JPWO2010150569A1 - Radiation imaging equipment - Google Patents
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Abstract
バイアス線を流れる電流に応じた電気信号を出力するバイアス電流検出手段と、電気信号を微分する微分手段と、微分手段が微分した値を比較電圧と比較した結果を出力する比較器と、電気信号の値を所定の期間積分する積分手段と、積分手段が積分した値が所定の閾値を越えたことを判定し結果を出力する積分値比較手段と、放射線の曝射が開始されたか否かを判定する曝射開始判定手段と、を有し、曝射開始判定手段は、待機モードでは比較器の出力または積分値比較手段のうち少なくとも一方の出力が変化したことに基づいて放射線の曝射が開始されたことを判定することを特徴とする放射線画像撮影装置。A bias current detecting means for outputting an electric signal corresponding to the current flowing through the bias line; a differentiating means for differentiating the electric signal; a comparator for outputting a result obtained by comparing a value obtained by differentiating the differentiating means with a comparison voltage; and an electric signal Integration means for integrating the value of the predetermined period, integration value comparison means for determining that the value integrated by the integration means has exceeded a predetermined threshold and outputting the result, and whether or not radiation exposure has started. Exposure start determination means for determining radiation exposure based on the fact that at least one of the output of the comparator or the output of the integrated value comparison means has changed in the standby mode. A radiographic imaging device characterized by determining that the radiography is started.
Description
本発明は、放射線画像撮影装置に係り、特に、放射線の照射の開始等を検出することが可能な放射線画像撮影装置に関する。 The present invention relates to a radiographic image capturing apparatus, and more particularly to a radiographic image capturing apparatus capable of detecting the start of radiation irradiation and the like.
照射されたX線等の放射線の線量に応じて検出素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる直接型の放射線画像撮影装置や、照射された放射線をシンチレータ等で可視光等の他の波長の電磁波に変換した後、変換され照射された電磁波のエネルギーに応じてフォトダイオード等の光電変換素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる間接型の放射線画像撮影装置が種々開発されている。なお、本発明では、直接型の放射線画像撮影装置における検出素子や、間接型の放射線画像撮影装置における光電変換素子を、あわせて放射線検出素子という。 A so-called direct type radiographic imaging device that generates electric charges by a detection element in accordance with the dose of irradiated radiation such as X-rays and converts it into an electrical signal, or other radiation such as visible light with a scintillator or the like. Various types of so-called indirect radiographic imaging devices have been developed that convert charges into electromagnetic signals after they have been converted into electromagnetic waves of a wavelength, and then generated by photoelectric conversion elements such as photodiodes in accordance with the energy of the converted and irradiated electromagnetic waves. Yes. In the present invention, the detection element in the direct type radiographic imaging apparatus and the photoelectric conversion element in the indirect type radiographic imaging apparatus are collectively referred to as a radiation detection element.
このタイプの放射線画像撮影装置はFPD(Flat Panel Detector)として知られており、従来は支持台(或いはブッキー装置)と一体的に形成されていたが(例えば特許文献1参照)、近年、放射線検出素子等をハウジングに収納した可搬型の放射線画像撮影装置が開発され、実用化されている(例えば特許文献2、3参照)。 This type of radiographic image capturing apparatus is known as an FPD (Flat Panel Detector), and is conventionally formed integrally with a support base (or a bucky apparatus) (for example, see Patent Document 1). A portable radiographic imaging device in which an element or the like is housed in a housing has been developed and put into practical use (see, for example, Patent Documents 2 and 3).
ところで、これらの放射線画像撮影装置、特に可搬型の放射線画像撮影装置では、放射線照射装置やシステムを管理するコンピュータ等の外部装置から放射線画像撮影装置に放射線の照射の開始や終了の情報を送信し、それに応じて放射線画像撮影装置で放射線の照射終了後に各放射線検出素子からの画像データの読み出しを行うように構成される場合がある。 By the way, in these radiographic imaging apparatuses, particularly portable radiographic imaging apparatuses, information on the start and end of radiation irradiation is transmitted to the radiographic imaging apparatus from an external device such as a computer that manages the radiation irradiation apparatus and system. Accordingly, the radiation image capturing apparatus may be configured to read image data from each radiation detection element after the radiation irradiation ends.
しかし、放射線画像撮影に向けて放射線画像撮影装置側では放射線検出素子のリセット処理等を完了してスタンバイ状態になっても、実際に放射線照射装置から放射線が照射されるまでに時間がかかると、リセットされた放射線検出素子内に暗電荷が蓄積する等してしまい、得られる放射線画像の画質が低下する場合がある。また、スタンバイ状態が長く続くと、その分、無駄に電力を消費することになる。 However, even if the radiation imaging device side completes the reset processing of the radiation detection element and enters the standby state for radiographic imaging, if it takes time to actually irradiate radiation from the radiation irradiation device, In some cases, dark charges are accumulated in the reset radiation detection element, and the quality of the obtained radiation image may deteriorate. Further, if the standby state continues for a long time, power is consumed correspondingly.
そこで、放射線の照射の開始や終了を放射線画像撮影装置自体で検出できるように構成すれば、放射線検出素子内での暗電荷の蓄積が抑制される等するため望ましい。また、スタンバイ状態が短縮され、或いはスタンバイ状態を経ずに即座に放射線画像撮影を行うことが可能となるため、無駄な電力消費を抑制し、或いは回避することが可能となる。 Therefore, it is desirable to configure so that the start and end of radiation irradiation can be detected by the radiographic imaging apparatus itself, because accumulation of dark charges in the radiation detection element is suppressed. In addition, since the standby state is shortened or radiographic imaging can be performed immediately without going through the standby state, wasteful power consumption can be suppressed or avoided.
その際、放射線画像撮影装置にセンサ等を配設して、センサで放射線の照射の開始や終了を検出するように構成することも可能であるが、放射線画像撮影装置内にセンサを配設するためのスペースが必要になり、装置が大型化してしまう。また、センサを設けると、センサを駆動する分だけ多くの電力を消費し、特に可搬型の放射線画像撮影装置では内蔵されたバッテリの消費を招いてしまう等の問題があった。 At that time, it is possible to arrange a sensor or the like in the radiographic imaging apparatus so that the start or end of radiation irradiation is detected by the sensor, but the sensor is arranged in the radiographic imaging apparatus. Space is required, and the apparatus becomes large. Further, when the sensor is provided, there is a problem that a large amount of electric power is consumed for driving the sensor, and in particular, a portable radiographic imaging apparatus consumes a built-in battery.
そこで、各放射線検出素子にバイアス電圧を印加するためのバイアス線を流れる電流を電圧に変換し、変換した電圧をコンパレータで比較電圧と比較して放射線の照射の開始や終了を検出することが提案されている(特許文献4参照)。このように構成すれば、既存の配線等に電流検出手段を設けることができるため、センサを設ける場合に比べて電力消費を抑制した状態で、かつ比較的容易に放射線の照射の開始や終了を検出することが可能となる。 Therefore, it is proposed that the current flowing through the bias line for applying a bias voltage to each radiation detection element is converted into a voltage, and the converted voltage is compared with a comparison voltage by a comparator to detect the start and end of radiation irradiation. (See Patent Document 4). With this configuration, since current detection means can be provided in existing wiring or the like, the start and end of radiation irradiation can be started and terminated relatively easily in a state in which power consumption is suppressed compared to the case where a sensor is provided. It becomes possible to detect.
しかしながら、バイアス線を流れる電流を変換した電圧には、高周波のノイズや低周波のノイズが重畳されているため、特許文献4に開示されている方法では、放射線の照射の開始や終了を誤検出することがある。また、放射線の被曝線量が少なくバイアス線を流れる電流が少ない場合は、変換した電圧がコンパレータの比較電圧に達しないため放射線の照射の開始を検出できなかったり、実際の放射線の照射の開始より遅れて検出することがある。 However, since high-frequency noise and low-frequency noise are superimposed on the voltage converted from the current flowing through the bias line, the method disclosed in Patent Document 4 erroneously detects the start and end of radiation irradiation. There are things to do. In addition, when the radiation dose is small and the current flowing through the bias line is small, the converted voltage does not reach the comparison voltage of the comparator, so the start of radiation irradiation cannot be detected, or the actual radiation irradiation start is delayed. May be detected.
そのため、放射線の照射された所定期間の間に十分な電荷蓄積が行われず、鮮明な画像が得られないため放射線画像撮影を再度行わなければならなくなることがある。このようなことがあると、被写体である患者が受ける放射線の被曝線量が増大し、患者に大きな負担をかけることになる。 Therefore, sufficient charge accumulation is not performed during a predetermined period of irradiation with radiation, and a clear image cannot be obtained, so that radiographic imaging may have to be performed again. When this happens, the radiation dose received by the patient as the subject increases, which places a heavy burden on the patient.
本発明は、上記の問題点を鑑みてなされたものであり、放射線の照射開始を誤検出することなく確実に検出することが可能な放射線画像撮影装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above-described problems, and an object of the present invention is to provide a radiographic imaging apparatus that can reliably detect the start of radiation irradiation without erroneous detection.
上記の課題を解決するため、本発明は以下のような特徴を有するものである。 In order to solve the above problems, the present invention has the following characteristics.
1.放射線の曝射により電荷を発生するようにマトリクス状に配列された複数の放射線検出素子と、
信号線を通じて前記放射線検出素子から読み出された電気信号を増幅する増幅回路と、
前記放射線検出素子ごとに配置され、接続された走査線に印加された電圧に応じて前記放射線検出素子と前記信号線との間の接続をオン、オフするスイッチ手段と、
バイアス線を介して前記複数の放射線検出素子にバイアス電圧を印加するバイアス電源と、
全ての前記スイッチ手段をオンにし前記放射線検出素子内で発生した電荷を放出させ放射線の曝射を待機する待機モードと、全ての前記スイッチ手段をオフにし前記放射線検出素子内で発生した電荷を前記放射線検出素子内に蓄積させる蓄積モードと、前記スイッチ手段を所定の読み出し期間の間順次オンにし前記放射線検出素子内に蓄積した電荷を読み出す読み出しモードと、を切り替えて設定する制御手段と、
を備えた、放射線画像撮影装置であって、
前記バイアス線を流れる電流に応じた電気信号を出力するバイアス電流検出手段と、
前記バイアス電流検出手段が出力した前記電気信号を微分する微分手段と、
前記微分手段が微分した値を比較電圧と比較した結果を出力する比較器と、
前記バイアス電流検出手段が出力した前記電気信号の値を所定の期間積分する積分手段と、
前記積分手段が積分した値が所定の閾値を越えたことを判定し結果を出力する積分値比較手段と、
放射線の曝射が開始されたか否かを判定する曝射開始判定手段と、
を有し、
前記曝射開始判定手段は、
前記待機モードでは、前記比較器の出力と前記積分値比較手段の出力とを検知して、前記比較器または前記積分値比較手段のうち少なくとも一方の出力が変化した場合に放射線の曝射が開始されたと判定し、前記制御手段は、該判定により前記蓄積モードに設定することを特徴とする放射線画像撮影装置。1. A plurality of radiation detection elements arranged in a matrix so as to generate an electric charge by radiation exposure;
An amplification circuit for amplifying an electrical signal read from the radiation detection element through a signal line;
Switch means arranged for each radiation detection element and for turning on / off the connection between the radiation detection element and the signal line in accordance with a voltage applied to a connected scanning line;
A bias power source for applying a bias voltage to the plurality of radiation detection elements via a bias line;
A standby mode in which all the switch means are turned on to release the charge generated in the radiation detection element and wait for radiation exposure, and all the switch means are turned off to generate the charge generated in the radiation detection element. A control means for switching and setting an accumulation mode for accumulating in the radiation detection element and a readout mode for sequentially turning on the switch means for a predetermined readout period and reading out the electric charge accumulated in the radiation detection element;
A radiographic imaging device comprising:
Bias current detection means for outputting an electrical signal corresponding to the current flowing through the bias line;
Differentiating means for differentiating the electric signal output by the bias current detecting means;
A comparator that outputs a result obtained by comparing a value obtained by differentiating with a comparison voltage;
Integrating means for integrating the value of the electrical signal output by the bias current detecting means for a predetermined period;
An integrated value comparing means for determining that the value integrated by the integrating means exceeds a predetermined threshold and outputting the result;
An exposure start determining means for determining whether or not radiation exposure has started;
Have
The exposure start determining means includes
In the standby mode, the output of the comparator and the output of the integral value comparison means are detected, and radiation exposure starts when the output of at least one of the comparator or the integral value comparison means changes. The radiographic image capturing apparatus according to claim 1, wherein the control unit sets the accumulation mode based on the determination.
2.前記バイアス電流検出手段が前記バイアス線を流れる電流を検出するために設けられた検出抵抗の抵抗値を切り替える抵抗値切替手段を有し、
前記制御手段は、
設定するモードに応じて前記抵抗値切替手段を制御し、前記検出抵抗の抵抗値を切り替えることを特徴とする前記1に記載の放射線画像撮影装置。2. The bias current detection means includes a resistance value switching means for switching a resistance value of a detection resistor provided to detect a current flowing through the bias line;
The control means includes
2. The radiographic image capturing apparatus according to 1, wherein the resistance value switching unit is controlled in accordance with a mode to be set to switch a resistance value of the detection resistor.
3.前記バイアス電流検出手段が出力する電気信号の値を順次記憶する記憶手段と、
前記バイアス電流検出手段が出力する電気信号の値と、前記記憶手段に記憶された所定時間前の電気信号の値との差分値を算出し、所定の値以上の前記差分値だけを出力するオフセット除去手段と、
を有し、
前記積分手段は、
前記オフセット除去手段の出力する前記差分値を前記電気信号の出力値として所定の期間積分することを特徴とする前記1または2に記載の放射線画像撮影装置。3. Storage means for sequentially storing values of electrical signals output by the bias current detection means;
An offset that calculates a difference value between the value of the electrical signal output by the bias current detection means and the value of the electrical signal stored in the storage means before a predetermined time, and outputs only the difference value that is equal to or greater than a predetermined value. Removal means;
Have
The integration means includes
3. The radiographic imaging apparatus according to 1 or 2, wherein the difference value output from the offset removing unit is integrated for a predetermined period as an output value of the electrical signal.
4.前記曝射開始判定手段は、
前記蓄積モードでは、前記比較器の出力を検知して、前記比較器の出力が変化した場合に放射線の曝射が終了したと判定し、前記制御手段は、該判定により前記読み出しモードに設定することを特徴とする前記1から3の何れか1項に記載の放射線画像撮影装置。4). The exposure start determining means includes
In the accumulation mode, the output of the comparator is detected, and when the output of the comparator changes, it is determined that the radiation exposure has ended, and the control means sets the readout mode based on the determination. 4. The radiographic image capturing apparatus according to any one of 1 to 3, wherein the radiographic image capturing apparatus is characterized in that:
5.前記制御手段は、前記蓄積モードに設定した後、所定の期間は前記読み出しモードに設定しないことを特徴とする前記4に記載の放射線画像撮影装置。 5). The radiographic imaging apparatus according to 4, wherein the control unit does not set the readout mode for a predetermined period after the storage mode is set.
本発明の放射線画像撮影装置によれば、待機モードではバイアス線を流れる電流に応じた電気信号を微分し、微分した値を比較電圧と比較した結果、または該電気信号を積分し、積分した値が閾値を越えたことを判定した結果の何れか一方が変化したことに基づいて放射線の曝射が開始されたことを判定する。 According to the radiographic imaging device of the present invention, in the standby mode, the electrical signal corresponding to the current flowing through the bias line is differentiated, and the result of comparing the differentiated value with the comparison voltage, or the electrical signal is integrated and the integrated value It is determined that radiation exposure has started based on a change in one of the results of determining that the threshold value has exceeded the threshold.
したがって、放射線の照射開始等を誤検出することなく確実に検出することが可能な放射線画像撮影装置を提供することができる。 Accordingly, it is possible to provide a radiographic imaging apparatus that can reliably detect the start of radiation irradiation without erroneous detection.
以下、本発明に係る放射線画像撮影装置の実施の形態について、図面を参照して説明する。 Embodiments of a radiographic image capturing apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings.
なお、以下では、放射線画像撮影装置が、シンチレータ等を備え、照射された放射線を可視光等の他の波長の電磁波に変換して電気信号を得るいわゆる間接型の放射線画像撮影装置である場合について説明するが、本発明は、直接型の放射線画像撮影装置に対しても適用することが可能である。また、放射線画像撮影装置が可搬型である場合について説明するが、支持台等と一体的に形成された放射線画像撮影装置に対しても適用される。 In the following description, the radiographic imaging device is a so-called indirect radiographic imaging device that includes a scintillator or the like and converts the irradiated radiation into electromagnetic waves of other wavelengths such as visible light to obtain an electrical signal. As will be described, the present invention can also be applied to a direct radiographic imaging apparatus. Although the case where the radiographic image capturing apparatus is portable will be described, the present invention is also applicable to a radiographic image capturing apparatus formed integrally with a support base or the like.
図1は、本実施形態に係る放射線画像撮影装置の外観斜視図であり、図2は、図1のA−A線に沿う断面図である。本実施形態に係る放射線画像撮影装置1は、図1や図2に示すように、筐体2内にシンチレータ3や基板4等が収納された可搬型(カセッテ型)の装置として構成されている。 FIG. 1 is an external perspective view of the radiographic image capturing apparatus according to the present embodiment, and FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. As shown in FIGS. 1 and 2, the radiographic imaging apparatus 1 according to the present embodiment is configured as a portable (cassette type) apparatus in which a scintillator 3, a substrate 4, and the like are housed in a housing 2. .
筐体2は、少なくとも放射線の照射を受ける側の面R(以下、放射線入射面Rという。)が放射線を透過するカーボン板やプラスチック等の材料で形成されている。なお、図1や図2では、筐体2がフレーム板2Aとバック板2Bとで形成された、いわゆる弁当箱型である場合が示されているが、筐体2を一体的に角筒状に形成した、いわゆるモノコック型とすることも可能である。 The housing 2 is formed of a material such as a carbon plate or plastic that transmits radiation at least on a surface R (hereinafter referred to as a radiation incident surface R) that receives radiation. 1 and 2 show a case in which the housing 2 is a so-called lunch box type formed by the frame plate 2A and the back plate 2B. However, the housing 2 is integrally formed in a rectangular tube shape. It is also possible to use a so-called monocoque type.
また、図1に示すように、筐体2の側面部分には、電源スイッチ36や、LED等で構成されたインジケータ37、図示しないバッテリ40(後述する図7参照)の交換等のために開閉可能とされた蓋部材38等が配置されている。また、本実施形態では、蓋部材38の側面部には、外部装置と無線で通信するための通信手段であるアンテナ装置39が埋め込まれている。 As shown in FIG. 1, the side surface of the housing 2 is opened and closed to replace a power switch 36, an indicator 37 composed of LEDs and the like, and a battery 40 (not shown) (see FIG. 7 described later). A possible lid member 38 and the like are arranged. In the present embodiment, an antenna device 39 that is a communication unit for wirelessly communicating with an external device is embedded in the side surface of the lid member 38.
また、図2に示すように、筐体2の内部には、基板4の下方側に図示しない鉛の薄板等を介して基台31が配置され、基台31には、電子部品32等が配設されたPCB基板33や緩衝部材34等が取り付けられている。なお、本実施形態では、基板4やシンチレータ3の放射線入射面Rには、それらを保護するためのガラス基板35が配設されている。 As shown in FIG. 2, a base 31 is disposed inside the housing 2 via a thin lead plate or the like (not shown) on the lower side of the substrate 4. The disposed PCB substrate 33, the buffer member 34, and the like are attached. In the present embodiment, a glass substrate 35 for protecting the substrate 4 and the radiation incident surface R of the scintillator 3 is disposed.
シンチレータ3は、基板4の後述する検出部Pに貼り合わされるようになっている。シンチレータ3は、例えば、蛍光体を主成分とし、放射線の入射を受けると300〜800nmの波長の電磁波、すなわち可視光を中心とした電磁波に変換して出力するものが用いられる。 The scintillator 3 is attached to a detection unit P, which will be described later, of the substrate 4. As the scintillator 3, for example, a scintillator 3 that has a phosphor as a main component and converts it into an electromagnetic wave having a wavelength of 300 to 800 nm, that is, an electromagnetic wave centered on visible light when it receives incident radiation, is used.
基板4は、本実施形態では、ガラス基板で構成されており、図3に示すように、基板4のシンチレータ3に対向する側の面4a上には、複数の走査線5と複数の信号線6とが互いに交差するように配設されている。基板4の面4a上の複数の走査線5と複数の信号線6により区画された各小領域rには、それぞれ放射線検出素子7がそれぞれ設けられている。 In the present embodiment, the substrate 4 is formed of a glass substrate. As shown in FIG. 3, a plurality of scanning lines 5 and a plurality of signal lines are provided on a surface 4 a of the substrate 4 facing the scintillator 3. 6 are arranged so as to cross each other. In each small region r defined by the plurality of scanning lines 5 and the plurality of signal lines 6 on the surface 4 a of the substrate 4, radiation detection elements 7 are respectively provided.
このように、走査線5と信号線6で区画された各小領域rに二次元状に配列された複数の放射線検出素子7が設けられた領域r全体、すなわち図3に一点鎖線で示される領域が検出部Pとされている。 Thus, the entire region r in which a plurality of radiation detection elements 7 arranged in a two-dimensional manner are provided in each small region r partitioned by the scanning line 5 and the signal line 6, that is, shown by a one-dot chain line in FIG. The region is a detection unit P.
本実施形態では、放射線検出素子7としてフォトダイオードが用いられているが、この他にも例えばフォトトランジスタ等を用いることも可能である。各放射線検出素子7は、図3や図4の拡大図に示すように、スイッチ手段であるTFT8のソース電極8sに接続されている。また、TFT8のドレイン電極8dは信号線6に接続されている。 In the present embodiment, a photodiode is used as the radiation detection element 7, but other than this, for example, a phototransistor or the like can also be used. Each radiation detection element 7 is connected to the source electrode 8s of the TFT 8 serving as a switch means, as shown in the enlarged views of FIGS. The drain electrode 8 d of the TFT 8 is connected to the signal line 6.
そして、TFT8は、後述する走査駆動手段15により、接続された走査線5にオン電圧が印加され、ゲート電極8gにオン電圧が印加されるとオン状態となり、放射線検出素子7内で発生し蓄積されている電荷を信号線6に放出させるようになっている。また、TFT8は、接続された走査線5にオフ電圧が印加され、ゲート電極8gにオフ電圧が印加されるとオフ状態となり、放射線検出素子7から信号線6への電荷の放出を停止し、放射線検出素子7内で発生した電荷を保持して、放射線検出素子7内に蓄積させるようになっている。 The TFT 8 is turned on when a turn-on voltage is applied to the connected scanning line 5 by the scanning drive means 15 described later and applied to the gate electrode 8g, and is generated and accumulated in the radiation detection element 7. The charged electric charge is discharged to the signal line 6. The TFT 8 is turned off when the off voltage is applied to the connected scanning line 5 and the off voltage is applied to the gate electrode 8g, and the discharge of the charge from the radiation detecting element 7 to the signal line 6 is stopped. Electric charges generated in the radiation detection element 7 are held and accumulated in the radiation detection element 7.
ここで、本実施形態における放射線検出素子7やTFT8の構造について、図5に示す断面図を用いて簡単に説明する。図5は、図4におけるX−X線に沿う断面図である。 Here, the structure of the radiation detection element 7 and the TFT 8 in this embodiment will be briefly described with reference to the cross-sectional view shown in FIG. FIG. 5 is a sectional view taken along line XX in FIG.
基板4の面4a上に、AlやCr等からなるTFT8のゲート電極8gが走査線5と一体的に積層されて形成されており、ゲート電極8g上および面4a上に積層された窒化シリコン(SiNx)等からなるゲート絶縁層81上のゲート電極8gの上方部分に、水素化アモルファスシリコン(a−Si)等からなる半導体層82を介して、放射線検出素子7の第1電極74と接続されたソース電極8sと、信号線6と一体的に形成されるドレイン電極8dとが積層されて形成されている。A gate electrode 8g of a TFT 8 made of Al, Cr or the like is formed on the surface 4a of the substrate 4 so as to be integrally laminated with the scanning line 5, and silicon nitride (laminated on the gate electrode 8g and the surface 4a). The first electrode 74 of the radiation detecting element 7 is connected to the upper portion of the gate electrode 8g on the gate insulating layer 81 made of SiN x ) or the like via the semiconductor layer 82 made of hydrogenated amorphous silicon (a-Si) or the like. The formed source electrode 8s and the drain electrode 8d formed integrally with the signal line 6 are laminated.
ソース電極8sとドレイン電極8dとは、窒化シリコン(SiNx)等からなる第1パッシベーション層83によって分割されており、さらに第1パッシベーション層83は両電極8s、8dを上側から被覆している。また、半導体層82とソース電極8sやドレイン電極8dとの間には、水素化アモルファスシリコンにVI族元素をドープしてn型に形成されたオーミックコンタクト層84a、84bがそれぞれ積層されている。以上のようにしてTFT8が形成されている。The source electrode 8s and the drain electrode 8d are divided by a first passivation layer 83 made of silicon nitride (SiN x ) or the like, and the first passivation layer 83 covers both the electrodes 8s and 8d from above. In addition, ohmic contact layers 84a and 84b formed in an n-type by doping hydrogenated amorphous silicon with a group VI element are stacked between the semiconductor layer 82 and the source electrode 8s and the drain electrode 8d, respectively. The TFT 8 is formed as described above.
また、放射線検出素子7の部分では、基板4の面4a上に前記ゲート絶縁層81と一体的に形成される絶縁層71の上にAlやCr等が積層されて補助電極72が形成されており、補助電極72上に前記第1パッシベーション層83と一体的に形成される絶縁層73を挟んでAlやCr、Mo等からなる第1電極74が積層されている。第1電極74は、第1パッシベーション層83に形成されたホールHを介してTFT8のソース電極8sに接続されている。 In the radiation detecting element 7, an auxiliary electrode 72 is formed by laminating Al, Cr, or the like on the insulating layer 71 formed integrally with the gate insulating layer 81 on the surface 4 a of the substrate 4. A first electrode 74 made of Al, Cr, Mo or the like is laminated on the auxiliary electrode 72 with an insulating layer 73 formed integrally with the first passivation layer 83 interposed therebetween. The first electrode 74 is connected to the source electrode 8 s of the TFT 8 through the hole H formed in the first passivation layer 83.
第1電極74の上には、水素化アモルファスシリコンにVI族元素をドープしてn型に形成されたn層75、水素化アモルファスシリコンで形成された変換層であるi層76、水素化アモルファスシリコンにIII族元素をドープしてp型に形成されたp層77が下方から順に積層されて形成されている。 On the first electrode 74, an n layer 75 formed in an n-type by doping a hydrogenated amorphous silicon with a group VI element, an i layer 76 which is a conversion layer formed of hydrogenated amorphous silicon, and a hydrogenated amorphous A p layer 77 formed by doping a group III element into silicon and forming a p-type layer is formed by laminating sequentially from below.
放射線画像撮影装置1の筐体2の放射線入射面Rから放射線が入射し、シンチレータ3で可視光等の電磁波に変換され、変換された電磁波が図中上方から照射されると、電磁波は放射線検出素子7のi層76に到達して、i層76内で電子正孔対が発生する。放射線検出素子7は、このようにして、シンチレータ3から照射された電磁波を電荷に変換するようになっている。 When radiation enters from the radiation incident surface R of the housing 2 of the radiographic imaging apparatus 1 and is converted into an electromagnetic wave such as visible light by the scintillator 3, and the converted electromagnetic wave is irradiated from above in the figure, the electromagnetic wave is detected by radiation. The electron hole pair is generated in the i layer 76 by reaching the i layer 76 of the element 7. In this way, the radiation detection element 7 converts the electromagnetic waves irradiated from the scintillator 3 into electric charges.
また、p層77の上には、ITO等の透明電極とされた第2電極78が積層されて形成されており、照射された電磁波がi層76等に到達するように構成されている。本実施形態では、以上のようにして放射線検出素子7が形成されている。なお、p層77、i層76、n層75の積層の順番は上下逆であってもよい。また、本実施形態では、放射線検出素子7として、上記のようにp層77、i層76、n層75の順に積層されて形成されたいわゆるpin型の放射線検出素子を用いる場合が説明されているが、これに限定されない。 On the p layer 77, a second electrode 78 made of a transparent electrode such as ITO is laminated and formed so that the irradiated electromagnetic wave reaches the i layer 76 and the like. In the present embodiment, the radiation detection element 7 is formed as described above. The order of stacking the p layer 77, the i layer 76, and the n layer 75 may be reversed. Further, in the present embodiment, a case where a so-called pin-type radiation detection element formed by sequentially stacking the p layer 77, the i layer 76, and the n layer 75 as described above is used as the radiation detection element 7. However, it is not limited to this.
放射線検出素子7の第2電極78の上面には、第2電極78を介して放射線検出素子7にバイアス電圧を印加するバイアス線9が接続されている。なお、放射線検出素子7の第2電極78やバイアス線9、TFT8側に延出された第1電極74、TFT8の第1パッシベーション層83等、すなわち放射線検出素子7とTFT8の上面部分は、その上方側から窒化シリコン(SiNx)等からなる第2パッシベーション層79で被覆されている。A bias line 9 for applying a bias voltage to the radiation detection element 7 is connected to the upper surface of the second electrode 78 of the radiation detection element 7 via the second electrode 78. The second electrode 78 and the bias line 9 of the radiation detection element 7, the first electrode 74 extended to the TFT 8 side, the first passivation layer 83 of the TFT 8, that is, the upper surfaces of the radiation detection element 7 and the TFT 8 are A second passivation layer 79 made of silicon nitride (SiN x ) or the like is covered from above.
図3や図4に示すように、本実施形態では、それぞれ列状に配置された複数の放射線検出素子7に1本のバイアス線9が接続されており、各バイアス線9はそれぞれ信号線6に平行に配設されている。また、各バイアス線9は、基板4の検出部Pの外側の位置で1本の結線10に結束されている。 As shown in FIGS. 3 and 4, in this embodiment, one bias line 9 is connected to a plurality of radiation detection elements 7 arranged in rows, and each bias line 9 is connected to a signal line 6. Are arranged in parallel with each other. In addition, each bias line 9 is bound to one connection 10 at a position outside the detection portion P of the substrate 4.
本実施形態では、図3に示すように、各走査線5や各信号線6、バイアス線9の結線10は、それぞれ基板4の端縁部付近に設けられた入出力端子(パッドともいう)11に接続されている。各入出力端子11には、図6に示すように、後述する走査駆動手段15のゲートドライバ15bとして機能するゲートIC12a等のチップが組み込まれたCOF(Chip On Film)12が異方性導電接着フィルムや異方性導電ペースト等の異方性導電性接着材料13を介して接続されている。 In this embodiment, as shown in FIG. 3, each scanning line 5, each signal line 6, and connection 10 of the bias line 9 are input / output terminals (also referred to as pads) provided near the edge of the substrate 4. 11 is connected. As shown in FIG. 6, a COF (Chip On Film) 12 in which a chip such as a gate IC 12a functioning as a gate driver 15b of the scanning driving means 15 described later is incorporated in each input / output terminal 11 is anisotropically conductively bonded. They are connected via an anisotropic conductive adhesive material 13 such as a film or anisotropic conductive paste.
また、COF12は、基板4の裏面4b側に引き回され、裏面4b側で前述したPCB基板33に接続されるようになっている。このようにして、放射線画像撮影装置1の基板4部分が形成されている。なお、図6では、電子部品32等の図示が省略されている。 The COF 12 is routed to the back surface 4b side of the substrate 4 and connected to the PCB substrate 33 described above on the back surface 4b side. Thus, the board | substrate 4 part of the radiographic imaging apparatus 1 is formed. In FIG. 6, illustration of the electronic component 32 and the like is omitted.
ここで、放射線画像撮影装置1の回路構成について説明する。図7は本実施形態に係る放射線画像撮影装置1の等価回路を表すブロック図であり、図8は検出部Pを構成する1画素分についての等価回路を表すブロック図である。 Here, the circuit configuration of the radiation image capturing apparatus 1 will be described. FIG. 7 is a block diagram showing an equivalent circuit of the radiographic imaging apparatus 1 according to the present embodiment, and FIG. 8 is a block diagram showing an equivalent circuit for one pixel constituting the detection unit P.
前述したように、基板4の検出部Pの各放射線検出素子7は、その第2電極78にそれぞれバイアス線9が接続されており、各バイアス線9は結線10に結束されてバイアス電源14に接続されている。バイアス電源14は、結線10および各バイアス線9を介して各放射線検出素子7の第2電極78にそれぞれバイアス電圧を印加するようになっている。 As described above, each radiation detection element 7 of the detection unit P of the substrate 4 has the bias line 9 connected to the second electrode 78, and each bias line 9 is bound to the connection 10 to the bias power supply 14. It is connected. The bias power supply 14 applies a bias voltage to the second electrode 78 of each radiation detection element 7 via the connection 10 and each bias line 9.
また、本実施形態では、放射線検出素子7のp層77側(図5参照)に第2電極78を介してバイアス線9が接続されていることからも分かるように、バイアス電源14からは、放射線検出素子7の第2電極78にバイアス線9を介してバイアス電圧として放射線検出素子7の第1電極74側にかかる電圧以下の電圧(すなわちいわゆる逆バイアス電圧)が印加されるようになっている。 In the present embodiment, as can be seen from the fact that the bias line 9 is connected to the p-layer 77 side (see FIG. 5) of the radiation detection element 7 via the second electrode 78, A voltage lower than the voltage applied to the first electrode 74 side of the radiation detection element 7 (that is, a so-called reverse bias voltage) is applied to the second electrode 78 of the radiation detection element 7 as a bias voltage via the bias line 9. Yes.
本実施形態では、バイアス電源14は、後述する制御部22に接続されており、制御部22は、バイアス電源14から各放射線検出素子7に印加するバイアス電圧を必要に応じて可変させるようになっている。 In the present embodiment, the bias power supply 14 is connected to a control unit 22 described later, and the control unit 22 varies the bias voltage applied to each radiation detection element 7 from the bias power supply 14 as necessary. ing.
また、本実施形態では、バイアス線9の結線10とバイアス電源14との接続部分に、放射線の照射の開始に伴ってバイアス電源14と放射線検出素子7との間を流れる電流を検出し、微分等の処理を行う検出部41が設けられている。検出部41の構成等については後で説明する。 In the present embodiment, the current flowing between the bias power supply 14 and the radiation detection element 7 is detected at the connection portion between the connection 10 of the bias line 9 and the bias power supply 14 in accordance with the start of radiation irradiation. The detection part 41 which performs the process of these is provided. The configuration and the like of the detection unit 41 will be described later.
各放射線検出素子7の第1電極74はTFT8のソース電極8s(図7、図8中ではSと表記されている。)に接続されており、各TFT8のゲート電極8g(図7、図8中ではGと表記されている。)は、後述する走査駆動手段15のゲートドライバ15bから延びる各走査線5の各ラインL1〜Lxにそれぞれ接続されている。また、各TFT8のドレイン電極8d(図7、図8中ではDと表記されている。)は各信号線6にそれぞれ接続されている。 The first electrode 74 of each radiation detection element 7 is connected to the source electrode 8s of the TFT 8 (indicated as S in FIGS. 7 and 8), and the gate electrode 8g of each TFT 8 (FIGS. 7 and 8). Are respectively connected to the lines L1 to Lx of each scanning line 5 extending from a gate driver 15b of the scanning driving means 15 described later. Further, the drain electrode 8 d (denoted as D in FIGS. 7 and 8) of each TFT 8 is connected to each signal line 6.
走査駆動手段15は、本実施形態では、電源回路15aとゲートドライバ15bとを備えており、本実施形態では、ゲートドライバ15bは、前述したゲートIC12aが複数並設されて形成されている。また、走査駆動手段15は、ゲートドライバ15bに接続されている各走査線5を介してTFT8のゲート電極8gに印加する電圧を制御するようになっている。 In this embodiment, the scanning drive unit 15 includes a power supply circuit 15a and a gate driver 15b. In this embodiment, the gate driver 15b is formed by arranging a plurality of the gate ICs 12a described above in parallel. Further, the scanning drive means 15 controls the voltage applied to the gate electrode 8g of the TFT 8 via each scanning line 5 connected to the gate driver 15b.
各信号線6は、読み出しIC16内に形成された各読み出し回路17にそれぞれ接続されている。なお、読み出しIC16には所定個数の読み出し回路17が設けられており、読み出しIC16が複数設けられることにより、信号線6の本数分の読み出し回路17が設けられるようになっている。 Each signal line 6 is connected to each readout circuit 17 formed in the readout IC 16. Note that a predetermined number of readout circuits 17 are provided in the readout IC 16, and by providing a plurality of readout ICs 16, readout circuits 17 corresponding to the number of signal lines 6 are provided.
読み出し回路17は、増幅回路18と、相関二重サンプリング回路19と、アナログマルチプレクサ21と、A/D変換器20とで構成されている。なお、図7や図8中では、相関二重サンプリング回路19はCDSと表記されている。また、図8中では、アナログマルチプレクサ21は省略されている。 The readout circuit 17 includes an amplifier circuit 18, a correlated double sampling circuit 19, an analog multiplexer 21, and an A / D converter 20. 7 and 8, the correlated double sampling circuit 19 is represented as CDS. In FIG. 8, the analog multiplexer 21 is omitted.
本実施形態では、増幅回路18はチャージアンプ回路で構成されており、オペアンプ18aと、オペアンプ18aにそれぞれ並列にコンデンサ18bおよび電荷リセット用スイッチ18cが接続されて構成されている。また、増幅回路18のオペアンプ18aの入力側の反転入力端子には信号線6が接続されており、増幅回路18の入力側の非反転入力端子には基準電位V0が印加されるようになっている。なお、基準電位V0は適宜の値に設定され、本実施形態では、例えば0[V]が印加されるようになっている。In the present embodiment, the amplifier circuit 18 is configured by a charge amplifier circuit, and is configured by connecting a capacitor 18b and a charge reset switch 18c in parallel to the operational amplifier 18a and the operational amplifier 18a. Further, the signal line 6 is connected to the inverting input terminal on the input side of the operational amplifier 18 a of the amplifier circuit 18, and the reference potential V 0 is applied to the non-inverting input terminal on the input side of the amplifier circuit 18. ing. Note that the reference potential V 0 is set to an appropriate value, and in this embodiment, for example, 0 [V] is applied.
また、増幅回路18の電荷リセット用スイッチ18cは、制御部22に接続されており、制御部22によりオン/オフが制御されるようになっている。電荷リセット用スイッチ18cがオフの状態で、放射線検出素子7のTFT8がオン状態とされると(すなわち、TFT8のゲート電極8gに走査線5を介してオン電圧が印加されると)、当該放射線検出素子7から放出された電荷がコンデンサ18bに流入して蓄積され、蓄積された電荷量に応じた電圧値がオペアンプ18aの出力端子から出力されるようになっている。 The charge reset switch 18 c of the amplifier circuit 18 is connected to the control unit 22, and is controlled to be turned on / off by the control unit 22. When the charge reset switch 18c is off and the TFT 8 of the radiation detection element 7 is turned on (that is, when an on-voltage is applied to the gate electrode 8g of the TFT 8 via the scanning line 5), the radiation The electric charge discharged from the detection element 7 flows into the capacitor 18b and is accumulated, and a voltage value corresponding to the accumulated electric charge is output from the output terminal of the operational amplifier 18a.
増幅回路18は、このようにして、各放射線検出素子7から出力された電荷量に応じて電圧を出力して電荷電圧変換して増幅するようになっている。また、電荷リセット用スイッチ18cがオン状態とされると、増幅回路18の入力側と出力側とが短絡されてコンデンサ18bに蓄積された電荷が放電されて増幅回路18がリセットされるようになっている。 In this way, the amplifier circuit 18 outputs a voltage in accordance with the amount of charge output from each radiation detection element 7, converts the charge voltage, and amplifies it. When the charge reset switch 18c is turned on, the input side and the output side of the amplifier circuit 18 are short-circuited, and the charge accumulated in the capacitor 18b is discharged to reset the amplifier circuit 18. ing.
なお、増幅回路18を、放射線検出素子7から出力された電荷に応じて電流を出力するように構成することも可能である。また、図8に示すように、増幅回路18には、電源供給部42から電力が供給されるようになっている。なお、図7では、電源供給部42の図示が省略されている。 Note that the amplifier circuit 18 may be configured to output a current in accordance with the charge output from the radiation detection element 7. Further, as shown in FIG. 8, power is supplied from the power supply unit 42 to the amplifier circuit 18. In FIG. 7, the power supply unit 42 is not shown.
増幅回路18の出力側には、相関二重サンプリング回路(CDS)19が接続されている。相関二重サンプリング回路19は、本実施形態では、サンプルホールド機能を有しており、この相関二重サンプリング回路19におけるサンプルホールド機能は、制御部22から送信されるパルス信号によりそのオン/オフが制御されるようになっている。 A correlated double sampling circuit (CDS) 19 is connected to the output side of the amplifier circuit 18. In this embodiment, the correlated double sampling circuit 19 has a sample and hold function. The sample and hold function in the correlated double sampling circuit 19 is turned on / off by a pulse signal transmitted from the control unit 22. To be controlled.
すなわち、相関二重サンプリング回路19は、増幅回路18がリセットされ、電荷リセット用スイッチ18cがオフ状態とされた後、各放射線検出素子7からの画像データの読み出し時に、放射線検出素子7から放出された電荷がコンデンサ18bに流入して蓄積され始めた時点で制御部22から1回目のパルス信号を受信すると、その時点で増幅回路18から出力されている電圧値を保持する。 That is, the correlated double sampling circuit 19 is emitted from the radiation detection element 7 when the image data is read from each radiation detection element 7 after the amplifier circuit 18 is reset and the charge reset switch 18c is turned off. When the first pulse signal is received from the control unit 22 at the time when the charged electric charge flows into the capacitor 18b and starts to be accumulated, the voltage value output from the amplifier circuit 18 at that time is held.
そして、その時点から所定時間経過した後、放射線検出素子7から放出された電荷がコンデンサ18bに流入して蓄積された時点で制御部22から2回目のパルス信号を受信すると、その時点で再び増幅回路18から出力されている電圧値を保持して、それらの電圧値の差分値を下流側に画像データとして出力するようになっている。 Then, after a lapse of a predetermined time from that point, when the second pulse signal is received from the control unit 22 when the charge discharged from the radiation detection element 7 flows into the capacitor 18b and is accumulated, it is amplified again at that point. The voltage value output from the circuit 18 is held, and the difference value between these voltage values is output downstream as image data.
相関二重サンプリング回路19から出力された各放射線検出素子7の画像データは、アナログマルチプレクサ21に送信され、アナログマルチプレクサ21から順次A/D変換器20に送信される。そして、A/D変換器20で順次デジタル値の画像データに変換されて記憶部43に出力されて順次保存されるようになっている。 The image data of each radiation detection element 7 output from the correlated double sampling circuit 19 is transmitted to the analog multiplexer 21 and sequentially transmitted from the analog multiplexer 21 to the A / D converter 20. Then, the A / D converter 20 sequentially converts the image data into digital values, which are output to the storage unit 43 and sequentially stored.
制御部22は、本実施形態では、CPU(Central Processing Unit)101、RAM(Random Access Memory)107、ROM(Read Only Memory)106、や図示せぬ入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピュータやFPGA(Field Programmable Gate Array)等で構成されている。 In this embodiment, the control unit 22 includes a CPU (Central Processing Unit) 101, a RAM (Random Access Memory) 107, a ROM (Read Only Memory) 106, an unillustrated input / output interface connected to a bus, An FPGA (Field Programmable Gate Array) is used.
図7や図8に示すように、制御部22には、検出部41、記憶部43、バイアス電源14や増幅回路18の電荷リセット用スイッチ18cが接続されており、また、図8では図示が省略されているが、電源供給部42も接続されている。 As shown in FIGS. 7 and 8, the control unit 22 is connected to the detection unit 41, the storage unit 43, the bias power supply 14 and the charge reset switch 18c of the amplifier circuit 18, and is illustrated in FIG. Although omitted, the power supply unit 42 is also connected.
また、本実施形態では、制御部22には、前述したアンテナ装置39が接続されており、さらに、検出部Pや走査駆動手段15、読み出し回路17、記憶部43、バイアス電源14等の各部材に電力を供給するためのバッテリ40が接続されている。このように、バッテリ40は、放射線画像撮影装置1のハウジング2内に内蔵されている。 In the present embodiment, the above-described antenna device 39 is connected to the control unit 22, and each member such as the detection unit P, the scanning drive unit 15, the readout circuit 17, the storage unit 43, the bias power supply 14, and the like. A battery 40 for supplying electric power is connected. As described above, the battery 40 is built in the housing 2 of the radiographic image capturing apparatus 1.
制御部22は、バイアス電源14を制御してバイアス電源14から各放射線検出素子7に印加するバイアス電圧を設定したり、読み出し回路17の増幅回路18の電荷リセット用スイッチ18cのオン/オフを制御したり、相関二重サンプリング回路19にパルス信号を送信して、そのサンプルホールド機能のオン/オフを制御する等の各種の処理を実行するようになっている。制御部22は、本発明の制御手段である。 The control unit 22 controls the bias power supply 14 to set a bias voltage to be applied to each radiation detection element 7 from the bias power supply 14 and to control on / off of the charge reset switch 18c of the amplification circuit 18 of the readout circuit 17. Or transmitting a pulse signal to the correlated double sampling circuit 19 to control on / off of the sample hold function. The control unit 22 is a control unit of the present invention.
また、制御部22は、各放射線検出素子7のリセット処理時や放射線画像撮影後の各放射線検出素子7からの画像データの読み出し時に、走査駆動手段15に対して、走査駆動手段15から各走査線5を介して各TFT8のゲート電極8gに印加する電圧をオン電圧とオフ電圧との間で切り替えさせるためのパルス信号を送信するようになっている。 In addition, the control unit 22 scans the scanning driving unit 15 from the scanning driving unit 15 to each scanning at the time of resetting the radiation detecting elements 7 or reading out the image data from the radiation detecting elements 7 after radiographic imaging. A pulse signal for switching the voltage applied to the gate electrode 8g of each TFT 8 between the on voltage and the off voltage via the line 5 is transmitted.
制御部22には、前述した検出部41が接続されており、制御部22には、検出部41から、バイアス線10に流れる電流に応じた電気信号を微分し、比較器96が比較電圧と比較した結果と、バイアス線10に流れる電流に応じた電気信号をA/D変換したデジタル値のデータが入力される。 The control unit 22 is connected to the detection unit 41 described above. The control unit 22 differentiates an electrical signal corresponding to the current flowing through the bias line 10 from the detection unit 41, and a comparator 96 generates a comparison voltage. The comparison result and digital value data obtained by A / D converting an electric signal corresponding to the current flowing through the bias line 10 are input.
制御部22のCPU101は、曝射開始判定手段103、オフセット除去手段105、積分手段104、積分値比較手段108と、を有している。 The CPU 101 of the control unit 22 includes an exposure start determining unit 103, an offset removing unit 105, an integrating unit 104, and an integrated value comparing unit 108.
オフセット除去手段105は、電気信号に含まれるオフセットを除去する。積分手段104は、オフセットを除去した後の電気信号を所定の期間積分する。積分値比較手段108は、積分手段104の積分した値が所定の閾値を越えたことを判定し、結果を出力する。 The offset removing unit 105 removes the offset included in the electrical signal. The integrating means 104 integrates the electric signal after removing the offset for a predetermined period. The integrated value comparing means 108 determines that the value integrated by the integrating means 104 has exceeded a predetermined threshold value, and outputs the result.
曝射開始判定手段103は、待機モードでは、検出部41から入力された、比較器96の出力と、積分値比較手段108の出力のうち少なくとも一方が変化したことに基づいて放射線の曝射が開始されたことを判定する。 In the standby mode, the exposure start determination unit 103 performs radiation exposure based on a change in at least one of the output of the comparator 96 and the output of the integral value comparison unit 108 input from the detection unit 41. Determine that it has started.
各部の動作については後に詳しく説明する。 The operation of each part will be described in detail later.
次に、図9に示す第1の実施形態の検出部41とその周辺の構成について、図10に示す各部の波形を参照しながら説明する。図9(A)は、検出手段とフィードバック回路の構成を表す等価回路図であり、図9(B)は、フィードバック回路のスイッチが切り替えられた状態を表す図である。図10は、放射線の曝射開始を検出する各部の信号を説明するための説明図である。 Next, the configuration of the detection unit 41 of the first embodiment shown in FIG. 9 and its surroundings will be described with reference to the waveforms of the respective units shown in FIG. FIG. 9A is an equivalent circuit diagram illustrating the configuration of the detection unit and the feedback circuit, and FIG. 9B is a diagram illustrating a state in which the switch of the feedback circuit is switched. FIG. 10 is an explanatory diagram for explaining signals of the respective units that detect the start of radiation exposure.
本実施形態では、検出部41は、前述したように、バイアス線9の結線10とバイアス電源14との接続部分に設けられ、放射線の照射の開始に伴ってバイアス電源14と放射線検出素子7との間を流れる電流を検出するようになっている。 In the present embodiment, as described above, the detection unit 41 is provided at the connection portion between the connection 10 of the bias line 9 and the bias power supply 14, and the bias power supply 14, the radiation detection element 7, The electric current which flows between is detected.
本実施形態では、検出部41は、図9(A)に示すように、バイアス電流検出手段48とバンドパスフィルタ94、微分手段95、比較電圧電源99、A/D変換器98から成る。図中、バンドパスフィルタ94はBPF、微分手段95は微分、比較電圧電源99はVref電源、A/D変換器98はA/Dと表記する。 In this embodiment, the detection unit 41 includes a bias current detection unit 48, a band pass filter 94, a differentiation unit 95, a comparison voltage power source 99, and an A / D converter 98, as shown in FIG. In the figure, the band-pass filter 94 is represented by BPF, the differentiation means 95 is differentiated, the comparison voltage power supply 99 is represented by Vref power supply, and the A / D converter 98 is represented by A / D.
図9の例では各放射線検出素子7とバイアス電源14とを結ぶ結線10に直列にフィードバック回路45とバイアス電流検出手段48とが設けられている。 In the example of FIG. 9, a feedback circuit 45 and a bias current detection means 48 are provided in series with the connection 10 connecting each radiation detection element 7 and the bias power supply 14.
検出部41でバイアス線9の結線10中を流れる電流を検出する際に、結線10中を電流が流れることにより検出部41の例えば検出抵抗90の両端子間に電圧Vが生じ、バイアス電圧Vbiasに変動が生じてしまう場合がある。 When the current flowing through the connection 10 of the bias line 9 is detected by the detection unit 41, a voltage V is generated between both terminals of, for example, the detection resistor 90 of the detection unit 41 due to the current flowing through the connection 10, and the bias voltage Vbias. Fluctuations may occur.
そこで、本実施形態では、バイアス電圧Vbiasの変動を抑制するために、検出部41と各放射線検出素子7との間にフィードバック回路45が設けられている。 Therefore, in the present embodiment, a feedback circuit 45 is provided between the detection unit 41 and each radiation detection element 7 in order to suppress fluctuations in the bias voltage Vbias.
フィードバック回路45は公知の回路であり、例えば、PNP型のトランジスタ45aのエミッタをバイアス線9や結線10に接続し、コレクタを検出部41側に接続して構成されている。また、トランジスタ45aのエミッタ側すなわちバイアス線9側には反転入力端子が接続され、非反転入力端子にバイアス電源14から所定のバイアス電圧Vbiasが印加されたアンプ45bの出力がトランジスタ45aのベースに入力されるように構成されている。 The feedback circuit 45 is a known circuit, and is configured, for example, by connecting the emitter of a PNP transistor 45a to the bias line 9 or the connection 10 and connecting the collector to the detection unit 41 side. Further, the inverting input terminal is connected to the emitter side of the transistor 45a, that is, the bias line 9 side, and the output of the amplifier 45b in which a predetermined bias voltage Vbias is applied from the bias power supply 14 to the non-inverting input terminal is input to the base of the transistor 45a. It is configured to be.
このように構成することで、各放射線検出素子7の第2電極78側に所定のバイアス電圧Vbiasが印加されるとともに、トランジスタ45aのコレクタ側には結線10と同じ電流が流れる。 With this configuration, a predetermined bias voltage Vbias is applied to the second electrode 78 side of each radiation detection element 7, and the same current as that of the connection 10 flows to the collector side of the transistor 45a.
また、フィードバック回路45には、バイアス線9の結線10中を流れる電流を検出しない場合に、アンプ45bの反転入力端子と結線10、および非反転入力端子とバイアス電源14との接続を切断し、バイアス線9の結線10とバイアス電源14とを直接接続させるためのスイッチ45cが設けられている。 The feedback circuit 45 disconnects the connection between the inverting input terminal of the amplifier 45b and the connection 10 and the non-inverting input terminal and the bias power supply 14 when the current flowing through the connection 10 of the bias line 9 is not detected. A switch 45c for directly connecting the connection 10 of the bias line 9 and the bias power supply 14 is provided.
電流の検出が不要になった場合には、図9(B)に示すようにアンプ45bの入力側のスイッチ45cが切り替わり、バイアス線9の結線10とバイアス電源14とが直接接続される。 When the current detection is no longer necessary, the switch 45c on the input side of the amplifier 45b is switched as shown in FIG. 9B, and the connection 10 of the bias line 9 and the bias power supply 14 are directly connected.
本実施形態のバイアス電流検出手段48は、検出抵抗90、検出抵抗92、抵抗値切替手段91、差動アンプ93から構成される。 The bias current detection unit 48 of this embodiment includes a detection resistor 90, a detection resistor 92, a resistance value switching unit 91, and a differential amplifier 93.
抵抗値の異なる検出抵抗90、検出抵抗92は、アナログスイッチなどから成る抵抗値切替手段91で切替可能に構成され、検出抵抗90、検出抵抗92の何れか一方がバイアス電源14とフィードバック回路45との間に直列に接続される。本実施形態では初期状態では検出抵抗90がバイアス電源14に接続されており、検出抵抗90より検出抵抗92の抵抗値が高いものとして以下説明する。抵抗値切替手段91によって結線10と接続された検出抵抗90または検出抵抗92には、結線10に流れるバイアス電流と同じ電流が流れる。 The detection resistor 90 and the detection resistor 92 having different resistance values are configured to be switchable by a resistance value switching unit 91 including an analog switch, and one of the detection resistor 90 and the detection resistor 92 is connected to the bias power supply 14 and the feedback circuit 45. Are connected in series. In the present embodiment, the detection resistor 90 is connected to the bias power source 14 in the initial state, and the following description will be made assuming that the detection resistor 92 has a higher resistance value than the detection resistor 90. The same current as the bias current flowing in the connection 10 flows through the detection resistor 90 or the detection resistor 92 connected to the connection 10 by the resistance value switching unit 91.
なお、本実施形態ではフィードバック回路45を設ける例を説明するが、バイアス電圧の変動が問題にならない場合は、検出抵抗90、検出抵抗92の一端を直接結線10に接続しても良い。また、別法として例えば検出抵抗92の抵抗値を0とし、バイアス電流を検出する時以外は、抵抗値切替手段91を検出抵抗92側に切り替えることにより短絡するように構成しても良い。 In the present embodiment, an example in which the feedback circuit 45 is provided will be described. However, if fluctuation of the bias voltage does not matter, one end of the detection resistor 90 and the detection resistor 92 may be directly connected to the connection 10. Alternatively, for example, the resistance value of the detection resistor 92 may be set to 0, and the resistance value switching unit 91 may be switched to the detection resistor 92 side to make a short circuit except when the bias current is detected.
アンプ93は、検出抵抗90または検出抵抗92に流れるバイアス電流により発生した電圧を増幅し、電気信号として電圧VAを出力する。The amplifier 93 amplifies the voltage generated by the bias current flowing through the detection resistor 90 or the detection resistor 92 and outputs the voltage VA as an electric signal.
図10(a)は、電圧VAの波形の一例を説明する説明図である。図10の横軸は時間軸であり、t1は放射線の曝射が開始したタイミング、t3は放射線の曝射が終了したタイミングである。放射線の曝射が行われるt1とt3の間は、バイアス電流が増加しステップ状に電圧VAが高くなっている。しかしながら、図10(a)に示すように電圧VAにはずっと高周波のノイズが重畳されているうえ、低周波のノイズのためゆっくりと変動しているので、このままではt1、t3のタイミングを正確に検出することは難しい。FIG. 10A is an explanatory diagram illustrating an example of a waveform of the voltage VA . The horizontal axis in FIG. 10 is the time axis, t 1 is the timing when radiation exposure is started, and t 3 is the timing when radiation exposure is completed. Between t 1 and t 3 where radiation exposure is performed, the bias current increases and the voltage VA increases stepwise. However, as shown in FIG. 10 (a), high-frequency noise is superimposed on the voltage VA and fluctuates slowly due to low-frequency noise. Therefore, the timings t 1 and t 3 remain unchanged. It is difficult to detect accurately.
バンドパスフィルタ94は、電圧VAに含まれるこのような低周波のノイズと高周波のノイズを除去するために設けられている。バンドパスフィルタ94に最適な帯域は、実装条件等により異なるが例えば100Hz〜10kHz程度である。なお、低周波のノイズが少なければバンドパスフィルタに限らず、ローパスフィルタや各種ノイズフィルタを用いても良い。The band pass filter 94 is provided to remove such low frequency noise and high frequency noise contained in the voltage VA . The optimum band for the bandpass filter 94 is, for example, about 100 Hz to 10 kHz, although it varies depending on mounting conditions and the like. In addition, if there is little low frequency noise, you may use not only a band pass filter but a low pass filter and various noise filters.
図10(b)は、バンドパスフィルタ94を通過した電圧VLの波形の一例を説明する説明図である。このように、低周波のノイズと高周波のノイズが除去され、t1、t3のタイミングの検出が容易になっている。FIG. 10B is an explanatory diagram illustrating an example of a waveform of the voltage VL that has passed through the band-pass filter 94. In this way, low-frequency noise and high-frequency noise are removed, and the timing of t 1 and t 3 can be easily detected.
微分手段95は、バンドパスフィルタ94を通過した電圧VLを微分して出力する。Differentiating means 95 differentiates and outputs voltage VL that has passed through bandpass filter 94.
図10(c)は、微分手段95の出力の電圧Veの波形の一例を説明する説明図である。図10(c)に示すように、電圧Veの波形は、電圧VLの立ち上がりと立ち下がりを微分した波形である。Figure 10 (c) is an explanatory view illustrating an example of a waveform of the voltage V e of the output of the differentiating means 95. As shown in FIG. 10 (c), the waveform of the voltage V e, a waveform obtained by differentiating the rising and falling of the voltage V L.
比較器96は、いわゆるコンパレータであり、比較電圧電源99の出力する比較電圧と電圧Veとを比較し、結果を出力する。本実施形態では、比較器96は、電圧Veが比較電圧以下では論理値’L’を出力し、電圧Veが比較電圧を越えると論理値’H’を出力するものとする。The comparator 96 is a so-called comparator, compares the comparison voltage and the voltage V e for outputting the reference voltage source 99, and outputs the result. In the present embodiment, the comparator 96 outputs a logical value 'L' when the voltage V e is equal to or lower than the comparison voltage, and outputs a logical value 'H' when the voltage V e exceeds the comparison voltage.
図10(c)では、電圧Veと比較電圧電源99の出力する比較電圧VT1とを比較して放射線の曝射が開始したタイミングを検出する例を示している。t1のタイミングで電圧Veは比較電圧VT1を越え、比較器96の出力はその間’H’になる。In FIG. 10 (c), the shows an example of detecting the timing at which the irradiation of radiation is compared with the comparison voltage V T1 starts to output the reference voltage source 99 and the voltage V e. Voltage V e at the timing of t 1 is over the reference voltage V T1, the output of the comparator 96 is in the meantime 'H'.
なお、比較電圧電源99は、制御部22の指令により複数の比較電圧を切り替えて出力できるように構成されている。 The comparison voltage power source 99 is configured to be able to switch and output a plurality of comparison voltages according to a command from the control unit 22.
ところで、図10(a)のようにt1、t3のタイミングで電圧VAがステップ状に変化する場合は、微分後の電圧Veは比較電圧VT1を越え、比較器96の出力の変化からt1のタイミングを検知することができるが、図10(d)のように緩やかに変化する場合もある。すると、図10(e)のように、微分後の電圧Veは比較電圧VT1を越えず、比較器96の出力は変化しない。Meanwhile, if the voltage V A at the timing of t 1, t 3 as shown in FIG. 10 (a) is changed stepwise, the voltage V e after differential exceeds the comparison voltage V T1, the output of the comparator 96 Although it is possible to detect the timing of t 1 from the change, it may change slowly as shown in FIG. 10 (d). Then, as shown in FIG. 10E, the differentiated voltage V e does not exceed the comparison voltage V T1 and the output of the comparator 96 does not change.
本発明では、このような場合にも放射線の曝射が開始したことを検知できるよう、電圧VLをA/D変換器98でデジタル値に変換後、オフセット除去手段105でオフセットを除去したデジタル値を積分手段104で積分し、積分値比較手段108が所定の閾値を越えたことを判定している。図10(f)は、積分手段104で積分した電圧値VIが、所定の閾値VTHを越えることで放射線の曝射の開始を検出できることを概念的に示している。In the present invention, the voltage VL is converted into a digital value by the A / D converter 98 and the offset is removed by the offset removing means 105 so that it can be detected that radiation exposure has started in such a case. The value is integrated by the integration means 104, and it is determined that the integration value comparison means 108 exceeds a predetermined threshold value. FIG. 10F conceptually shows that the start of radiation exposure can be detected when the voltage value V I integrated by the integrating means 104 exceeds a predetermined threshold value V TH .
オフセット除去手段105でオフセットを除去したデジタル値を積分手段104で積分し、積分値比較手段108が所定の閾値を越えたことを判定する手順を、図11のフローチャートで説明する。なお、フラッグFX、FYは比較器96と積分値比較手段108の出力の判定結果と、をそれぞれ記憶するフラッグであり、RAM107に記憶される。FX、FYの値は、電源投入時に0に初期化されている。以降で説明するように、FXの値は、微分後の電圧Veが比較電圧VT1を越えると1になり、FYの値は積分値V1が閾値VTHを越えると1になる。A procedure for integrating the digital value from which the offset has been removed by the offset removing unit 105 by the integrating unit 104 and determining that the integrated value comparing unit 108 has exceeded a predetermined threshold will be described with reference to the flowchart of FIG. The flags F X and F Y are flags for storing the determination results of the outputs of the comparator 96 and the integral value comparison means 108, and are stored in the RAM 107. The values of F X and F Y are initialized to 0 when the power is turned on. As will be described later, the value of F X becomes 1 when the differentiated voltage V e exceeds the comparison voltage V T1 , and the value of F Y becomes 1 when the integral value V 1 exceeds the threshold value V TH. .
図11は、本実施形態の曝射開始判定手段103が比較器96の出力と積分値比較手段108の出力をそれぞれ判定する手順を説明するためのフローチャートである。 FIG. 11 is a flowchart for explaining a procedure by which the exposure start determination unit 103 of the present embodiment determines the output of the comparator 96 and the output of the integral value comparison unit 108, respectively.
CPU101は、内部タイマーにより所定の時間間隔でタイマー割り込みが発生し、図11のタイマー割り込みルーチンが起動されるものとする。本実施形態では、オフセットによる変動の周期が1秒であるものとして以下の説明をする。また、タイマー割り込みの周期は1ms以下とする。 It is assumed that the CPU 101 generates a timer interrupt at a predetermined time interval by an internal timer and starts the timer interrupt routine of FIG. In the present embodiment, the following description will be made assuming that the period of fluctuation due to offset is 1 second. The timer interruption period is 1 ms or less.
S10:比較器96の出力が’H’か否かを判定するステップである。 S10: A step of determining whether or not the output of the comparator 96 is 'H'.
比較器96の出力は、微分手段95で微分した電圧Veが比較電圧電源99の出力する比較電圧VT1を越えると’H’になる。曝射開始判定手段103は比較器96の出力が’H’か否かを判定する。The output of the comparator 96 is obtained by differentiating the voltage V e becomes the 'H' exceeds the comparison voltage V T1 to the output of the comparison voltage power supply 99 in the differential unit 95. The exposure start determining means 103 determines whether or not the output of the comparator 96 is “H”.
比較器96の出力が’H’の場合、(ステップS10;Yes)、ステップS11に進む。 When the output of the comparator 96 is 'H' (step S10; Yes), the process proceeds to step S11.
S11:FX=1にするステップである。S11: This is a step of setting F X = 1.
曝射開始判定手段103は、FXを1にしてステップS12に進む。Irradiation start determination unit 103 proceeds to step S12 and the F X to 1.
比較器96の出力が’L’の場合、(ステップS10;No)、ステップS12に進む。 When the output of the comparator 96 is 'L' (step S10; No), the process proceeds to step S12.
S12:現在のA/D変換器98の出力するデジタル値V(t)を記憶するステップである。 S12: A step of storing the digital value V (t) output from the current A / D converter 98.
積分手段104は、A/D変換器98の出力するデジタル値V(t)を取得し、RAM107に現在の時刻の情報とともに一時記憶する。 The integrating means 104 acquires the digital value V (t) output from the A / D converter 98 and temporarily stores it in the RAM 107 together with the current time information.
S13:1秒前にA/D変換器98の出力したデジタル値V(t−1)を読み出すステップである。 S13: A step of reading the digital value V (t-1) output from the A / D converter 98 one second before.
オフセット除去手段105は、RAM107から現在の時刻のデジタル値V(t)と、1秒前の時刻に記憶させたデジタル値V(t−1)を読み出す。 The offset removing unit 105 reads the digital value V (t) at the current time and the digital value V (t−1) stored at the time one second before from the RAM 107.
S14:ΔV=V(t)−V(t−1)を算出するステップである。 S14: This is a step of calculating ΔV = V (t) −V (t−1).
オフセット除去手段105は、現在の時刻のデジタル値V(t)と、オフセットの1周期前の時刻のデジタル値V(t−1)との差分値ΔVを算出する。 The offset removing unit 105 calculates a difference value ΔV between the digital value V (t) at the current time and the digital value V (t−1) at the time one cycle before the offset.
S15:ΔV>2mVか否かを判定するステップである。 S15: A step of determining whether or not ΔV> 2 mV.
オフセット除去手段105は、差分値ΔVが例えば2mVを越えるか否かを判定する。本実施形態では、2mVを越える差分値ΔVはオフセット以外の要因による増加分と判定する。判定するレベルは2mVに限らず、実際の回路の実測値から適宜決定すれば良い。 The offset removing unit 105 determines whether or not the difference value ΔV exceeds 2 mV, for example. In the present embodiment, the difference value ΔV exceeding 2 mV is determined as an increase due to factors other than the offset. The level to be determined is not limited to 2 mV, and may be determined as appropriate from the actual measured value of the circuit.
本実施形態では、1秒周期の正弦波状のゆるやかなオフセット変動が発生するものとし、1秒周期のゆるやかなオフセット変動をキャンセルした差分値ΔVを算出し、2mVを越える差分値ΔVを、バイアス電流の増加により1秒前より増加した差分の電圧値として積分している。このように、オフセットによる変動を除去し、バイアス電流の増加により増加した差分の電圧値だけ積分することができる。 In this embodiment, it is assumed that a sine wave-like gradual offset fluctuation with a 1-second period occurs, and a difference value ΔV is calculated by canceling the gradual offset fluctuation with a 1-second period. It is integrated as the voltage value of the difference increased from the previous one by the increase of. In this way, fluctuations due to offset can be removed, and integration can be performed for the voltage value of the difference that has increased as the bias current increases.
差分値ΔVが2mVを越える場合、(ステップS15;Yes)、ステップS16に進む。 When the difference value ΔV exceeds 2 mV (step S15; Yes), the process proceeds to step S16.
S16:V1=V1+ΔVを算出するステップである。S16: This is a step of calculating V 1 = V 1 + ΔV.
積分手段104は、RAM107に記憶されている積分値V1に差分値ΔVを加算する。The integrating means 104 adds the difference value ΔV to the integrated value V 1 stored in the RAM 107.
差分値ΔVが2mVを越えない場合、(ステップS15;No)、ステップS17に進む。 When the difference value ΔV does not exceed 2 mV (step S15; No), the process proceeds to step S17.
S17:V1>VTHか否かを判定するステップである。S17: A step of determining whether or not V 1 > V TH .
曝射開始判定手段103は積分値V1が閾値VTHを越えるか否かを判定する。Irradiation start determination unit 103 determines whether the integrated value V 1 is greater than the threshold value V TH.
積分値V1が閾値VTHを越える場合、(ステップS17;Yes)、ステップS18に進む。If the integrated value V 1 is greater than the threshold value V TH, (Step S17; Yes), the process proceeds to step S18.
S18:FY=1にするステップである。S18: This is a step to set F Y = 1.
曝射開始判定手段103はFY=1にして処理を終了し、元のルーチンに戻る。The exposure start determination unit 103 sets F Y = 1 to end the process, and returns to the original routine.
差分値ΔVが2mVを越えない場合、(ステップS15;No)、元のルーチンに戻る。 When the difference value ΔV does not exceed 2 mV (step S15; No), the process returns to the original routine.
タイマー割り込みルーチンの説明は、以上である。 This is the end of the description of the timer interrupt routine.
次に、図12と図13を用いて、第1の実施形態の放射線画像撮影装置が、待機モードから放射線の曝射開始を検知して蓄積モードを開始し、放射線の曝射終了を検知して読み出しモードに移行する手順を説明する。図12は、第1の実施形態の放射線画像撮影装置のメインルーチンの手順を説明するフローチャート、図13は、第1の実施形態における待機モードから読み出しモードまでの各部波形の一例である。 Next, referring to FIGS. 12 and 13, the radiographic imaging device of the first exemplary embodiment detects the start of radiation exposure from the standby mode, starts the accumulation mode, and detects the end of radiation exposure. The procedure for shifting to the read mode will be described. FIG. 12 is a flowchart for explaining the procedure of the main routine of the radiographic image capturing apparatus according to the first embodiment, and FIG. 13 is an example of the waveform of each part from the standby mode to the readout mode in the first embodiment.
図13(a)は、バンドパスフィルタ94を通過した電圧VLの波形の一例、図13(b)は、微分手段95の出力の電圧Veの波形の一例、図13(c)は、積分値V1の変化の一例である。図13では、t1のタイミングで放射線の曝射が開始されるものとする。13 (a) shows an example of the waveform of the voltage V L that has passed through the bandpass filter 94, FIG. 13 (b), an example of the waveform of the voltage V e of the output of the differentiating means 95, FIG. 13 (c), it is an example of a change in the integrated value V 1. In Figure 13, it is assumed that the radiation exposure is started at the timing of t 1.
以下、図12のフローチャートの順に図13を参照しながら説明する。 Hereinafter, description will be made in the order of the flowchart of FIG. 12 with reference to FIG.
S100:初期化するステップである。 S100: This is an initialization step.
放射線画像撮影装置1の電源が投入された後、制御部22は、FX、FY、V1と変数N、Mを0にするとともに各部の初期化を行う。After the radiographic imaging device 1 is powered on, the control unit 22 resets F X , F Y , V 1 and variables N and M to 0 and initializes each unit.
S101:待機モードを開始するステップである。 S101: This is a step for starting the standby mode.
待機モードは放射線の曝射を待機するモードである。電源供給部42は、バイアス電源14は各部に電源を供給する。制御部22は、電荷リセット用スイッチ18cをオン状態とするとともに、走査駆動手段15から各走査線5にオン電圧を印加させて、各走査線5に接続された各TFT8のゲート電極8gにオン電圧を印加し、全てのTFT8をオン状態とし、待機モードを開始する。 The standby mode is a mode for waiting for radiation exposure. In the power supply unit 42, the bias power supply 14 supplies power to each unit. The control unit 22 turns on the charge reset switch 18c and applies an on voltage to each scanning line 5 from the scanning drive unit 15 to turn on the gate electrode 8g of each TFT 8 connected to each scanning line 5. A voltage is applied to turn on all TFTs 8 and start a standby mode.
各放射線検出素子7の第1電極74には基準電位V0が印加され、第2電極78にはVbiasが印加されるが、Vbiasの電圧は基準電位V0(例えば0V)より低く設定されており逆バイアスになっている。したがって、放射線検出素子7の受けた放射線の量に応じて第1電極74から第2電極78に向けてバイアス電流ibが流れる。A reference potential V 0 is applied to the first electrode 74 of each radiation detection element 7, and Vbias is applied to the second electrode 78. The voltage of Vbias is set lower than the reference potential V 0 (for example, 0 V). It is a reverse bias. Therefore, the bias current ib flows from the first electrode 74 toward the second electrode 78 in accordance with the amount of radiation received by the radiation detection element 7.
制御部22は、比較電圧電源99が比較電圧VT1を出力するように指令するとともに、検出抵抗90がバイアス電源14に接続されるように抵抗値切替手段91に切替を指令する。The control unit 22 instructs the comparison voltage power supply 99 to output the comparison voltage V T1 and instructs the resistance value switching means 91 to switch so that the detection resistor 90 is connected to the bias power supply 14.
次に、制御部22は本ステップでタイマー割り込みをONにする。以降、所定の時間間隔でタイマー割り込みルーチンが起動される。 Next, the control unit 22 turns on the timer interrupt in this step. Thereafter, a timer interrupt routine is started at predetermined time intervals.
S102:FX=1か否かを判定するステップである。S102: A step of determining whether or not F X = 1.
曝射開始判定手段103は、FX=1か否かを判定する。The exposure start determination unit 103 determines whether F X = 1.
FX≠1の場合、(ステップS102;No)、ステップS103に進む。If F X ≠ 1, (step S102; No), the process proceeds to step S103.
S103:FY=1か否かを判定するステップである。S103: a step of determining whether F Y = 1.
曝射開始判定手段103は、FY=1か否かを判定する。The exposure start determination unit 103 determines whether F Y = 1.
FY≠1の場合、(ステップS103;No)、ステップS104に進む。If F Y ≠ 1, (step S103; No), the process proceeds to step S104.
S104:M=M+1とするステップである。 S104: This is a step of setting M = M + 1.
曝射開始判定手段103は、変数M=M+1とする。 The exposure start determination unit 103 sets a variable M = M + 1.
S105:M=Zか否かを判定するステップである。 S105: A step of determining whether or not M = Z.
曝射開始判定手段103は、所定時間待機後、変数Mの値が所定の値Zに等しいか否かを判定する。 The exposure start determination unit 103 determines whether or not the value of the variable M is equal to the predetermined value Z after waiting for a predetermined time.
M≠Zの場合、(ステップS105;No)、ステップS102に戻る。 When M ≠ Z (step S105; No), the process returns to step S102.
M≠Zの場合、所定回数Zの判定を行っていないのでステップS102に戻る。 If M ≠ Z, the predetermined number of times Z has not been determined, and the process returns to step S102.
M=Zの場合、(ステップS105;Yes)、ステップS106に進む。 When M = Z (step S105; Yes), the process proceeds to step S106.
所定回数Zの判定を行ってもFY=0であり、積分値V1がVTHを越えないので曝射開始判定手段103は、再度積分をやり直すためステップS106で積分値V1を初期化する。Even if the predetermined number of times Z is determined, F Y = 0, and since the integral value V 1 does not exceed V TH , the exposure start determination unit 103 initializes the integral value V 1 in step S106 to perform the integration again. To do.
S106:M=0、V1=0にするステップである。S106: This is a step for setting M = 0 and V 1 = 0.
曝射開始判定手段103は、M=0、V1=0にしてステップS102に戻る。The exposure start determination unit 103 sets M = 0 and V 1 = 0, and returns to step S102.
FX=1の場合、(ステップS102;Yes)、ステップS110に進む。If F X = 1 (step S102; Yes), the process proceeds to step S110.
FX=1になるのは、タイマー割り込みルーチンで比較器96の出力が’H’になった場合である。例えば、図13(a)のようにt1のタイミングで電圧VLが大きく増加し、図13(b)のように微分後の電圧Veが比較器96の比較電圧であるVT1を越え、比較器96の出力が’H’になった場合である。F X = 1 is obtained when the output of the comparator 96 becomes “H” in the timer interrupt routine. For example, Figure 13 the voltage V L increases greatly at the timing of t 1 as in (a), exceeds the V T1 voltage V e after differentiation are comparative voltage of the comparator 96 as shown in FIG. 13 (b) This is a case where the output of the comparator 96 becomes “H”.
曝射開始判定手段103は、放射線曝射開始と判定し、ステップS110に進む。 The exposure start determination unit 103 determines that radiation exposure has started, and proceeds to step S110.
FY=1の場合、(ステップS103;Yes)、ステップS110に進む。When F Y = 1 (step S103; Yes), the process proceeds to step S110.
この場合は、タイマー割り込みルーチンで、積分値V1が閾値VTHを越えた場合である。例えば、微分後の電圧Veは比較器96の比較電圧であるVT1を越えないが、図13(c)のようにtdのタイミングで積分値VIが閾値VTHを越えた場合である。なお、図13にはこの場合の微分後の電圧Veの波形は図示していないが、比較電圧であるVT1を越えないレベルである。In this case, the timer interrupt routine is when the integrated value V 1 is exceeds the threshold value V TH. For example, the differentiated voltage V e does not exceed V T1 that is the comparison voltage of the comparator 96, but the integrated value V I exceeds the threshold V TH at the timing of t d as shown in FIG. 13C. is there. Incidentally, the waveform of the voltage V e after differentiation in this case is in Figure 13 is not shown, a level not exceeding V T1 is a comparison voltage.
曝射開始判定手段103は、放射線曝射開始と判定し、ステップS110に進む。 The exposure start determination unit 103 determines that radiation exposure has started, and proceeds to step S110.
S110:蓄積モードを開始するステップである。 S110: This is a step for starting the accumulation mode.
制御部22は、走査駆動手段15から各走査線5にオフ電圧を印加させて、各走査線5に接続された各TFT8のゲート電極8gにオフ電圧を印加し、全てのTFT8をオフ状態とし、蓄積モードを開始する。蓄積モードの間、放射線検出素子7に電荷が蓄積される。 The control unit 22 applies the off voltage to each scanning line 5 from the scanning drive unit 15 and applies the off voltage to the gate electrode 8g of each TFT 8 connected to each scanning line 5, thereby turning off all the TFTs 8. , Start the accumulation mode. Charge is accumulated in the radiation detection element 7 during the accumulation mode.
図13では、t2のタイミングで蓄積モードが開始されている。In Figure 13, the accumulation mode is started at the timing of t 2.
S111:所定時間待機するステップである。 S111: This is a step of waiting for a predetermined time.
制御部22は、次に放射線曝射の終了の判定を始める前に、微分後の電圧Veが安定するまでTXの間待機する。図13(b)に示すようにt1の直後のt1’では電圧Veにアンダーシュートが発生している。放射線曝射の終了を検出するときは、比較電圧VrefをVT1からVT2に切り替えなければならないが、t1’のタイミングにVT2に切り替えていたとすると誤まって検出してしまう。また、蓄積モードを開始するt2のタイミングでも、電圧VLが大きく変動するため電圧Veも変動する。t1’のタイミングと同様に誤検出の可能性があるので、t2以降も所定の時間放射線曝射の終了の判定を開始しないことが望ましい。Control unit 22, then before starting the determination of a termination of the radiation exposure, the voltage V e after differentiation waits a T X to stabilize. Undershoot occurs in the t 1 'the voltage V e immediately after t 1, as shown in Figure 13 (b). When detecting the end of the radiation exposure, the comparison is a voltage V ref must switch from V T1 to V T2, resulting in the detection wait erroneous When was switched to V T2 to the timing of t 1 '. Further, the voltage V e also fluctuates because the voltage V L fluctuates greatly even at the timing t 2 when the accumulation mode is started. Since there is a possibility of erroneous detection similarly to the timing of t 1 ′, it is desirable not to start the determination of the end of radiation exposure for a predetermined time after t 2 .
本実施形態では、制御部22は、t2以降TXの間待機してから、次ステップ以降の放射線曝射の終了の判定を開始するステップに進み、判定結果に基づいて読み出しモードに設定する。In the present embodiment, the control unit 22 will wait between t 2 after T X, the process proceeds to step starts to determine the completion of radiation exposure in the subsequent step, is set to the reading mode based on the determination result .
S112:比較電圧VrefをVT2に設定するステップである。S112: This is a step of setting the comparison voltage V ref to V T2 .
制御部22は、比較電圧電源99に微分後の電圧Veの平均電圧より低い比較電圧VT2を出力するように指令する。本ステップで、比較電圧をVT2に変更し、放射線曝射の終了を検出できるようにする。Control unit 22 instructs to output the comparison voltage V T2 lower than the average voltage of the voltage V e after differentiation to compare the voltage source 99. In this step, the comparison voltage is changed to V T2 so that the end of radiation exposure can be detected.
S113:抵抗値を切り替えるステップである。 S113: This is a step of switching the resistance value.
制御部22は、抵抗値切替手段91に切替を指令し、検出抵抗90から検出抵抗92に切り替えてバイアス電源14に接続させる。蓄積モードではTFT8はオフであり、第1電極74には基準電位V0が印加されないので結線10に流れる電流ibは少なくなるが、待機モードと同様に第1電極74から第2電極78に向けて放射線検出素子7の受けた放射線の量に応じた電流ibが流れる。The control unit 22 instructs the resistance value switching unit 91 to switch, and switches the detection resistor 90 to the detection resistor 92 to connect to the bias power source 14. In the accumulation mode, the TFT 8 is off and the reference potential V 0 is not applied to the first electrode 74, so that the current ib flowing through the connection 10 is reduced. However, as in the standby mode, the first electrode 74 is directed to the second electrode 78. Thus, a current ib corresponding to the amount of radiation received by the radiation detection element 7 flows.
このように本実施形態では、蓄積モードでは検出抵抗を抵抗値の大きい検出抵抗92に切り替えて電流ibの変化の検出を容易にしている。 As described above, in the present embodiment, in the accumulation mode, the detection resistor is switched to the detection resistor 92 having a large resistance value to facilitate the detection of the change in the current ib.
S114:FX=1にするステップである。S114: This is a step of setting F X = 1.
曝射開始判定手段103は、放射線曝射の終了を検出するためFX=1にする。図13のt3のタイミングが放射線曝射の終了タイミングであり、図13(b)のように比較電圧VT2は微分後の電圧Veの平均電圧より低いのでt3のタイミングまで比較器96の出力は’H’である。The exposure start determination means 103 sets F X = 1 in order to detect the end of radiation exposure. Figure timing t 3 of 13 is the end timing of the radiation exposure, the comparator 96 to compare the voltage V T2 is lower because of t 3 timing than the average voltage of the voltage V e after differentiation as shown in FIG. 13 (b) The output of is “H”.
S115:FX=0か否かを判定するステップである。S115 is a step of determining whether or not F X = 0.
比較器96の出力は、微分後の電圧Veが比較電圧VT2より低くなると’L’になる。曝射開始判定手段103は、FX=0か否かを判定する。The output of the comparator 96 becomes “L” when the differentiated voltage V e becomes lower than the comparison voltage V T2 . The exposure start determining unit 103 determines whether F X = 0.
FX≠0の場合、(ステップS115;No)、ステップS116に進む。If F X ≠ 0 (step S115; No), the process proceeds to step S116.
S116:タイムアウトか否かを判定するステップである。 S116: This is a step of determining whether or not a timeout has occurred.
曝射開始判定手段103は、蓄積モード開始から所定時間経過し、タイムアウトになったか否かを判定する。 The exposure start determination unit 103 determines whether a predetermined time has elapsed from the start of the accumulation mode and a timeout has occurred.
タイムアウトではない場合、(ステップS116;No)、ステップS115に戻る。 When it is not time-out (step S116; No), it returns to step S115.
ステップS115に戻り、FX=0になるのを検出する。Returning to step S115, it is detected that F X = 0.
タイムアウトの場合、(ステップS116;Yes)、ステップS117に進む。 In the case of timeout (step S116; Yes), the process proceeds to step S117.
曝射開始判定手段103は、比較器96の出力からは放射線曝射の終了タイミングは検出できなかったが、放射線曝射の開始から所定時間経過したことから放射線曝射が終了したものとしてステップS117に進む。 The exposure start determination unit 103 cannot detect the end timing of radiation exposure from the output of the comparator 96, but assumes that the radiation exposure has ended since a predetermined time has elapsed since the start of radiation exposure. Step S117 Proceed to
FX=0の場合、(ステップS115;Yes)、ステップS117に進む。If F X = 0 (step S115; Yes), the process proceeds to step S117.
曝射開始判定手段103は、放射線曝射が終了したと判定し、ステップS117に進む。 The exposure start determination unit 103 determines that the radiation exposure has ended, and proceeds to step S117.
S117:読み出しモードを開始するステップである。 S117: This is a step of starting the reading mode.
制御部22は、走査駆動手段15から各走査線5に所定の期間オフ電圧からオン電圧になるパルス信号印加させて、各走査線5に接続された各TFT8のゲート電極8gに順次オン電圧を印加し、順次TFT8をオン状態とし、読み出しモードを開始する。 The control unit 22 applies a pulse signal that changes from the off voltage to the on voltage for a predetermined period from the scanning drive unit 15 to each scanning line 5, and sequentially applies the on voltage to the gate electrode 8 g of each TFT 8 connected to each scanning line 5. Then, the TFTs 8 are sequentially turned on to start the readout mode.
また、制御部22は、所定のタイミングで読み出し回路17の増幅回路18の電荷リセット用スイッチ18cのオン/オフを制御したり、相関二重サンプリング回路19にパルス信号を送信して、そのサンプルホールド機能のオン/オフを制御する等の各種の処理を実行する。 Further, the control unit 22 controls on / off of the charge reset switch 18c of the amplification circuit 18 of the readout circuit 17 at a predetermined timing, or transmits a pulse signal to the correlated double sampling circuit 19 to perform the sample hold. Various processes such as controlling on / off of the function are executed.
読み出しモードでは、検出部41やフィードバック回路45が稼働している必要はない。そのため、制御部22は、フィードバック回路45のスイッチ45cを切り替えてスイッチ45cを介してバイアス線9の結線10とバイアス電源14とを直接接続するとともに、検出部41やフィードバック回路45のアンプ45bへの電力の供給を停止して、検出部41やフィードバック回路45の稼働を停止するようにしても良い。 In the read mode, the detection unit 41 and the feedback circuit 45 do not need to be operating. Therefore, the control unit 22 switches the switch 45c of the feedback circuit 45 and directly connects the connection 10 of the bias line 9 and the bias power supply 14 via the switch 45c, and also connects the detection unit 41 and the feedback circuit 45 to the amplifier 45b. The operation of the detection unit 41 and the feedback circuit 45 may be stopped by stopping the supply of power.
S118:読み出したデータを保存するステップである。 S118: This is a step of storing the read data.
制御部22は、各放射線検出素子7から画像データを読み出して記憶部43に保存させる。 The control unit 22 reads the image data from each radiation detection element 7 and stores it in the storage unit 43.
S119:連続撮影か否かを判定するステップである。 S119: A step of determining whether or not continuous shooting is performed.
制御部22は、当該放射線画像撮影が単独の撮影であるか連続撮影であるかを判定する。 The control unit 22 determines whether the radiographic image capturing is single imaging or continuous imaging.
連続撮影の場合、(ステップS119;Yes)、ステップS100に戻る。 In the case of continuous shooting (step S119; Yes), the process returns to step S100.
ステップS100に戻り、待機モードになる。 The process returns to step S100 and enters the standby mode.
単独の撮影の場合、(ステップS119;No)、ステップS120に進む。 In the case of single photography (step S119; No), the process proceeds to step S120.
アンテナ装置39を介して外部装置に画像データを送信し、処理を終了する。 The image data is transmitted to the external device via the antenna device 39, and the process is terminated.
次に、図14のフローチャートと図15を用いて第2の実施形態について説明する。 Next, the second embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG. 14 and FIG.
図14は、第2の実施形態の放射線画像撮影装置のメインルーチンの手順を説明するフローチャート、図15は、第2の実施形態でノイズにより微分後の電圧Veが比較器96の比較電圧であるVT1を越えた場合の各部波形の一例である。Figure 14 is a flowchart for explaining the procedure of the main routine of the radiographic imaging device of the second embodiment, FIG. 15 is a voltage V e after differentiation by the noise in the second embodiment the comparison voltage of the comparator 96 it is an example of a waveform of each part when it exceeds a certain V T1.
図15(a)は、バンドパスフィルタ94を通過した電圧VLの波形の一例、図15(b)は、微分手段95の出力の電圧Veの波形の一例、図15(c)は、積分値VIの変化の一例である。図15では、t0のタイミングで、微分後の電圧Veが比較器96の比較電圧であるVT1を越えるノイズが発生し、t1のタイミングで実際の放射線の曝射が開始されるものとする。15 (a) is an example of the waveform of the voltage V L that has passed through the bandpass filter 94, FIG. 15 (b), an example of the waveform of the voltage V e of the output of the differentiating means 95, FIG. 15 (c) it is an example of a change in the integrated value V I. In FIG. 15, noise is generated at which the voltage V e after differentiation exceeds V T1 that is the comparison voltage of the comparator 96 at the timing t 0 , and actual radiation exposure is started at the timing t 1. And
図12で説明した第1の実施形態のフローチャートでは、ステップ102でFX=1と判定すると蓄積モードを開始するが、ノイズにより微分後の電圧Veが比較器96の比較電圧であるVT1を越えFX=1になってしまう可能性がある。本実施形態では、このような誤検出を防止するため図15に示すタイミングtaで蓄積モードを開始した後、所定の時間TYまでに積分値VIが閾値VTHを越えない場合は誤検出と判定し、タイミングtbで待機モードに戻している。In the flowchart of the first embodiment described with reference to FIG. 12, the accumulation mode starts when it is determined that F X = 1 in Step 102, but the voltage V e after differentiation due to noise is V T1, which is the comparison voltage of the comparator 96. May exceed F X = 1. In the present embodiment, after the start of the accumulation mode at the timing t a of FIG. 15 to prevent such erroneous detection, if the integrated value V I until a predetermined time T Y does not exceed the threshold value V TH erroneous It determines that the detection is returned to the standby mode at the timing t b.
以下第2の実施形態のフローチャートを説明するが、図12の第1の実施形態のフローチャートとステップS100〜S110は同じ手順なので説明を省略し図14のステップS201から説明する。なお、第1の実施形態と同じ処理には同番号を付し、説明を省略する。 The flowchart of the second embodiment will be described below, but the flowchart of the first embodiment of FIG. 12 and steps S100 to S110 are the same procedure, so the description thereof will be omitted and will be described from step S201 of FIG. Note that the same processes as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and description thereof is omitted.
S201:抵抗値を切り替えるステップである。 S201: This is a step of switching the resistance value.
制御部22は、抵抗値切替手段91に検出抵抗の切り替えを指令し、検出抵抗92をバイアス電源14に接続させる。蓄積モードではTFT8はオフであり、第1電極74には基準電位V0が印加されないので電流量は少なくなるが、放射線検出素子7の受けた放射線の量に応じて第1電極74から第2電極78に向けて電流ibが流れる。The control unit 22 instructs the resistance value switching unit 91 to switch the detection resistor, and connects the detection resistor 92 to the bias power source 14. In the accumulation mode, the TFT 8 is off, and the reference potential V 0 is not applied to the first electrode 74, so that the amount of current is reduced, but the second electrode changes from the first electrode 74 to the second electrode according to the amount of radiation received by the radiation detection element 7. A current ib flows toward the electrode 78.
本実施形態では、蓄積モードでは検出抵抗を抵抗値の大きい検出抵抗92に切り替え、蓄積モードで放射線の曝射が行われている場合の電圧VAが、待機モードで放射線の曝射が行われている場合と同程度の電圧になるようにしている。In the present embodiment, in the accumulation mode, the detection resistor is switched to the detection resistor 92 having a large resistance value, and the voltage VA when the radiation exposure is performed in the accumulation mode is the radiation exposure performed in the standby mode. The voltage is about the same as the case.
S202:FY=1か否かを判定するステップである。S202: This is a step of determining whether F Y = 1.
曝射開始判定手段103は、FY=1か否かを判定する。The exposure start determination unit 103 determines whether F Y = 1.
FY≠1の場合、(ステップS202;No)、ステップS203に進む。If F Y ≠ 1, (step S202; No), the process proceeds to step S203.
積分値VIが閾値VTHを越えない場合は、FY≠1である。図15の例ではtaのタイミングで蓄積モードに移行しても、実際には放射線の曝射が行われていないのでタイムアウトのタイミングであるtbまでに積分値VIが閾値VTHを越えることはない。If the integrated value V I does not exceed the threshold value V TH is a F Y ≠ 1. In the example of FIG. 15, even if the storage mode is shifted to the timing t a , radiation exposure is not actually performed, so the integrated value V I exceeds the threshold value V TH by the time-out timing t b. There is nothing.
S203:タイムアウトか否かを判定するステップである。 S203: A step of determining whether or not a timeout has occurred.
曝射開始判定手段103は、蓄積モード開始から所定時間TY経過し、タイムアウトになったか否かを判定する。The exposure start determination unit 103 determines whether or not a predetermined time TY has elapsed from the start of the accumulation mode and a timeout has occurred.
タイムアウトではない場合、(ステップS203;No)、ステップS202に戻る。 When it is not time-out (step S203; No), it returns to step S202.
ステップS202に戻り、FY=1になるのを検出する。Returning to step S202, it is detected that F Y = 1.
タイムアウトの場合、(ステップS203;Yes)、ステップS100に戻る。 In the case of timeout (step S203; Yes), the process returns to step S100.
放射線の曝射が行われていないので、制御部22の処理はステップS100に戻り、蓄積モードから待機モードに移行する。 Since no radiation exposure has been performed, the process of the control unit 22 returns to step S100 and shifts from the accumulation mode to the standby mode.
FY=1の場合、(ステップS202;Yes)、ステップS112に進む。If F Y = 1 (step S202; Yes), the process proceeds to step S112.
図15の例ではtCのタイミングで積分値VIが閾値VTHを越え、FY=1になる。In the example of FIG. 15, the integral value V I exceeds the threshold value V TH at the timing of t C , and F Y = 1.
S112:比較電圧をVT2に設定するステップである。S112: a step of setting the comparison voltage V T2.
制御部22は、比較電圧電源99に微分後の電圧Veの平均電圧より低い比較電圧VT2を出力するように指令する。本ステップで、比較電圧をVT2に変更し、放射線曝射の終了を検出できるようにする。なお、誤検出を防ぐため所定時間待機してから本ステップを実行しても良い。Control unit 22 instructs to output the comparison voltage V T2 lower than the average voltage of the voltage V e after differentiation to compare the voltage source 99. In this step, the comparison voltage is changed to V T2 so that the end of radiation exposure can be detected. Note that this step may be executed after waiting for a predetermined time in order to prevent erroneous detection.
S114:FX=1にするステップである。S114: This is a step of setting F X = 1.
曝射開始判定手段103は、放射線曝射の終了を検出するためFX=1にする。図15のt3のタイミングが放射線曝射の終了タイミングであり、図15(b)のように比較電圧VT2は微分後の電圧Veの平均電圧より低いのでt3のタイミングまで比較器96の出力は’H’である。The exposure start determination means 103 sets F X = 1 in order to detect the end of radiation exposure. Figure timing t 3 of 15 and the end timing of the radiation exposure, the comparator 96 to compare the voltage V T2 is lower because of t 3 timing than the average voltage of the voltage V e after differentiation as shown in FIG. 15 (b) The output of is “H”.
以降のステップは、第1の実施形態と同じ手順である。 The subsequent steps are the same procedure as in the first embodiment.
S115:FX=0か否かを判定するステップである。S115 is a step of determining whether or not F X = 0.
比較器96の出力は、微分後の電圧Veが比較電圧VT2より低くなると’L’になる。曝射開始判定手段103は、FX=0か否かを判定する。The output of the comparator 96 becomes “L” when the differentiated voltage V e becomes lower than the comparison voltage V T2 . The exposure start determining unit 103 determines whether F X = 0.
FX≠0の場合、(ステップS115;No)、ステップS116に進む。If F X ≠ 0 (step S115; No), the process proceeds to step S116.
S116:タイムアウトか否かを判定するステップである。 S116: This is a step of determining whether or not a timeout has occurred.
曝射開始判定手段103は、蓄積モード開始から所定時間経過し、タイムアウトになったか否かを判定する。 The exposure start determination unit 103 determines whether a predetermined time has elapsed from the start of the accumulation mode and a timeout has occurred.
タイムアウトではない場合、(ステップS116;No)、ステップS115に戻る。 When it is not time-out (step S116; No), it returns to step S115.
ステップS115に戻り、FX=0になるのを検出する。Returning to step S115, it is detected that F X = 0.
タイムアウトの場合、(ステップS116;Yes)、ステップS117に進む。 In the case of timeout (step S116; Yes), the process proceeds to step S117.
放射線曝射が終了したものとしてステップS117に進む。 Proceeding to step S117 assuming that the radiation exposure has been completed.
FX=0の場合、(ステップS115;Yes)、ステップS117に進む。If F X = 0 (step S115; Yes), the process proceeds to step S117.
S117:読み出しモードを開始するステップである。 S117: This is a step of starting the reading mode.
制御部22は、走査駆動手段15から所定の期間オフ電圧からオン電圧になるパルス信号を各走査線5に印加させて、各走査線5に接続された各TFT8のゲート電極8gに順次オン電圧を印加し、順次TFT8をオン状態とし、読み出しモードを開始する。 The control unit 22 applies a pulse signal that changes from the off voltage to the on voltage for a predetermined period from the scanning drive unit 15 to each scanning line 5, and sequentially turns on the gate electrode 8 g of each TFT 8 connected to each scanning line 5. Are sequentially turned on to turn on the TFT 8 and start the reading mode.
また、制御部22は、所定のタイミングで読み出し回路17の増幅回路18の電荷リセット用スイッチ18cのオン/オフを制御したり、相関二重サンプリング回路19にパルス信号を送信して、そのサンプルホールド機能のオン/オフを制御する等の各種の処理を実行する。 Further, the control unit 22 controls on / off of the charge reset switch 18c of the amplification circuit 18 of the readout circuit 17 at a predetermined timing, or transmits a pulse signal to the correlated double sampling circuit 19 to perform the sample hold. Various processes such as controlling on / off of the function are executed.
S118:読み出したデータを保存するステップである。 S118: This is a step of storing the read data.
制御部22は、各放射線検出素子7から画像データを読み出して記憶部43に保存させる。 The control unit 22 reads the image data from each radiation detection element 7 and stores it in the storage unit 43.
S119:連続撮影か否かを判定するステップである。 S119: A step of determining whether or not continuous shooting is performed.
制御部22は、当該放射線画像撮影が単独の撮影であるか、連続撮影であるか、を判定する。 The control unit 22 determines whether the radiographic image capturing is single imaging or continuous imaging.
連続撮影の場合、(ステップS119;Yes)、ステップS100に戻る。 In the case of continuous shooting (step S119; Yes), the process returns to step S100.
ステップS100に戻り、待機モードになる。 The process returns to step S100 and enters the standby mode.
単独撮影の場合、(ステップS119;No)、ステップS120に進む。 In the case of single shooting (step S119; No), the process proceeds to step S120.
アンテナ装置39を介して外部装置に画像データを送信し、処理を終了する。 The image data is transmitted to the external device via the antenna device 39, and the process is terminated.
次に、第3の実施形態について図16、図17を用いて説明する。 Next, a third embodiment will be described with reference to FIGS.
図16は、第3の実施形態の曝射を検知する回路の構成を表す等価回路図であり、図17は、第3の実施形態の各部の信号を説明するための説明図である。 FIG. 16 is an equivalent circuit diagram illustrating a configuration of a circuit for detecting exposure according to the third embodiment, and FIG. 17 is an explanatory diagram for explaining signals of respective units according to the third embodiment.
第3の実施形態では、基板4の検出部Pは2つの領域に分割され、それぞれの領域の各放射線検出素子7a、7bの各バイアス線9a、9bは結線10a、10bに結束され、それぞれバイアス電源14に接続されている。以降、それぞれの領域に関連する構成要素をa、bの符号を用いて区別する。なお、本実施形態では検出部Pを2つの領域に分割する例を説明するが、さらに多くの領域に分割する場合にも適用できる。 In the third embodiment, the detection unit P of the substrate 4 is divided into two regions, and the bias lines 9a and 9b of the radiation detection elements 7a and 7b in the respective regions are bound to the connection wires 10a and 10b, respectively. Connected to a power source 14. Thereafter, the components related to the respective areas are distinguished using the symbols a and b. In this embodiment, an example in which the detection unit P is divided into two regions will be described. However, the present invention can be applied to a case where the detection unit P is divided into more regions.
図16の例では各放射線検出素子7a、7bとバイアス電源14とを結ぶバイアス線9a、9bの結線10a、10bにバイアス電流検出手段48a、48bが接続されている。本実施形態では、フィードバック回路45は設けていないが、図9のようにそれぞれ結線10a、10bに直列にフィードバック回路45a、45bとバイアス電流検出手段48a、48bとを接続しても良い。 In the example of FIG. 16, bias current detection means 48a and 48b are connected to the connections 10a and 10b of the bias lines 9a and 9b connecting the radiation detection elements 7a and 7b and the bias power source 14, respectively. In this embodiment, the feedback circuit 45 is not provided, but the feedback circuits 45a and 45b and the bias current detection means 48a and 48b may be connected in series with the connections 10a and 10b, respectively, as shown in FIG.
バイアス電流検出手段48a、48bの構成は第1の実施形態と同じ構成であり説明を省略する。バイアス電流検出手段48aの出力電圧VAaと、バイアス電流検出手段48bの遅延線110により遅延された出力電圧VAbとは加算器111で加算される。The configuration of the bias current detection means 48a and 48b is the same as that of the first embodiment, and a description thereof will be omitted. The adder 111 adds the output voltage V Aa of the bias current detecting unit 48a and the output voltage V Ab delayed by the delay line 110 of the bias current detecting unit 48b.
図17を用いて各部の波形の一例を説明する。図17の横軸は時間軸であり、図17(a)は出力電圧VAaの波形を、図17(b)は出力電圧VAbの波形を、図17(c)は加算器111の出力電圧VKの波形をそれぞれ示している。また、図中150〜153はノイズを示し、154〜156は放射線の曝射によりバイアス電流が流れたときの波形を示している。An example of the waveform of each part will be described with reference to FIG. 17 is a time axis, FIG. 17A shows the waveform of the output voltage V Aa , FIG. 17B shows the waveform of the output voltage V Ab , and FIG. 17C shows the output of the adder 111. It shows the waveform of the voltage V K, respectively. In the figure, reference numerals 150 to 153 denote noise, and reference numerals 154 to 156 denote waveforms when a bias current flows due to radiation exposure.
図17(a)、図17(b)からわかるように、出力電圧VAbは出力電圧VAaよりΔt遅延している。そのため、出力電圧VAbと出力電圧VAaと加算器111で加算した後の出力電圧VKは、図17(c)のようにノイズ150〜153はそのピークのタイミングがΔtずれるため加算器111で加算した後もピーク電圧は変わらない。一方、放射線曝射時の電圧154、155はピークの期間が長いので、加算器111で加算すると図17(c)の電圧156のようにピーク電圧は約2倍になる。As can be seen from FIGS. 17A and 17B, the output voltage V Ab is delayed by Δt from the output voltage V Aa . Therefore, the output voltage V K after adding the output voltage V Ab , the output voltage V Aa, and the adder 111 has the peak of the noise 150 to 153 shifted by Δt as shown in FIG. The peak voltage does not change even after the addition. On the other hand, since the voltages 154 and 155 at the time of radiation exposure have a long peak period, when they are added by the adder 111, the peak voltage is approximately doubled as shown by the voltage 156 in FIG.
このように、ノイズ成分に対し放射線曝射時の電圧を約2倍にできるのでS/Nが改善され、放射線曝射のタイミング検出を精度良く行うことができる。特に、微分して放射線曝射のタイミングを検出する際に、誤検出を防止する効果が高い。 Thus, since the voltage at the time of radiation exposure can be approximately doubled with respect to the noise component, the S / N can be improved, and the timing of radiation exposure can be detected with high accuracy. In particular, the effect of preventing erroneous detection is high when differentiating and detecting the timing of radiation exposure.
なお、本実施形態では、バイアス電流検出手段48bの出力を遅延線110により遅延する例を説明したが、必ずしも遅延線110を設けなくても所定の遅延Δtが生じれば良い。例えばバイアス電流検出手段48bから加算器111までの配線を、バイアス電流検出手段48aから加算器111までの配線より長くすることにより、信号を遅延させても良い。 In this embodiment, the example in which the output of the bias current detection unit 48b is delayed by the delay line 110 has been described. However, the delay line 110 need not necessarily be provided as long as a predetermined delay Δt occurs. For example, the signal may be delayed by making the wiring from the bias current detecting means 48b to the adder 111 longer than the wiring from the bias current detecting means 48a to the adder 111.
バンドパスフィルタ94以降の構成と処理は第1の実施形態、第2の実施形態と同様であり説明を省略する。 The configuration and processing after the band-pass filter 94 are the same as those in the first and second embodiments, and a description thereof will be omitted.
以上このように、本発明によれば、放射線の照射開始を誤検出することなく確実に検出することが可能な放射線画像撮影装置を提供することができる。 As described above, according to the present invention, it is possible to provide a radiographic imaging apparatus that can reliably detect the start of radiation irradiation without erroneously detecting the start of radiation.
1 放射線画像撮影装置
5 走査線
6 信号線
7 放射線検出素子
8 TFT(スイッチ手段)
9 バイアス線
10 結線
14 バイアス電源
15 走査駆動手段
17 読み出し回路
18 増幅回路
22 制御部(制御手段)
36 電源スイッチ
40 バッテリ
41 検出部
42 電源供給部
43 記憶部
45 フィードバック回路
48 バイアス電流検出手段
91 抵抗値切替手段
95 微分手段
96 比較器
99 比較電圧電源
101 CPU
103 曝射開始判定手段
104 積分手段
105 オフセット除去手段
108 積分値比較手段
r 領域DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Radiographic imaging apparatus 5 Scanning line 6 Signal line 7 Radiation detection element 8 TFT (switch means)
DESCRIPTION OF SYMBOLS 9 Bias line 10 Connection 14 Bias power supply 15 Scan drive means 17 Read-out circuit 18 Amplifier circuit 22 Control part (control means)
36 power switch 40 battery 41 detection unit 42 power supply unit 43 storage unit 45 feedback circuit 48 bias current detection unit 91 resistance value switching unit 95 differentiation unit 96 comparator 99 comparison voltage power source 101 CPU
103 exposure start determining means 104 integrating means 105 offset removing means 108 integral value comparing means r region
Claims (5)
信号線を通じて前記放射線検出素子から読み出された電気信号を増幅する増幅回路と、
前記放射線検出素子ごとに配置され、接続された走査線に印加された電圧に応じて前記放射線検出素子と前記信号線との間の接続をオン、オフするスイッチ手段と、
バイアス線を介して前記複数の放射線検出素子にバイアス電圧を印加するバイアス電源と、
全ての前記スイッチ手段をオンにし前記放射線検出素子内で発生した電荷を放出させ放射線の曝射を待機する待機モードと、全ての前記スイッチ手段をオフにし前記放射線検出素子内で発生した電荷を前記放射線検出素子内に蓄積させる蓄積モードと、前記スイッチ手段を所定の読み出し期間の間順次オンにし前記放射線検出素子内に蓄積した電荷を読み出す読み出しモードと、を切り替えて設定する制御手段と、
を備えた、放射線画像撮影装置であって、
前記バイアス線を流れる電流に応じた電気信号を出力するバイアス電流検出手段と、
前記バイアス電流検出手段が出力した前記電気信号を微分する微分手段と、
前記微分手段が微分した値を比較電圧と比較した結果を出力する比較器と、
前記バイアス電流検出手段が出力した前記電気信号の値を所定の期間積分する積分手段と、
前記積分手段が積分した値が所定の閾値を越えたことを判定し結果を出力する積分値比較手段と、
放射線の曝射が開始されたか否かを判定する曝射開始判定手段と、
を有し、
前記曝射開始判定手段は、
前記待機モードでは、前記比較器の出力と前記積分値比較手段の出力とを検知して、前記比較器または前記積分値比較手段のうち少なくとも一方の出力が変化した場合に放射線の曝射が開始されたと判定し、前記制御手段は、該判定により前記蓄積モードに設定することを特徴とする放射線画像撮影装置。A plurality of radiation detection elements arranged in a matrix so as to generate an electric charge by radiation exposure;
An amplification circuit for amplifying an electrical signal read from the radiation detection element through a signal line;
Switch means arranged for each radiation detection element and for turning on / off the connection between the radiation detection element and the signal line in accordance with a voltage applied to a connected scanning line;
A bias power source for applying a bias voltage to the plurality of radiation detection elements via a bias line;
A standby mode in which all the switch means are turned on to release the charge generated in the radiation detection element and wait for radiation exposure, and all the switch means are turned off to generate the charge generated in the radiation detection element. A control means for switching and setting an accumulation mode for accumulating in the radiation detection element and a readout mode for sequentially turning on the switch means for a predetermined readout period and reading out the electric charge accumulated in the radiation detection element;
A radiographic imaging device comprising:
Bias current detection means for outputting an electrical signal corresponding to the current flowing through the bias line;
Differentiating means for differentiating the electric signal output by the bias current detecting means;
A comparator that outputs a result obtained by comparing a value obtained by differentiating with a comparison voltage;
Integrating means for integrating the value of the electrical signal output by the bias current detecting means for a predetermined period;
An integrated value comparing means for determining that the value integrated by the integrating means exceeds a predetermined threshold and outputting the result;
An exposure start determining means for determining whether or not radiation exposure has started;
Have
The exposure start determining means includes
In the standby mode, the output of the comparator and the output of the integral value comparison means are detected, and radiation exposure starts when the output of at least one of the comparator or the integral value comparison means changes. The radiographic image capturing apparatus according to claim 1, wherein the control unit sets the accumulation mode based on the determination.
前記制御手段は、
設定するモードに応じて前記抵抗値切替手段を制御し、前記検出抵抗の抵抗値を切り替えることを特徴とする請求項1に記載の放射線画像撮影装置。The bias current detection means includes a resistance value switching means for switching a resistance value of a detection resistor provided to detect a current flowing through the bias line;
The control means includes
The radiographic image capturing apparatus according to claim 1, wherein the resistance value switching unit is controlled in accordance with a mode to be set to switch a resistance value of the detection resistor.
前記バイアス電流検出手段が出力する電気信号の値と、前記記憶手段に記憶された所定時間前の電気信号の値との差分値を算出し、所定の値以上の前記差分値だけを出力するオフセット除去手段と、
を有し、
前記積分手段は、
前記オフセット除去手段の出力する前記差分値を前記電気信号の出力値として所定の期間積分することを特徴とする請求項1または2に記載の放射線画像撮影装置。Storage means for sequentially storing values of electrical signals output by the bias current detection means;
An offset that calculates a difference value between the value of the electrical signal output by the bias current detection means and the value of the electrical signal stored in the storage means before a predetermined time, and outputs only the difference value that is equal to or greater than a predetermined value. Removal means;
Have
The integration means includes
3. The radiographic image capturing apparatus according to claim 1, wherein the difference value output from the offset removing unit is integrated for a predetermined period as an output value of the electrical signal.
前記蓄積モードでは、前記比較器の出力を検知して、前記比較器の出力が変化した場合に放射線の曝射が終了したと判定し、前記制御手段は、該判定により前記読み出しモードに設定することを特徴とする請求項1から3の何れか1項に記載の放射線画像撮影装置。The exposure start determining means includes
In the accumulation mode, the output of the comparator is detected, and when the output of the comparator changes, it is determined that the radiation exposure has ended, and the control means sets the readout mode based on the determination. The radiographic image capturing apparatus according to claim 1, wherein the radiographic image capturing apparatus is a radiographic image capturing apparatus.
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