射线源13的操作。在从激励开关15接收到辐射开始信号之后，X射线源控制器14开始向X射线源13供应电源并且还激活定时器以开始测量X射线辐射的持续时间。当作为曝光条件之一给出的辐射时间终结时，X射线源控制器14停止从X射线源13的辐射。X射线辐射时间取决于其它曝光条件而变化，但是用于获取静止图像的最大X射线辐射时间大部分被设置在约500毫秒至约2秒的范围内。因此，辐射时间被限制为至多到最大辐射时间。放射线照相设备12包括电子盒21、放射线照相台22、图像获取控制器23以及控制台24。电子盒21主要地由平板检测器(FPD) 36 (见图2)和包含FPD 36的壳体构成。电子盒21是可携带的X射线图像检测器，其从X射线源13接收穿透测试被摄体或患者H的X射线，以检测测试被摄体H的X射线图像或放射线照片。电子盒21的壳体具有平板体，平板体具有基本上是矩形的顶部和底部表面。电子盒21的平面尺寸约与放射线照相胶片盒和IP盒的平面尺寸相同。
放射线照相台22具有槽，该槽用于可拆卸地附接电子盒21和将盒21固定在其x射线敏感表面与X射线源13相对的位置。具有与胶片盒和IP盒相同的尺寸，电子盒21能够被安装到适配于胶片盒或IP盒的那些放射线照相台或工作台。注意，放射线照相系统10还可以使用用于对在横卧位置的测试被摄体H进行成像的放射线照相工作台，代替用于对在直立位置的测试被摄体H进行成像的放射线照相台22。图像获取控制器23通过有线的或无线的通信设备可通信地连接到电子盒21，以控制电子盒21。具体地，图像获取控制器23将获取设置的数据发送到电子盒21以建立用于在FPD 36中的信号处理的条件，并且从X射线投射器11接收同步信号且将该信号传送到电子盒21，从而使FPD 36与X射线源13同步。图像获取控制器23还接收从电子盒21输出的图像数据并且将该图像数据发送到控制台24。控制台24可以接收检查命令，每个都包括关于患者的性别和年龄、成像的目标地点、成像的目的等等的信息，并且显示所接收到的检查命令。检查命令可以由外部系统来发出，所述外部系统诸如医院信息系统(HIS)和放射信息系统(RIS)，其管理关于患者的信息 和关于X射线检查的信息。检查命令还可以由操作者或放射科医师手动输入。在执行成像之前，放射科医师参考所指定的检查命令的内容在控制台24中输入获取设置。控制台24将输入的获取设置的数据发送到图像获取控制器23并且从图像获取控制器23接收X射线图像的放射线照相数据。控制台24对于诸如伽马校正和频率增强的各种图像渲染来处理放射线照相数据。基于经处理的图像数据，X射线图像被显示在控制台24的屏幕上。经处理的放射线照相图像还被存储在数据存储设备中，诸如在控制台24中的硬盘中或通过网络可通信地连接到控制台24的图像数据库服务器中。参考图2，FPD 36包括检测面板35、门驱动器39、信号处理电路40以及控制电路41。检测面板35具有薄膜晶体管(TFT)有源矩阵衬底，该TFT有源矩阵衬底具有在其上形成的成像区域38，在成像区域38中用于根据X射线的入射量累积信号电荷的像素37以预定间隔布置在矩阵(η行和m列)中；像素矩阵的行方向和列方向分别对应于成像区域38的X方向和y方向。门驱动器39驱动像素37来控制信号电荷的读取。信号处理电路40将如从像素37读取的信号电荷转换成数字数据并且输出该数字数据。控制电路41控制门驱动器39和信号处理电路40以控制FPD 36的操作。FPD 36可以是具有未示出的闪烁器的间接转换类型，所述未示出的闪烁器用于将X射线转换成可见射线并且通过像素37将可见射线转换成电荷。闪烁器定位成面对整个成像区域38。闪烁器由诸如碘化铯(CsI)或硫氧化钆(GOS)的荧光体制成。注意，可以使用直接转换类型平板检测器来代替FPD 36，所述直接转换类型平板检测器使用将X射线直接转换成电荷的转换层；转换层可以由非晶硒制成。像素37中的每一个都包括光电二极管42，未示出的电容器，以及薄膜晶体管(TFT) 430光电二极管42是在可见射线进入时生成电荷(电子和空穴对)的光电转换元件。电容器累积从光电二极管42生成的电荷，并且TFT 43充当开关元件。光电二极管42具有半导体层，例如，PIN型非晶硅(a_Si)层，并且在半导体层的顶部和底部设有电极。光电二极管42在下电极处连接到TFT 43并且在上电极处连接到偏置线44。偏置线44被提供成一条偏置线44用于成像区域38中的像素37的每一行；一条偏置线44连接到对应的行的每个像素37。偏置线44通过通向偏置电源46的连接线45互连。因此，通过连接线45和偏置线44，偏置电压Vb被从偏置电源46施加到光电二极管42的上电极。所施加的偏置电压Vb包括在每个像素的半导体层中的电场，使在半导体层中的电子移动到正极性的上电极，并且在半导体层中的空穴移动到负极性的下电极。结果，电荷被累积在电容器中。
TFT 43中的每一个都在其栅极处连接到扫描线47，在其源极处连接到信号线48，并且在其漏极处连接到光电二极管42。扫描线47和信号线48互连形成栅格。扫描线47被提供成对应于成像区域38的像素行(η行)，从而使得一条扫描线47连接到对应的像素行的每个像素37。信号线48被提供成对应于成像区域38的像素列(m列)，从而使得一条信号线48连接到对应的列的每个像素37。扫描线47分别连接到门驱动器39，而信号线48分别连接到信号处理电路40。门驱动器39驱动TFT 43进行用于累积像素37中的信号电荷的累积操作、用于从像素37读出信号电荷的读取操作，或者用于重置在像素37中累积的信号电荷的重置操作。当门驱动器39开始上述操作时，控制电路41控制时序。累积操作通过断开TFT 43来执行，并且信号电荷被累积在像素37中。在读取操作中，门驱动器39顺序地输出门脉冲Gl至Gn，一个门脉冲到一条扫描线47，一个接一个地激活像素行，以同时全部驱动所激活的行的TFT 43。因此，TFT 43被逐行接通。当一行的TFT 43均被接通时，在这行的像素37中累积的信号电荷通过相应的信号线48馈送到信号处理电路40。一行的信号电荷通过在信号处理电路40中的电压输出电路55被转换成电压,如稍后所详细陈述的。与相应的信号电荷相对应的输出电压被读出为模拟电压信号Dl至Dm。模拟电压信号Dl至Dm被转换成数字图像数据，其示出了表示一行的相应的像素的密度水平的数字像素级。图像数据被馈送到内置在电子盒21的壳体中的存储器56。如本领域内所熟知的，无论光电二极42是否暴露于X射线，都将在光电二极管42的半导体层中生成暗电流。在施加偏置电压，与暗电流相对应的暗电荷被累积在电容器中。因为暗电荷对于图像数据而言是噪声，所以执行重置操作以通过信号线48从像素37清除暗电荷。可以例如以逐行重置像素39的行顺序方法来执行重置操作。根据该行顺序重置方法，门驱动器39将门脉冲Gl至Gn顺序地输出到相应的扫描线47，和在读取操作中一样，以逐行接通TFT 43。由于TFT 42[sl]被接通，累积在像素37中的暗电荷通过信号线48放电到信号处理电路40。和读取操作不同，在重置操作中信号处理电路40不输出任何电压信号。而是，在重置操作中控制电路41与来自门驱动器39的每个门脉冲Gl至Gn同步地将重置脉冲RST输出到信号处理电路40。重置脉冲RST接通信号处理电路40的积分放大器49的重置开关49a，重置在信号处理电路40中的输入的暗电荷，如在下文中所详细陈述的。或者，可以以另一方法来执行重置操作，诸如并行重置方法或者全体重置方法。在并行重置方法中，暗电荷被彼此并行地从若干像素行清除。在全体重置方法中，暗电荷被立刻从所有的像素清除。因此，并行重置方法和全体重置方法将加速重置操作。信号处理电路40包括积分放大器49、复用器(MUX) 50、放大器53、采样和保持(S/H)电路54以及A/D转换器51。积分放大器49以一对一关系连接到信号线48。每个积分放大器49都包括运算放大器和在运算放大器的输入与输出之间连接的电容器。信号线48连接到运算放大器的输入。运算放大器具有另一未示出的接地的输入端子。积分放大器49将来自信号线48的信号电荷积分以将它们转换成电压信号Dl至Dm。
放大器53以一对一关系连接到积分放大器49的输出端子。放大器53以确定的增益或放大倍数对电压信号Dl至Dm进行放大。例如，放大器53包括将其输出电压返馈到其输入端以对输入电压进行放大并且输出经放大的电压的运算放大器，其中未不出的输入电阻器连接到运算放大器的输入端并且未示出的反馈电阻器连接在运算放大器的输入端与输出端之间。放大器53的增益可通过改变输入电阻器对反馈电阻器的电阻比来调整。可以通过根据来自控制电路41的增益控制信号(GC)改变输入电阻器的电阻或者反馈电阻器的电阻来改变放大器53的增益。S/Η电路54连接到放大器53的相应的输出端，以保持来自放大器53的电压信号Dl至Dm并且将所保持的电压信号Dl至Dm输出到MUX 50，所述MUX 50具有连接到相应的S/Η电路54的并行输入端子。积分放大器49、放大器53、S/Η电路54以及MUX 50构成电压输出电路55。A/D转换器51连接到MUX 50的输出端。MUX 50顺序地选择S/Η电路54中的一个以将来自S/Η电路54的电压信号Dl至Dm依次输入到A/D转换器51。A/D转换器51可以例如为8比特转换器或12比特转换器；8比特转换器具有256色调级的动态范围，而12比特转换器具有4096色调级的动态范围。A/D转换器51以A/D转换器51的动态范围将模拟电压信号Dl至Dm转换成与它们的信号级相对应的数字像素级。因此，更宽的动态范围提供了更宽范围的可再现的密度水平。而且，在特定的密度范围内，A/D转换器51的更宽动态范围将提供更高的密度分辨率，允许密度层次的更精细表达。在电荷累积操作之后的读取操作中，生成门脉冲Gl至Gn以逐行接通TFT 43，以通过信号线48将信号电荷从被激活的行的像素37的电容器读进电压输出电路55中。当电压输出电路55为一个行输出电压信号Dl至Dm时，控制电路41将重置脉冲或重置信号RST输出到积分放大器49以接通积分放大器49的重置开关49a。从而,对于一个行而言，在积分放大器49中累积的信号电荷被重置为零。在重置积分放大器49之后，控制电路41控制门驱动器39以将门脉冲输出到下一行，开始读取下一行的像素37的信号电荷。顺序地重复这些操作以从所有行的像素37读出信号电荷。当已经从所有的行读出了信号电荷时，X射线图像的帧的图像数据被存储在存储器56中。然后从存储器56中读出该图像数据以经由通信设备59输出到图像获取控制器23。因此，检测到测试被摄体H的X射线图像。控制电路41还执行剂量分布测量操作，用于测量表示在成像区域38内X射线的所施加剂量的量的分布状态的剂量分布，该操作用于决定读取操作中的放大器53的增益。 控制电路41根据测量的剂量分布中的对比度来确定增益，并且将增益控制信号GC发送到放大器53来以预定的增益设置放大器53。在读取操作的一个周期中，相同的增益被用于读取图像帧，并且被应用到成像区域38的每个像素37。因此，控制电路41构成本发明的剂量分布测量装置和增益设置装置。在一个实施例中，剂量分布可以表示在像素矩阵的行方向上或成像区域38的X方向上的X射线的所施加剂量的量的分布状态，其对应于表示在图像帧的行方向上的测试被摄体H的X射线图像的密度分布状态的密度分布。如图2中所示出，信号线48在y方向上延伸而像素37的列沿着每个信号线48对准并且连接到每个信号线48。因此，通过一列接一列地绘制一个列的像素37上的X射线的总剂量来获得剂量分布。
参考图3，为了简化解释起见，将关于X射线图像P描述剂量分布的示例，X射线图像P是从具有椭圆形状的简单结构的被摄体而不是像人体一样的测试被摄体获取的。被摄体的内部被假定为具有均匀的X射线衰减系数，并且因此X射线透射率或射线可透性在被摄体的整个区域中是恒定的。在X射线图像P中，在被摄体图像周围的阴影区域表示充分地施加X射线剂量而没有受到被摄体衰减的直接曝光区域。关于这个X射线图像P，沿着X方向的剂量分布可以如图像P下面的图中所示。在这个剂量分布中，密度对应于在像素的每个列上的总的或积累的辐射剂量，并且密度在分布的任何一个端点范围具有最大值(MAX)，因为这些端点范围完全对应于像素37暴露于无衰减的X射线的直接暴露的区域。在与椭圆形被摄体相对应的范围内，直接暴露的区域的部分减少并且在与椭圆形被摄体的中心相对应的点到达最小值。相应地，在像素的每个列上的密度或积累的辐射剂量从端点范围朝向椭圆形被摄体的中心减少并且在与椭圆形被摄体的中心相对应的点到达最小值(MIN)。控制电路41首先从测量的剂量分布中消除异常的值，例如有缺陷的像素的像素级。此后，控制电路41根据剂量分布的最大密度(MAX)与最小密度(MIN)之间的差Ad来计算对比度值。然后，控制电路41根据计算得到的对比度值来决定增益。如图4的图所示，对比度变得越高则控制电路41将增益设置得越小。返回参考图2，控制电路41连接到查找表(LUT)57，所述查找表(LUT)57存储指示如图4的图所指示的对比度与增益之间的这样的相互关系的表数据。控制电路41根据计算得到的对比度来确定待从LUT 57读出的值的增益。要了解的是，也可以通过使用表达对比度与增益之间的相互关系的等式计算来确定增益。在图5A中所示出的一个实施例中，如果对比度是相对高的，例如，在剂量分布中最大密度为“90”，最小密度为“30”并且差Λ d为“60”，则增益“g”被决定为小的值，例如“ I”。在增益“g”为“ I”的情况下，最大密度将为“90”，最小密度将为“30”，并且差Λ d将为“60”。与乘以增益之前相比，对比度没有改变。注意，图5的实施例中，假定A/D转换器51具有8比特动态范围(256色调级)。尽管在图5中剂量分布的密度值乘以了增益，但是这是为了解释的方便。增益实际上应该用于乘以表示每个像素37的密度的电压信号D。另一方面，如果对比度是相对低的，如例如图5B中所示，在剂量分布中最大密度为“60”，最小密度为“30”并且差Ad为“30”，则增益“g”被决定为更大的值，例如“I. 5”。通过将增益“g”设置在“I. 5”，最大密度将为“60 · I. 5 = 90”而最小密度将为“30 · I. 5 =45”，因此差Ad将从“30”增加到“45”。因此，当剂量分布中的对比度较低时，即最大密度与最小密度之间的差较小时，设置增益以提高与像素37的电压信号D相对应的像素级之间的差，充分利用A/D转换器51的动态范围，以便于使用更宽的动态范围来实现更精细的色调再现。另一方面，当剂量分布中的对比度较高时，用于电压信号D的增益被设置在小值以避免高密度范围的电压信号D被 放大为使得其超过A/D转换器51的动态范围的风险。实际上，上述剂量分布是线性的，然而其反映了 X射线图像的对比度。因此，取决于剂量分布中的对比度来对增益进行调整允许获得根据图像的密度范围足够再现密度层次的X射线图像。
现在将参考图6描述包括剂量分布测量操作的FPD 36的操作。 在被设置成与由图像获取控制器23所指定的获取设置相对应的成像条件之后，门驱动器39将门脉冲Gl至Gn输出到相应的扫描线47以重复重置操作直到x射线投射器11开始辐射为止。当操作激励开关15时，X射线投射器11开始投射X射线并且将辐射开始信号发送到FPD 36。响应于辐射开始信号，控制电路41断开所有像素37的TFT 43以开始累积操作。具体地，当通过使用在FPD 36接收到辐射开始信号之后生成的门脉冲Gn对最后像素行上的电荷进行重置来完成对于当前图像帧的重置操作时，FPD 36从重置操作切换到累积操作。在来自X射线源13的X射线辐射的开始之后可以执行剂量分布测量操作一段时间，直到用于读取所累积的信号电荷的读取操作开始为止。在本实施例中，在X射线辐射结束之后立即开始剂量分布测量操作。控制电路41开始使用内置的定时器来测量自X射线辐射开始起的X射线辐射时间，以在X射线辐射时间终结时检测辐射的结束。当X射线辐射停止时，控制电路41通过在保持TFT 43断开的同时检测从像素37泄漏到信号线48的泄漏电流来对剂量分布进行测量。泄漏电流与在每个像素37中累积的信号电荷CP，即每个像素37上的辐射剂量成比例地增加。在图6中，图示了积分放大器49之一的输出电压V。当来自连接到一个信号线48的那些像素37的泄漏电流流到对应的放大器49中时，放大器49将泄漏电荷CL累积为泄漏电流的累积值并且输出与泄漏电荷CL相对应的泄漏电压VL作为输出电压V。当X射线辐射开始时，在像素37中累积的信号电荷CP随着像素37上的x射线的入射量而增加。由于信号电荷CP被累积，所以部分信号电荷CP通过即使处于断开位置的TFT 43泄漏到信号线48，导致了泄漏电流。伴随着通过信号线48的泄漏电流，在积分放大器49中累积的泄漏电荷CL增加了，提高了在积分放大器49的输出端的泄漏电压VL。如图6中所示出，即使在X射线辐射停止并且因此信号电荷CP停止增加之后泄漏电荷CL仍然增加。这是因为在一个积分放大器49中累积的泄漏电荷CL是从通过一条信号线48连接到一个放大器49的一个列的像素37泄漏出的那些泄漏电荷的积累值。根据到积分放大器49的距离方面的差异，来自相应的像素37的泄漏电荷在不同的时间到达积分放大器49。也就是说，来自越靠近的像素37的泄漏电荷到达积分放大器49也越快。因此，在像素37中的信号电荷停止增加之后，来自远离积分放大器49的像素37的泄漏电荷能够到达积分放大器49，这使得即使在信号电荷CP的增加的结束之后还增加积分放大器49中的泄漏电荷CL。注意，为了解释的方便放大了泄漏电荷CL的曲线。实际上，与信号电荷CP相比较，泄漏电荷CL是非常小的。控制电路41将命令输出到信号处理电路40以在X射线辐射结束之后以预定的时序读出泄漏电压VL。具体地，考虑从X射线辐射结束直到来自最远的像素37的泄漏电荷到达积分放大器49为止的时滞来确定读出泄漏电压VL的时序。MUX 50 一个接一个顺序地选择积分放大器49以从所选择的积分放大器49读出泄漏电压VL。泄漏电压VL通过A/D转换器51被转换成数字值，该数字值存储在存储器56中。控制电路41从存储器56中读出泄漏电压VL的数字值以产生剂量分布，并且计算剂量分布中的对比度。参考LUT 57，控制电路41根据计算得到的对比度来决定增益，并且然后以所决定的增益来设置放大器53。与TFT 43被接通以便于从像素37读出电荷的情况相比较，由于通过在保持TFT43断开时从像素37检测泄漏电流来执行剂量分布测量操作，所以这可以在来自像素37的信号电荷CP的损失，即在被摄体H上施加的X射线剂量的损失较少的情况下来完成。此夕卜，因为用于读出信号电荷的信号处理电路40被利用来对上文实施例中的剂量分布进行测量，所以与采用特定的剂量分布测量电路的情况相比较将节约成本。当完成了剂量分布测量操作时，控制电路41输出重置脉冲RST以对来自积分放大器49的泄漏电荷CL进行重置。此后，通过从门脉冲Gl开始顺序地将门脉冲Gl至Gn输出到相应的扫描线47来执行从像素37读取信号电荷CP的读取操作。然后，TFT 43被接通以通过信号线48将信号电荷CP传送到积分放大器49。与输入到积分放大器49中的信号电荷CP相对应，积分放大器49的输出电压V增加。读出输出电压V作为电压信号D (Dl至Dm)。返回参考图2，图像校正部58使用以下校正处理来渲染从存储器56读出的x射线图像的图像数据偏移校正，其用于消除由于FPD 36的个体的特征或环境因素而导致的可能包括在图像数据中的偏移分量；以及灵敏度校正，其用于补偿光电二极管42之间的灵敏度方面的变化或者电压输出电路55的输出特性方面的变化。可以分别使用偏移校正数据和灵敏度校正数据来执行偏移校正和灵敏度校正，所述偏移校正数据和灵敏度校正数据可以通过校准处理来获得，校准处理可以在电子盒21的每次启动时执行或以特定的间隔周期地执行。偏移校正数据是在没有任何X射线辐射剂量的情况下从FPD 36读出的图像数据的帧。偏移校正数据反映了表示各个像素37之间的暗电流特性的变化的固定图案噪声以及表示电压输出电路55的输出特性的变化的其它噪声分量。由于信号电荷包含这些噪声分量，所以以像素对像素的关系、从由测试被摄体H所获得的每个X射线图像数据中减去偏移校正数据，以从图像数据中消除噪声分量。灵敏度校正数据是通过以像素对像素的关系、从图像数据的帧中减去偏移校正数据而获得的系数的集合，其中图像数据是当FPD 36暴露于X射线而没有放置被摄体H时从FPD 36读出的。灵敏度校正数据反映了像素37之间的灵敏度的变化。在偏移校正之后，X射线图像以像素对像素的关系乘以灵敏度校正数据，校正可能由像素37之间的灵敏度变化所引起的图像中的密度变化。在经历图像校正之后，X射线图像被从通信装置59发送到图像获取控制器23并且然后发送到控制台24。将参考图7的流程图来描述如上配置的X射线放射线照相系统10的总体操作。为了开始对于被摄体H的图像获取，执行用于成像的准备操作，诸如通过调整如安装在放射线照相台22中的电子盒21的高度来相对于被摄体H的目标地点定位电子盒21，以及设置曝光条件。此后，电子盒21的FPD 36开始重置操作。当在准备操作之后激励开关15被接通时，X射线源控制器14将预热开始信号和辐射开始信号发送到X射线源13。在接收到辐射开始信号之后，X射线源13就开始X射线辐射(SlOl)。X射线源控制器14还将辐射开始信号发送到图像获取控制器23，从而使得图像获取控制器23将该辐射开始信号发送到电子盒21。在辐射开始信号之后，电子盒21的控制电路41就检测X射线辐射的开始，并且停、止重置操作以开始累积操作(S102)。控制电路41还开始测量X射线辐射的持续时间。当给定的辐射时间终结时，控制电路41检测X射线辐射的结束(S103)，并且开始剂量分布测量操作(S104)。在剂量分布测量操作中，控制电路41在保持TFT 43断开的同时通过信号处理电路40读出连接到相应的信号线48的积分放大器49的泄漏电压VL，以沿着x方向或垂直于信号线48的行方向对剂量分布进行测量(S104)。然后，控制电路41计算测量得到的剂量分布的最大值与最小值之间的对比度或差。参考LUT 57，控制电路41基于对比度来决定增益，并且设置放大器53的增益(S105)。然后，控制电路41开始读取操作(S106)。在读取操作中，门驱动器39将门脉冲Gl至Gm顺序地输出到扫描线47，以从像素37逐行读出信号电荷。当从积分放大器49输出时，电压信号Dl至Dm通过放大器53以所设置的增益来放大。如图4和5中所示，当对比度高时增益将被设置为小值，或者当对比度低时将被设置成大值。这将有效利用A/D转 换器51的动态范围，实现图像的密度层次的足够的再现。由于所决定的增益被应用到成像区域38的每个像素37，本发明将不会使得图像校正部58中的图像校正操作变复杂，所述图像校正诸如在模数转换之后的图像的偏移校正和灵敏度校正。具体地，在增益能够随成像区域内的子区域而不同的情况下，与上述现有技术的第二种方法一样，由于不同的增益值，一个像素可以具有与不同子区域的另一像素不同的像素级，即便这些两个像素起初表示相同的密度。在该情况下，偏移校正和灵敏度校正必须考虑增益差异。相反地，由于相同的增益被应用到所有的像素37，所以本发明不需要这样的用于图像校正的复杂处理。在上述实施例中，当TFT 43为断开时基于通过信号线48的泄漏电流来对用来决定增益的剂量分布进行测量。因此，与TFT 43被接通以从像素37读出信号电荷以便于对剂量分布进行测量相比较，剂量分布测量将损失更少的信号电荷。因为信号电荷的量对应于像素上的X射线的入射量，所以本发明使得不必增加X射线辐射量来补偿这样的信号电荷损失。因此，根据本发明的剂量分布测量将抑制在测试被摄体H上的辐射剂量的量。因为与泄漏电流相对应的泄漏电荷比信号电荷小得多，使得与读出信号电荷以对剂量分布进行测量的情况相比较，将节省为读出泄漏电荷所花费的时间和因此对剂量分布进行测量所花费的时间。在上述实施例中，根据剂量分布中的对比度来在放大器53调整电压输出电路55的增益。在替代性实施例中，可以在MUX 50调整增益。由于泄漏电流是小的，所以优选地将电压输出电路55的增益设置在最大水平以用于读取泄漏电压VL。此后，电压输出电路55的增益应该被设置在根据剂量分布中的对比度所决定的值。在上述实施例中，控制电路41仅基于剂量分布中的对比度来决定增益。除了对比度之外，剂量分布的最小水平也可以优选地用于决定增益。这是因为，如果最小密度水平或齐IJ量水平相对较高，即使对比度低，在仅由对比度决定的大增益的情况下，像素级饱和也能够发生。另一方面，如果最小密度水平或剂量水平相对较低，即使对比度高，也可以在动态范围内使用大增益来扩大密度层次范围。因此，在替代性实施例中，当对比度低但是最小水平高时，控制电路41可以将增益设置在比仅由低的对比度决定的更低的级。另一方面，当对比度高的但是最小水平低时，控制电路41可以将增益设置在比仅由高的对比度决定的更高的级。在上述实施例中，基于通过成像区域38中的所有信号线48的泄漏电流沿着X方向关于整个区域对剂量分布进行测量，以根据这个剂量分布中的对比度来确定增益。作为替代，可以参考在表示成像区域内的有限区域中的密度分布状态的这样的剂量分布中的对比度来决定增益。例如，如图8中所示出，可以基于被摄体的部分区域，优选地所关注的区域中的剂量分布对比度(Ad)来确定增益。基于测试被摄体H的所关注的区域中的对比度来确定增益将减少其它区域中的密度对增益设置的影响，从而使得可以对所关注的区域中的密度适当地再现密度层次。
在这个实施例中，可以相对于测试被摄体H来定位电子盒21，使得成像区域38的中心与所关注的区域相对。对于控制电路41而言，剂量分布的有限范围被事先指定用于检测对比度。控制电路41计算在成像区域38的整个区域内的指定范围中的剂量分布的对比度，该指定范围在这个示例中为在成像区域38的中心周围的有限范围。在这个实施例中，应该了解的是，可以基于通过对应于指定范围的一些信号线48的泄漏电流对剂量分布进行测量，而不必从所有的信号线48读出泄漏电流。尽管在上述实施例中剂量分布测量操作在X射线辐射结束之后开始，但是能够在X射线辐射结束之前开始剂量分布测量操作，因为泄漏电流在X射线辐射结束之前开始流过信号线48。然而，如上文所描述，泄漏电流到达积分放大器49的时间随像素阵列的行而不同。因此，优选地以考虑到泄漏电流到达的时滞的时序在X射线辐射结束之后开始剂量分布测量操作。在上述实施例中，用于在决定增益中使用的剂量分布被测量为沿着X方向或垂直于成像区域38的信号线48的行方向的线性分布。在另一实施例中，例如如图9中所示，可以在χ-y方向上对剂量分布进行二维测量以用于决定增益。当图3和8中所示的椭圆形被摄体被成像时将提供图9中所示的剂量分布。因为二维剂量分布表示一个帧中的所有像素的密度分布状态，所以根据二维剂量分布中的对比度所确定的增益将实现图像中的密度层次的更足够的再现。可以以下述方式基于泄漏电流测量二维剂量分布如上文所描述，来自一个列的像素37的泄漏电荷通过一条信号线48来馈送并且在根据像素37到积分放大器49的距离而以不同的时间到达积分放大器49。例如，如图10中所示，在来自像素37的相应行的泄漏电荷CLl至CLn之中，来自距积分放大器49最近的像素、最后行的像素37的泄漏电荷CLn将被首先馈送到积分放大器49，而来自第一行的像素37的泄漏电荷CLl将被最后馈送到积分放大器49。如图11中所示，积分放大器49顺序地累积来自泄漏电荷CLn至泄漏电荷CLl的泄漏电荷CLl至CLn。相应地，从积分放大器49输出的泄漏电压VL随着泄漏电荷CLl至CLn所累积量而增加。由于来自相应行的泄漏电荷CLl至CLn以彼此的时滞到达积分放大器49，所以控制电路41以与时滞相对应的间隔T读出泄漏电压VL，并且将所读取的泄漏电压VL顺序地写入在内置的存储器中。因为最近的泄漏电压VL对应于当前的积累的泄漏电荷CL，所以控制电路41计算最近的泄漏电压VL与先前读取的泄漏电压VL的差，以确定与来自相应像素行的像素37的相应的泄漏电荷CLl至CLn相对应的泄漏电压值AVLl至AVLn。控制电路41通过绘制对应的泄漏电压值AVLl至Λ VLn沿着每条信号线48在y方向上测量剂量分布。然后，沿着相应的信号线48的y方向剂量分布被布置在X方向上以获得二维剂量分布。此后，控制电路41计算测量得到的二维剂量分布的最大值与最小值之间的对比度，并且根据计算得到的对比度来决定增益，以所决定的增益来设置放大器53。在上述实施例中，基于泄漏电流来对剂量分布进行测量。代替泄漏电流，偏置电流也可以被用于对剂量分布进行测量，与在上述现有技术中一样。在该情况下，如图12中所示，安培计61被布置在偏置线44上，每条偏置线44都连接到成像区域38中的像素37的一个行，从而使得安培计61测量通过相应的偏置线44的偏置电流。来自每个像素的偏置电流的量值与在该像素37中累积的电荷的量成比例。由于每条偏置线44都连接到一个行的像素37，所以流过每条偏置线44的偏置电流对应于在对应的行的相应像素37中累积的电荷的积累值。控制电路41从安培计61读出测量值以确定沿着相应的像素行的线性的X方向剂量分布。由于在图示的实施例中偏置线44被提供成一条偏置线44用于每个像素行并且与信号线48正交地布置，所以根据偏置电流来测量线性X方向剂量分布。替代地，可以平行于信号线48来布置偏置线。那么，可以根据偏置电流来测量线性的I方向剂量分布。如上文所描述，偏置电流可以代替泄漏电流以用于测量剂量分布。然而，根据偏置电流的剂量分布测量需要像安培计这样的额外的部件并且因此对其需要额外的成本。因为信号处理电路40可以被用于基于泄漏电流来对剂量分布进行测量，所以当其利用泄漏电流时不需要用于剂量分布测量的特定部件的额外成本。更有利地，能够基于泄漏电流对剂量分布进行二维测量。由于这些原因，基于泄漏电流的剂量分布测量优先于基于偏置电流的剂量分布测量。应该了解的是，本发明的放射线照相系统将不局限于上述实施例，而是在不背离本发明的精神和范围的情况下可以有各种修改。在上述实施例中，电子盒21在从X射线投射器11接收到辐射开始信号之后检测X射线辐射的开始。替代地，电子盒21可以通过自身而不用与X射线投射器11进行通信来检测X射线辐射的开始。电子盒21可以以各种方法中的任何一种来检测X射线辐射的开始，所述各种方法诸如监视在重置操作期间积分放大器49的输出电压的浪涌、在TFT 43为断开时的泄漏电压的浪涌，或者偏置电流的浪涌。而且，本发明的放射线照相系统不局限于安装在医院的X射线室中的固定类型，而是可以包括诸如在巡游汽车上搭载的类型或便携式类型的其它类型，其中的X射线源13,X射线源控制器14、电子盒21以及图像获取控制器23可以随身携带以用于在事故现场或灾难现场的紧急医疗或者用于家庭医疗。 在上述实施例中，电子盒和图像获取控制器被配置为单独的构件。例如，也可以通过将图像获取控制器的功能合并到电子盒的控制电路中来将图像获取控制器集成到电子盒中。尽管已经参考作为便携式放射线照相图像检测器的电子盒对本发明进行了描述，但是本发明可适用于固定放射线照相图像检测器。
此外，本发 明不仅可适用于X射线放射线照相系统而且还可适用于使用像伽玛射线的其它种类的放射性射线的其它放射线照相系统。应该理解的是，已经公开了本发明的实施例来仅用于说明性目的。本领域的技术人员将了解的是，在不背离如所附权利要求中所公开的本发明的范围和精神的情况下，可以有各种修改、增加以及替换。
权利要求
1.一种放射线照相图像检测器，用于根据已经从辐射源朝向被摄体投射并且穿透所述被摄体的放射性射线来检测所述被摄体的放射线照相图像，所述放射线照相图像检测器包括 检测面板，所述检测面板具有在暴露于所述放射性射线的成像区域中布置二维矩阵中的像素，所述像素中的每一个都累积与在每个像素上的放射性射线的所施加剂量的量相对应的信号电荷；开关元件，所述开关元件被断开以在所述像素中累积所述信号电荷或被接通以从所述像素读出所述信号电荷；以及传导与在所述像素上的放射性射线的所施加剂量的量相对应的电流的布线，所述布线中的每一个都分别连接到所述像素的行或列； 信号处理电路，所述信号处理电路包括电压输出电路和模数转换器，所述电压输出电路将从所述像素所读出的所述信号电荷转换成电压信号同时放大所述电压信号，所述模数转换器将所述电压信号转换成在所述电压输出电路的输出端的数字数据； 剂量分布测量装置，所述剂量分布测量装置用于测量表示在所述成像区域内的放射性射线的所施加剂量的量的至少线性分布状态的剂量分布，在所述开关元件为断开并且所述信号电荷累积在所述像素中时，所述剂量分布测量装置通过流过所述布线的所述电流来测量所述剂量分布；以及 增益设置装置，所述增益设置装置用于根据所述剂量分布中的对比度来确定并且设置在所述电压输出电路中放大所述电压信号的增益。
2.如权利要求I中所述的放射线照相图像检测器，其中，所述增益设置装置在所述剂量分布中的所述对比度变得越低时将所述增益设置得越高。
3.如权利要求I中所述的放射线照相图像检测器，其中，所述剂量分布中的所述对比度是所述剂量分布中的最大值与最小值之间的差。
4.如权利要求3中所述的放射线照相图像检测器，其中，所述增益设置装置根据所述剂量分布中的所述最小值和所述对比度来确定所述增益。
5.如权利要求I中所述的放射线照相图像检测器，其中，所述剂量分布是从所述成像区域的一部分测量的。
6.如权利要求I中所述的放射线照相图像检测器，其中，所述布线是用于从所述像素读出所述信号电荷的信号线，所述信号线中的每一个都分别连接到所述像素的列，并且 在所述开关元件为断开时，所述剂量分布测量装置通过从所述像素泄漏到所述信号线的泄漏电流来测量所述剂量分布。
7.如权利要求6中所述的放射线照相图像检测器，其中，所述信号线分别连接到所述电压输出电路，并且 在所述开关元件为断开时，所述剂量分布测量装置读取所述电压输出电路输出的与所述泄漏电流相对应的泄漏电压，以测量所述剂量分布。
8.如权利要求7中所述的放射线照相图像检测器，其中，在所述剂量分布测量装置在读取所述泄漏电压时，所述增益设置装置将所述电压输出电路的所述增益设置在最大水平。
9.如权利要求7中所述的放射线照相图像检测器，其中，所述剂量分布测量装置检测所述泄漏电流以将所述剂量分布测量为在所述矩阵中的所述像素的行方向上的所施加剂量的量的线性分布状态。
10.如权利要求7中所述的放射线照相图像检测器，所述剂量分布测量装置在辐射开始之后利用从所述像素中的一行到另一行的所述泄漏电流的检测时间上的时滞对所述剂量分布进行二维测量。
11.如权利要求10中所述的放射线照相图像检测器，其中，所述剂量分布测量装置在辐射结束之后开始对所述剂量分布进行测量。
12.如权利要求I中所述的放射线照相图像检测器，其中，所述布线是用于将偏置电压施加到所述像素的偏置线，并且 在所述开关元件为断开时，所述剂量分布测量装置通过流过所述偏置线的偏置电流来对所述剂量分布进行测量。
13.一种用于放射线照相图像检测器的增益设置方法，所述放射线照相图像检测器包括成像区域，所述成像区域具有布置在二维矩阵中的像素，所述像素用于累积与在每个像素上的放射性射线的所施加剂量的量相对应的信号电荷；开关元件，所述开关元件被断开以在所述像素中累积所述信号电荷或者被接通以从所述像素读出所述信号电荷；布线，所述布线传导与在所述像素中累积的所述信号电荷相对应的电流；电压输出电路，所述电压输出电路用于将从所述像素读出的所述信号电荷转换成电压信号同时放大所述电压信号；以及模数转换器，所述模数转换器用于将所述电压信号转换成数字数据，所述增益设置方法包括以下的步骤 在所述开关元件为断开并且所述信号电荷累积在所述像素中时，检测流过所述布线的电流； 测量剂量分布，所述剂量分布表示所述成像区域内的放射性射线的所施加剂量的量的至少线性分布状态； 检测所述剂量分布中的对比度； 根据所述对比度来确定在所述电压输出电路中放大所述电压信号的增益；以及 以所确定的增益来设置所述电压输出电路。
全文摘要
公开了放射线照相图像检测器和用于放射线照相图像检测器的增益设置方法。在放射线照相系统中，在辐射剂量之后，在平板检测器的成像区域的传感器像素中累积与像素上的放射性射线的所施加剂量的量相对应的信号电荷。从像素中读出信号电荷并且将其转换成表示放射线照相图像的相应像素的密度水平的电压信号。在读取信号电荷之前，通过来自像素的泄漏电流来测量或者通过用于将偏置电压施加到像素的偏置线的偏置电流，来测量表示放射性射线的施加剂量的量的分布状态的剂量分布。基于在剂量分布中的最大值与最小值之间的对比度或差，将用于电压信号的放大器的增益确定为使得该增益随着减少的对比度而增加。
文档编号A61B6/00GK102631204SQ20111045914
公开日2012年8月15日 申请日期2011年12月31日 优先权日2011年2月9日
发明者近藤洁 申请人:富士胶片株式会社