JP2017187437A

JP2017187437A - Radiation detector and radiation image detection device

Info

Publication number: JP2017187437A
Application number: JP2016077838A
Authority: JP
Inventors: 達也滝川; Tatsuya Takigawa
Original assignee: Toshiba Electron Tubes and Devices Co Ltd
Current assignee: Canon Electron Tubes and Devices Co Ltd
Priority date: 2016-04-08
Filing date: 2016-04-08
Publication date: 2017-10-12

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a radiation detector capable of improving reliability with respect to power feeding, and a radiation image detection device.SOLUTION: A radiation detector according to one embodiment comprises: a first housing; a first power storage section provided inside the first housing; a power transmission section being provided inside the first housing, converting DC power from the first power storage section into AC power having a predetermined frequency, and converting the AC power converted into a first magnetic flux; a second housing; a detection section being provided inside the second housing, having a photoelectric conversion film converting radiation into a signal charge, and directly detecting the radiation or detecting the radiation in cooperation with a scintillator; and a first power receiving section being provided inside the second housing, converting the first magnetic flux into the AC power, converting the AC power converted into a DC voltage, and applying the DC voltage to the detection section.SELECTED DRAWING: Figure 2

Description

本発明の実施形態は、放射線検出器、および放射線画像検出装置に関する。 Embodiments described herein relate generally to a radiation detector and a radiation image detection apparatus.

放射線検出器の一種にＸ線検出器がある。
近年においては、Ｘ線検出器の形態の多様化が進み、その一つの例として、携帯性を向上させたポータブルタイプのＸ線検出器が開発されている。また、ポータブルタイプのＸ線検出器の携帯性をさらに向上させるために、配線を介さずに給電やデータ通信を行う無線タイプのＸ線検出器も提案されている。無線タイプのＸ線検出器は、無線通信機能を有し、画像データ信号を送信することができるようになっている。 One type of radiation detector is an X-ray detector.
In recent years, the form of X-ray detectors has been diversified, and as one example, portable type X-ray detectors with improved portability have been developed. In order to further improve the portability of the portable type X-ray detector, a wireless type X-ray detector that performs power feeding and data communication without using a wiring has been proposed. The wireless type X-ray detector has a wireless communication function and can transmit an image data signal.

また、無線タイプのＸ線検出器には、二次電池を有するものもある。この場合、二次電池は、Ｘ線検出器の筐体の内部に設けられるか、筐体の外面に着脱可能に設けられる。
二次電池を筐体の内部に設ける場合には、二次電池と筐体の外部に設けられた充電用の電源とを電気的に接続するための金属製の接続端子を筐体の外面に露出させている。
また、二次電池を筐体の外面に着脱可能に設ける場合には、二次電池と筐体の内部に設けられた回路基板とを電気的に接続するための金属製の接続端子を筐体の外面に露出させている。 Some wireless X-ray detectors have a secondary battery. In this case, the secondary battery is provided inside the housing of the X-ray detector or is detachably provided on the outer surface of the housing.
When a secondary battery is provided inside the housing, a metal connection terminal for electrically connecting the secondary battery and a charging power source provided outside the housing is provided on the outer surface of the housing. It is exposed.
In addition, when the secondary battery is detachably provided on the outer surface of the housing, a metal connection terminal for electrically connecting the secondary battery and the circuit board provided in the housing is provided in the housing. It is exposed on the outside.

筐体の外面に金属製の接続端子が露出していると、二次電池の繰り返しの着脱や使用者の接触などの物理的な接触により金属製の接続端子が変形したり、金属製の接続端子に異物が付着したりするおそれがある。また、消毒液などの薬品や水が金属製の接続端子に付着して金属製の接続端子が腐食するおそれもある。そして、金属製の接続端子が変形したり、異物が付着したり、腐食したりすれば給電ができなくなるおそれがある。この場合、金属製の接続端子を覆うカバーを設ければ、これらの不具合が発生するのを抑制することができる。しかしながら、カバーを設けると、二次電池の着脱や充電の際にカバーの取り外しと取り付けが必要となる。そのため、Ｘ線検出器の稼働率が低下するおそれがある。またさらに、Ｘ線検出器の用途には、例えば、救急医療などの緊急を要するものもあり、カバーの取り外しと取り付けに要する時間や手間が問題となる場合もある。
そのため、給電に対する信頼性を向上させることができる技術の開発が望まれていた。 If the metal connection terminal is exposed on the outer surface of the housing, the metal connection terminal may be deformed or the metal connection may be caused by physical contact such as repeated attachment / detachment of the secondary battery or user contact. There is a risk of foreign matter adhering to the terminal. In addition, chemicals such as a disinfectant and water may adhere to the metal connection terminal and the metal connection terminal may corrode. If the metal connection terminal is deformed, foreign matter adheres, or is corroded, there is a possibility that power cannot be supplied. In this case, if a cover that covers the metal connection terminal is provided, it is possible to suppress the occurrence of these problems. However, when the cover is provided, it is necessary to remove and attach the cover when the secondary battery is attached or detached or charged. Therefore, there is a possibility that the operation rate of the X-ray detector is lowered. Furthermore, some uses of the X-ray detector require emergency such as emergency medical care, and the time and labor required to remove and attach the cover may be a problem.
For this reason, development of a technique capable of improving the reliability of power supply has been desired.

特開２００１−２２４５７９号公報JP 2001-224579 A

本発明が解決しようとする課題は、給電に対する信頼性を向上させることができる放射線検出器、および放射線画像検出装置を提供することである。 The problem to be solved by the present invention is to provide a radiation detector and a radiation image detection apparatus capable of improving the reliability of power supply.

実施形態に係る放射線検出器は、第１の筐体と、前記第１の筐体の内部に設けられた第１の蓄電部と、前記第１の筐体の内部に設けられ、前記第１の蓄電部からの直流電力を所定の周波数を有する交流電力に変換し、前記変換された交流電力を第１の磁束に変換する送電部と、第２の筐体と、前記第２の筐体の内部に設けられ、放射線を信号電荷に変換する光電変換膜を有し前記放射線を直接的に検出する、または、前記放射線をシンチレータと協働して検出する検出部と、前記第２の筐体の内部に設けられ、前記第１の磁束を交流電力に変換し、前記変換された交流電力を直流電圧に変換して前記検出部に印加する第１の受電部と、を備えている。 The radiation detector according to the embodiment is provided in a first housing, a first power storage unit provided in the first housing, the first housing, and the first housing. A power transmission unit that converts DC power from the power storage unit into AC power having a predetermined frequency, and converts the converted AC power into a first magnetic flux, a second casing, and the second casing A detection unit that includes a photoelectric conversion film that converts radiation into signal charges and directly detects the radiation, or detects the radiation in cooperation with a scintillator, and the second housing. A first power receiving unit that is provided inside the body, converts the first magnetic flux into AC power, converts the converted AC power into DC voltage, and applies the converted voltage to the detection unit.

本実施の形態に係るＸ線検出器１を例示するための模式断面図である。It is a schematic cross section for illustrating X-ray detector 1 concerning this embodiment. Ｘ線検出器１のブロック図である。2 is a block diagram of the X-ray detector 1. FIG. 検出部１０を例示するための模式斜視図である。3 is a schematic perspective view for illustrating a detection unit 10. FIG. アレイ基板２の回路図である。2 is a circuit diagram of an array substrate 2. FIG. 検出部１０のブロック図である。2 is a block diagram of a detection unit 10. FIG. 他の実施形態に係るＸ線検出器１ａのブロック図である。It is a block diagram of the X-ray detector 1a which concerns on other embodiment. 本実施の形態に係る放射線画像検出装置１００を例示するための模式図である。It is a schematic diagram for illustrating the radiographic image detection apparatus 100 which concerns on this Embodiment.

以下、図面を参照しつつ、実施の形態について例示をする。なお、各図面中、同様の構成要素には同一の符号を付して詳細な説明は適宜省略する。
また、本発明の実施形態に係る放射線検出器は、Ｘ線のほかにもγ線などの各種放射線に適用させることができる。ここでは、一例として、放射線の中の代表的なものとしてＸ線に係る場合を例にとり説明をする。したがって、以下の実施形態の「Ｘ線」を「他の放射線」に置き換えることにより、他の放射線にも適用させることができる。 Hereinafter, embodiments will be illustrated with reference to the drawings. In addition, in each drawing, the same code | symbol is attached | subjected to the same component and detailed description is abbreviate | omitted suitably.
Moreover, the radiation detector according to the embodiment of the present invention can be applied to various types of radiation such as γ rays in addition to X-rays. Here, as an example, a case of X-rays as a representative example of radiation will be described as an example. Therefore, by replacing “X-ray” in the following embodiments with “other radiation”, the present invention can be applied to other radiation.

また、以下に例示をするＸ線検出器１は、Ｘ線平面センサである。Ｘ線平面センサには、大きく分けて直接変換方式と間接変換方式がある。
間接変換方式のＸ線検出器には、例えば、複数の光電変換部（画素などとも称される）を有するアレイ基板と、複数の光電変換部の上に設けられＸ線を蛍光に変換するシンチレータとが設けられている。間接変換方式のＸ線検出器においては、外部から入射したＸ線はシンチレータにより蛍光（可視光）に変換される。発生した蛍光は、光電変換部により信号電荷に変換される。
直接変換方式のＸ線検出器には、例えば、アモルファスセレンなどからなる光電変換膜が設けられている。直接変換方式のＸ線検出器においては、外部から入射したＸ線は、光電変換膜に吸収され、信号電荷に直接変換される。 Moreover, the X-ray detector 1 illustrated below is an X-ray flat sensor. X-ray flat sensors are roughly classified into direct conversion methods and indirect conversion methods.
The indirect conversion type X-ray detector includes, for example, an array substrate having a plurality of photoelectric conversion units (also referred to as pixels) and a scintillator provided on the plurality of photoelectric conversion units to convert X-rays into fluorescence. And are provided. In an indirect conversion type X-ray detector, X-rays incident from the outside are converted into fluorescence (visible light) by a scintillator. The generated fluorescence is converted into signal charges by the photoelectric conversion unit.
The direct conversion type X-ray detector is provided with a photoelectric conversion film made of, for example, amorphous selenium. In the direct conversion type X-ray detector, X-rays incident from the outside are absorbed by the photoelectric conversion film and directly converted into signal charges.

以下においては、一例として、間接変換方式のＸ線検出器１を例示するが、本発明は直接変換方式のＸ線検出器にも適用することができる。
すなわち、Ｘ線検出器は、Ｘ線を信号電荷に変換する光電変換膜を有しＸ線を直接的に検出する直接変換方式の検出部、または、Ｘ線をシンチレータと協働して検出する間接変換方式の検出部を有するものであれば良い。
なお、直接変換方式の検出部には既知の技術を適用することができるので詳細な説明は省略する。 In the following, an indirect conversion type X-ray detector 1 is illustrated as an example, but the present invention can also be applied to a direct conversion type X-ray detector.
That is, the X-ray detector has a photoelectric conversion film that converts X-rays into signal charges and directly detects the X-rays or detects X-rays in cooperation with the scintillator. Any device having an indirect conversion type detection unit may be used.
Since a known technique can be applied to the direct conversion type detection unit, a detailed description thereof will be omitted.

Ｘ線検出器１は、例えば、一般医療などに用いることができる。ただし、Ｘ線検出器１の用途は、一般医療に限定されるわけではない。 The X-ray detector 1 can be used for general medical care, for example. However, the use of the X-ray detector 1 is not limited to general medicine.

図１は、本実施の形態に係るＸ線検出器１を例示するための模式断面図である。
図２は、Ｘ線検出器１のブロック図である。
図３は、検出部１０を例示するための模式斜視図である。
図４は、アレイ基板２の回路図である。
図５は、検出部１０のブロック図である。 FIG. 1 is a schematic cross-sectional view for illustrating an X-ray detector 1 according to the present embodiment.
FIG. 2 is a block diagram of the X-ray detector 1.
FIG. 3 is a schematic perspective view for illustrating the detection unit 10.
FIG. 4 is a circuit diagram of the array substrate 2.
FIG. 5 is a block diagram of the detection unit 10.

図１〜図５に示すように、Ｘ線検出器１には、検出部１０、筐体２０（第２の筐体の一例に相当する）、支持部３０、受電部４０（第１の受電部の一例に相当する）、送信部５０、および電源部６０が設けられている。
検出部１０には、アレイ基板２、回路基板３、およびシンチレータ４が設けられている。
検出部１０は、筐体２０の内部に設けられている。 As shown in FIGS. 1 to 5, the X-ray detector 1 includes a detection unit 10, a case 20 (corresponding to an example of a second case), a support unit 30, and a power reception unit 40 (first power reception). A transmission unit 50, and a power supply unit 60 are provided.
The detection unit 10 is provided with an array substrate 2, a circuit substrate 3, and a scintillator 4.
The detection unit 10 is provided inside the housing 20.

アレイ基板２は、シンチレータ４によりＸ線から変換された蛍光（可視光）を信号電荷に変換する。
アレイ基板２は、基板２ａ、光電変換部２ｂ、制御ライン（又はゲートライン）２ｃ１、データライン（又はシグナルライン）２ｃ２、および保護層２ｆなどを有する。
なお、光電変換部２ｂ、制御ライン２ｃ１、およびデータライン２ｃ２などの数は例示をしたものに限定されるわけではない。 The array substrate 2 converts the fluorescence (visible light) converted from the X-rays by the scintillator 4 into a signal charge.
The array substrate 2 includes a substrate 2a, a photoelectric conversion unit 2b, a control line (or gate line) 2c1, a data line (or signal line) 2c2, a protective layer 2f, and the like.
Note that the numbers of the photoelectric conversion units 2b, the control lines 2c1, the data lines 2c2, and the like are not limited to those illustrated.

基板２ａは、板状を呈し、無アルカリガラスなどの透光性材料から形成されている。
光電変換部２ｂは、基板２ａの一方の表面に複数設けられている。
光電変換部２ｂは、矩形状を呈し、制御ライン２ｃ１とデータライン２ｃ２とにより画された領域に設けられている。複数の光電変換部２ｂは、マトリクス状に並べられている。なお、１つの光電変換部２ｂは、１つの画素（pixel）に対応する。 The substrate 2a has a plate shape and is made of a translucent material such as non-alkali glass.
A plurality of photoelectric conversion units 2b are provided on one surface of the substrate 2a.
The photoelectric conversion unit 2b has a rectangular shape and is provided in a region defined by the control line 2c1 and the data line 2c2. The plurality of photoelectric conversion units 2b are arranged in a matrix. One photoelectric conversion unit 2b corresponds to one pixel.

複数の光電変換部２ｂのそれぞれには、光電変換素子２ｂ１と、スイッチング素子である薄膜トランジスタ（ＴＦＴ；Thin Film Transistor）２ｂ２が設けられている。
また、図４に示すように、光電変換素子２ｂ１において変換した信号電荷を蓄積する蓄積キャパシタ２ｂ３を設けることができる。蓄積キャパシタ２ｂ３は、例えば、矩形平板状を呈し、各薄膜トランジスタ２ｂ２の下に設けることができる。ただし、光電変換素子２ｂ１の容量によっては、光電変換素子２ｂ１が蓄積キャパシタ２ｂ３を兼ねることができる。 Each of the plurality of photoelectric conversion units 2b is provided with a photoelectric conversion element 2b1 and a thin film transistor (TFT) 2b2 which is a switching element.
Further, as shown in FIG. 4, a storage capacitor 2b3 for storing the signal charge converted in the photoelectric conversion element 2b1 can be provided. The storage capacitor 2b3 has, for example, a rectangular flat plate shape and can be provided under each thin film transistor 2b2. However, depending on the capacitance of the photoelectric conversion element 2b1, the photoelectric conversion element 2b1 can also serve as the storage capacitor 2b3.

光電変換素子２ｂ１は、例えば、フォトダイオードなどとすることができる。
薄膜トランジスタ２ｂ２は、蛍光が光電変換素子２ｂ１に入射することで生じた電荷の蓄積および放出のスイッチングを行う。薄膜トランジスタ２ｂ２は、アモルファスシリコン（ａ−Ｓｉ）やポリシリコン（Ｐ−Ｓｉ）などの半導体材料を含むものとすることができる。薄膜トランジスタ２ｂ２は、ゲート電極２ｂ２ａ、ソース電極２ｂ２ｂ及びドレイン電極２ｂ２ｃを有している。薄膜トランジスタ２ｂ２のゲート電極２ｂ２ａは、対応する制御ライン２ｃ１と電気的に接続される。薄膜トランジスタ２ｂ２のソース電極２ｂ２ｂは、対応するデータライン２ｃ２と電気的に接続される。薄膜トランジスタ２ｂ２のドレイン電極２ｂ２ｃは、対応する光電変換素子２ｂ１と蓄積キャパシタ２ｂ３とに電気的に接続される。また、光電変換素子２ｂ１のアノード側と蓄積キャパシタ２ｂ３は、グランドに接続される。 The photoelectric conversion element 2b1 can be, for example, a photodiode.
The thin film transistor 2b2 performs switching between accumulation and emission of electric charges generated when fluorescence enters the photoelectric conversion element 2b1. The thin film transistor 2b2 can include a semiconductor material such as amorphous silicon (a-Si) or polysilicon (P-Si). The thin film transistor 2b2 includes a gate electrode 2b2a, a source electrode 2b2b, and a drain electrode 2b2c. Gate electrode 2b2a of thin film transistor 2b2 is electrically connected to corresponding control line 2c1. The source electrode 2b2b of the thin film transistor 2b2 is electrically connected to the corresponding data line 2c2. The drain electrode 2b2c of the thin film transistor 2b2 is electrically connected to the corresponding photoelectric conversion element 2b1 and the storage capacitor 2b3. The anode side of the photoelectric conversion element 2b1 and the storage capacitor 2b3 are connected to the ground.

制御ライン２ｃ１は、所定の間隔をあけて互いに平行に複数設けられている。制御ライン２ｃ１は、例えば、行方向に延びている。
１つの制御ライン２ｃ１は、基板２ａの周縁近傍に設けられた複数の配線パッド２ｄ１のうちの１つと電気的に接続されている。１つの配線パッド２ｄ１には、フレキシブルプリント基板２ｅ１に設けられた複数の配線のうちの１つが電気的に接続されている。フレキシブルプリント基板２ｅ１に設けられた複数の配線の他端は、回路基板３に設けられた読み出し回路３ａとそれぞれ電気的に接続されている。 A plurality of control lines 2c1 are provided in parallel with each other at a predetermined interval. For example, the control line 2c1 extends in the row direction.
One control line 2c1 is electrically connected to one of a plurality of wiring pads 2d1 provided near the periphery of the substrate 2a. One wiring pad 2d1 is electrically connected to one of a plurality of wirings provided on the flexible printed board 2e1. The other ends of the plurality of wirings provided on the flexible printed board 2e1 are electrically connected to the readout circuit 3a provided on the circuit board 3, respectively.

データライン２ｃ２は、所定の間隔をあけて互いに平行に複数設けられている。データライン２ｃ２は、例えば、行方向に直交する列方向に延びている。
１つのデータライン２ｃ２は、基板２ａの周縁近傍に設けられた複数の配線パッド２ｄ２のうちの１つと電気的に接続されている。１つの配線パッド２ｄ２には、フレキシブルプリント基板２ｅ２に設けられた複数の配線のうちの１つが電気的に接続されている。フレキシブルプリント基板２ｅ２に設けられた複数の配線の他端は、回路基板３に設けられた増幅・変換回路３ｂとそれぞれ電気的に接続されている。
制御ライン２ｃ１、およびデータライン２ｃ２は、例えば、アルミニウムやクロムなどの低抵抗金属を用いて形成することができる。 A plurality of data lines 2c2 are provided in parallel with each other at a predetermined interval. The data line 2c2 extends, for example, in the column direction orthogonal to the row direction.
One data line 2c2 is electrically connected to one of a plurality of wiring pads 2d2 provided near the periphery of the substrate 2a. One wiring pad 2d2 is electrically connected to one of a plurality of wirings provided on the flexible printed board 2e2. The other ends of the plurality of wirings provided on the flexible printed board 2e2 are electrically connected to the amplification / conversion circuit 3b provided on the circuit board 3, respectively.
The control line 2c1 and the data line 2c2 can be formed using a low resistance metal such as aluminum or chromium, for example.

保護層２ｆは、光電変換部２ｂ、制御ライン２ｃ１、およびデータライン２ｃ２を覆っている。
保護層２ｆは、例えば、酸化物絶縁材料、窒化物絶縁材料、酸窒化物絶縁材料、および樹脂材料の少なくとも１種を含む。 The protective layer 2f covers the photoelectric conversion unit 2b, the control line 2c1, and the data line 2c2.
The protective layer 2f includes, for example, at least one of an oxide insulating material, a nitride insulating material, an oxynitride insulating material, and a resin material.

回路基板３は、アレイ基板２の、シンチレータ４が設けられる側とは反対側に設けられている。
回路基板３には、読み出し回路３ａ、および増幅・変換回路３ｂが設けられている。
読み出し回路３ａは、薄膜トランジスタ２ｂ２のオン状態とオフ状態を切り替える。
図５に示すように、読み出し回路３ａは、複数のゲートドライバ３ａａと行選択回路３ａｂとを有する。 The circuit board 3 is provided on the side of the array substrate 2 opposite to the side on which the scintillator 4 is provided.
The circuit board 3 is provided with a readout circuit 3a and an amplification / conversion circuit 3b.
The readout circuit 3a switches between the on state and the off state of the thin film transistor 2b2.
As shown in FIG. 5, the read circuit 3a includes a plurality of gate drivers 3aa and a row selection circuit 3ab.

行選択回路３ａｂには、制御信号Ｓ１が入力される。行選択回路３ａｂは、Ｘ線画像の走査方向に従って、対応するゲートドライバ３ａａに制御信号Ｓ１を入力する。
ゲートドライバ３ａａは、対応する制御ライン２ｃ１に制御信号Ｓ１を入力する。
例えば、読み出し回路３ａは、フレキシブルプリント基板２ｅ１と制御ライン２ｃ１とを介して、制御信号Ｓ１を各制御ライン２ｃ１毎に順次入力する。制御ライン２ｃ１に入力された制御信号Ｓ１により薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態となり、光電変換素子２ｂ１からの信号電荷（画像データ信号Ｓ２）が受信できるようになる。 A control signal S1 is input to the row selection circuit 3ab. The row selection circuit 3ab inputs the control signal S1 to the corresponding gate driver 3aa according to the scanning direction of the X-ray image.
The gate driver 3aa inputs the control signal S1 to the corresponding control line 2c1.
For example, the readout circuit 3a sequentially inputs the control signal S1 for each control line 2c1 via the flexible printed board 2e1 and the control line 2c1. The thin film transistor 2b2 is turned on by the control signal S1 input to the control line 2c1, and the signal charge (image data signal S2) from the photoelectric conversion element 2b1 can be received.

増幅・変換回路３ｂは、複数の積分アンプ３ｂａ、複数の並列−直列変換回路３ｂｂ、および複数のアナログ−デジタル変換回路３ｂｃを有している。
積分アンプ３ｂａは、データライン２ｃ２と電気的に接続されている。
並列−直列変換回路３ｂｂは、切り換えスイッチを介して積分アンプ３ｂａと電気的に接続されている。
アナログ−デジタル変換回路３ｂｃは、並列−直列変換回路３ｂｂと電気的に接続されている。 The amplification / conversion circuit 3b includes a plurality of integration amplifiers 3ba, a plurality of parallel-serial conversion circuits 3bb, and a plurality of analog-digital conversion circuits 3bc.
The integrating amplifier 3ba is electrically connected to the data line 2c2.
The parallel-serial conversion circuit 3bb is electrically connected to the integration amplifier 3ba through a changeover switch.
The analog-digital conversion circuit 3bc is electrically connected to the parallel-serial conversion circuit 3bb.

積分アンプ３ｂａは、光電変換部２ｂからの画像データ信号Ｓ２を順次受信する。
そして、積分アンプ３ｂａは、一定時間内に流れる電流を積分し、その積分値に対応した電圧を並列−直列変換回路３ｂｂへ出力する。この様にすれば、所定の時間内にデータライン２ｃ２を流れる電流の値（電荷量）を電圧値に変換することが可能となる。
すなわち、積分アンプ３ｂａは、シンチレータ４において発生した蛍光の強弱分布に対応した画像データ情報を、電位情報へと変換する。 The integrating amplifier 3ba sequentially receives the image data signal S2 from the photoelectric conversion unit 2b.
Then, the integrating amplifier 3ba integrates the current flowing within a predetermined time, and outputs a voltage corresponding to the integrated value to the parallel-serial conversion circuit 3bb. In this way, the value of the current (charge amount) flowing through the data line 2c2 within a predetermined time can be converted into a voltage value.
That is, the integrating amplifier 3ba converts image data information corresponding to the intensity distribution of the fluorescence generated in the scintillator 4 into potential information.

並列−直列変換回路３ｂｂは、電位情報へと変換された画像データ信号Ｓ２を順次直列信号に変換する。
アナログ−デジタル変換回路３ｂｃは、直列信号に変換された画像データ信号Ｓ２をデジタル信号に順次変換する。 The parallel-serial conversion circuit 3bb sequentially converts the image data signal S2 converted into potential information into a serial signal.
The analog-digital conversion circuit 3bc sequentially converts the image data signal S2 converted into the serial signal into a digital signal.

シンチレータ４は、複数の光電変換素子２ｂ１の上に設けられ、入射するＸ線を可視光すなわち蛍光に変換する。シンチレータ４は、基板２ａ上の複数の光電変換部２ｂが設けられた領域（有効画素領域）を覆うように設けられている。
シンチレータ４は、例えば、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）：タリウム（Ｔｌ）、あるいはヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）：タリウム（Ｔｌ）などを用いて形成することができる。この場合、真空蒸着法などを用いて、シンチレータ４を形成すれば、複数の柱状結晶の集合体からなるシンチレータ４が形成される。 The scintillator 4 is provided on the plurality of photoelectric conversion elements 2b1 and converts incident X-rays into visible light, that is, fluorescence. The scintillator 4 is provided so as to cover an area (effective pixel area) where a plurality of photoelectric conversion units 2b are provided on the substrate 2a.
The scintillator 4 can be formed using, for example, cesium iodide (CsI): thallium (Tl) or sodium iodide (NaI): thallium (Tl). In this case, if the scintillator 4 is formed using a vacuum deposition method or the like, the scintillator 4 composed of an aggregate of a plurality of columnar crystals is formed.

また、シンチレータ４は、例えば、酸硫化ガドリニウム（Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ）などを用いて形成することもできる。この場合、複数の光電変換部２ｂごとに四角柱状のシンチレータ４が設けられるように、マトリクス状の溝部を形成することができる。 The scintillator 4 can also be formed using, for example, gadolinium oxysulfide (Gd ₂ O ₂ S). In this case, a matrix-like groove portion can be formed so that the quadrangular columnar scintillator 4 is provided for each of the plurality of photoelectric conversion portions 2b.

その他、検出部１０には、蛍光の利用効率を高めて感度特性を改善するために、シンチレータ４の表面側（Ｘ線の入射面側）を覆うように図示しない反射層を設けることができる。
また、空気中に含まれる水蒸気により、シンチレータ４の特性と図示しない反射層の特性が劣化するのを抑制するために、シンチレータ４と図示しない反射層を覆う図示しない防湿体を設けることができる。 In addition, the detection unit 10 may be provided with a reflection layer (not shown) so as to cover the surface side (X-ray incident surface side) of the scintillator 4 in order to improve the use efficiency of fluorescence and improve sensitivity characteristics.
Moreover, in order to suppress deterioration of the characteristics of the scintillator 4 and the characteristics of the reflective layer (not shown) due to water vapor contained in the air, a moistureproof body (not shown) that covers the scintillator 4 and the reflective layer (not shown) can be provided.

筐体２０は、カバー部２１、入射窓２２、および基部２３を有する。
筐体２０は、密閉構造を有する。筐体２０は、例えば、カバー部２１、入射窓２２、および基部２３を接着剤やシール剤で接合したり、加熱接合や超音波接合で接合したり、Ｏリング（O-ring）などの密閉部材を用いて密閉したりしたものとすることができる。
なお、密閉構造は、防水および防塵の効果を有するものとすることができる。 The housing 20 includes a cover part 21, an incident window 22, and a base part 23.
The housing 20 has a sealed structure. For example, the casing 20 is formed by bonding the cover portion 21, the incident window 22, and the base portion 23 with an adhesive or a sealant, bonding by heat bonding or ultrasonic bonding, or sealing an O-ring or the like. It may be sealed with a member.
The sealed structure can have a waterproof and dustproof effect.

カバー部２１は、箱状を呈し、Ｘ線の入射側、およびＸ線の入射側とは反対側に開口部を有している。
カバー部２１の材料は、ある程度の剛性を有し、アンテナ５２から放射（送信）された電波（電磁波）、および、送電部６４からの磁束（第１の磁束の一例に相当する）が透過しやすいものとすることが好ましい。
カバー部２１は、例えば、ポリフェニレンサルファイド樹脂、ポリカーボネイト樹脂、炭素繊維強化プラスチック（ＣＦＲＰ；Carbon-Fiber-Reinforced Plastic）などを用いて形成することができる。 The cover portion 21 has a box shape and has openings on the X-ray incident side and on the opposite side to the X-ray incident side.
The material of the cover portion 21 has a certain degree of rigidity, and transmits radio waves (electromagnetic waves) radiated (transmitted) from the antenna 52 and magnetic flux (corresponding to an example of the first magnetic flux) from the power transmission portion 64. It is preferable to make it easy.
The cover portion 21 can be formed using, for example, polyphenylene sulfide resin, polycarbonate resin, carbon fiber reinforced plastic (CFRP), or the like.

入射窓２２は、板状を呈し、カバー部２１の、Ｘ線の入射側の開口部を塞ぐように設けられている。入射窓２２は、Ｘ線を透過させる。入射窓２２は、Ｘ線吸収率の低い材料を用いて形成されている。入射窓２２は、例えば、炭素繊維強化プラスチックなどを用いて形成することができる。 The incident window 22 has a plate shape and is provided so as to block the opening of the cover portion 21 on the X-ray incident side. The entrance window 22 transmits X-rays. The entrance window 22 is formed using a material having a low X-ray absorption rate. The incident window 22 can be formed using, for example, carbon fiber reinforced plastic.

基部２３は、板状を呈し、カバー部２１の、Ｘ線の入射側とは反対側の開口部を塞ぐように設けられている。なお、基部２３は、カバー部２１と一体化してもよい。
基部２３の材料は、ある程度の剛性を有し、送電部６４からの磁束が透過しやすいものとすることが好ましい。
基部２３の材料は、例えば、カバー部２１の材料と同様とすることができる。 The base 23 has a plate shape and is provided so as to close the opening of the cover 21 opposite to the X-ray incident side. Note that the base portion 23 may be integrated with the cover portion 21.
It is preferable that the material of the base portion 23 has a certain degree of rigidity and allows the magnetic flux from the power transmission portion 64 to easily pass therethrough.
The material of the base portion 23 can be the same as the material of the cover portion 21, for example.

また、カバー部２１および基部２３の少なくともいずれかには、筐体６１（第１の筐体の一例に相当する）を取り付けるための凹部を設けることができる。凹部に筐体６１を取り付ける様にすれば、取り付けの際の位置決めが容易となる。また、外力により筐体６１が脱落するのを抑制することができる。 Further, at least one of the cover portion 21 and the base portion 23 can be provided with a recess for attaching the housing 61 (corresponding to an example of the first housing). If the housing 61 is attached to the recess, positioning during attachment becomes easy. In addition, it is possible to suppress the housing 61 from falling off due to an external force.

支持部３０は、支持板３１と支持体３２とを有する。
支持板３１は、板状を呈し、筐体２０の内部に設けられている。支持板３１の入射窓２２側の面には、アレイ基板２とシンチレータ４が設けられている。支持板３１の基部２３側の面には、回路基板３が設けられている。
支持板３１の材料は、ある程度の剛性を有し、Ｘ線吸収率がある程度高いものとすることが好ましい。支持板３１の材料は、例えば、ステンレスやアルミニウム合金などの金属などとすることができる。 The support unit 30 includes a support plate 31 and a support body 32.
The support plate 31 has a plate shape and is provided inside the housing 20. The array substrate 2 and the scintillator 4 are provided on the surface of the support plate 31 on the incident window 22 side. The circuit board 3 is provided on the surface of the support plate 31 on the base 23 side.
The material of the support plate 31 preferably has a certain degree of rigidity and a high X-ray absorption rate. The material of the support plate 31 can be, for example, a metal such as stainless steel or aluminum alloy.

支持体３２は、柱状を呈し、筐体２０の内部に設けられている。支持体３２は、支持板３１と基部２３との間に設けることができる。支持体３２と支持板３１の固定、および、支持体３２と基部２３の固定は、例えば、接着剤などを用いて行うことができる。支持体３２の材料は、ある程度の剛性を有するものであれば特に限定はない。支持体３２の材料は、例えば、ステンレスやアルミニウム合金などの金属、炭素繊維強化プラスチックなどとすることができる。
なお、支持体３２の形態、配設位置、数などは例示をしたものに限定されるわけではない。例えば、支持体３２は、板状を呈し、カバー部２１の内側面から突出するように設けることもできる。すなわち、支持体３２は、筐体２０の内部において、支持板３１を支持することができるものであればよい。 The support 32 has a columnar shape and is provided inside the housing 20. The support body 32 can be provided between the support plate 31 and the base portion 23. The support 32 and the support plate 31 can be fixed, and the support 32 and the base 23 can be fixed using, for example, an adhesive. The material of the support 32 is not particularly limited as long as it has a certain degree of rigidity. The material of the support 32 can be, for example, a metal such as stainless steel or aluminum alloy, a carbon fiber reinforced plastic, or the like.
In addition, the form, arrangement | positioning position, number, etc. of the support body 32 are not necessarily limited to what was illustrated. For example, the support body 32 has a plate shape and can be provided so as to protrude from the inner surface of the cover portion 21. That is, the support body 32 only needs to be capable of supporting the support plate 31 inside the housing 20.

受電部４０は、筐体２０の内部に設けられている。
受電部４０は、送電部６４からの磁束を交流電力に変換し、変換された交流電力を直流電圧に変換して検出部１０に印加する。
受電部４０は、導体４１、および電力変換回路４２を有する。
導体４１は、送電部６４により生成され時間と共に変化する磁束を交流電力に変換する。導体４１は、例えば、時間と共に変化する磁束により誘導起電力を発生させるコイルなどとすることができる。 The power receiving unit 40 is provided inside the housing 20.
The power reception unit 40 converts the magnetic flux from the power transmission unit 64 into AC power, converts the converted AC power into DC voltage, and applies the DC voltage to the detection unit 10.
The power receiving unit 40 includes a conductor 41 and a power conversion circuit 42.
The conductor 41 converts the magnetic flux generated by the power transmission unit 64 and changing with time into AC power. The conductor 41 can be, for example, a coil that generates an induced electromotive force by a magnetic flux that changes with time.

電力変換回路４２の入力側は、導体４１と電気的に接続されている。電力変換回路４２は、交流電力を直流電力に変換する。電力変換回路４２は、コンバータ回路とすることができる。電力変換回路４２は、例えば、整流素子、平滑用コンデンサ、コイルなどを有し、脈流を平坦にならして電圧がほぼ一定の直流電圧を生成する。
電力変換回路４２の出力側は、回路基板３と電気的に接続されている。電力変換回路４２は、回路基板３に直流電圧を印加する。回路基板３に印加された直流電圧により、読み出し回路３ａおよび増幅・変換回路３ｂが所定の動作を行う。 The input side of the power conversion circuit 42 is electrically connected to the conductor 41. The power conversion circuit 42 converts AC power into DC power. The power conversion circuit 42 can be a converter circuit. The power conversion circuit 42 includes, for example, a rectifying element, a smoothing capacitor, a coil, and the like, and generates a DC voltage with a substantially constant voltage by flattening the pulsating flow.
The output side of the power conversion circuit 42 is electrically connected to the circuit board 3. The power conversion circuit 42 applies a DC voltage to the circuit board 3. The readout circuit 3a and the amplification / conversion circuit 3b perform a predetermined operation by the DC voltage applied to the circuit board 3.

送信部５０は、筐体２０の内部に設けられている。
送信部５０は、検出部１０からの画像データ信号Ｓ２が乗った電波（電磁波）を放射する。
送信部５０は、送信回路５１、およびアンテナ５２を有する。
送信回路５１の入力側は、アナログ−デジタル変換回路３ｂｃと電気的に接続されている。
送信回路５１は、例えば、高周波信号を発生させる回路、高周波信号を所定の電力まで増大させる増幅回路、アナログ−デジタル変換回路３ｂｃから出力された画像データ信号Ｓ２を高周波信号に乗せる変調回路などを有したものとすることができる。 The transmission unit 50 is provided inside the housing 20.
The transmission unit 50 radiates radio waves (electromagnetic waves) carrying the image data signal S2 from the detection unit 10.
The transmission unit 50 includes a transmission circuit 51 and an antenna 52.
The input side of the transmission circuit 51 is electrically connected to the analog-digital conversion circuit 3bc.
The transmission circuit 51 includes, for example, a circuit that generates a high-frequency signal, an amplifier circuit that increases the high-frequency signal to a predetermined power, and a modulation circuit that places the image data signal S2 output from the analog-digital conversion circuit 3bc on the high-frequency signal. Can be.

送信回路５１の出力側は、アンテナ５２と電気的に接続されている。
アンテナ５２は、画像データ信号Ｓ２が乗った高周波信号を電波（電磁波）として筐体２０の外部に放射（送信）する。 The output side of the transmission circuit 51 is electrically connected to the antenna 52.
The antenna 52 radiates (transmits) a high-frequency signal carrying the image data signal S2 to the outside of the housing 20 as a radio wave (electromagnetic wave).

電源部６０は、筐体２０の外部に設けられている。
電源部６０は、筐体６１、受電部６２（第２の受電部の一例に相当する）、蓄電部６３（第１の蓄電部の一例に相当する）、送電部６４、および制御部６５を有する。 The power supply unit 60 is provided outside the housing 20.
The power supply unit 60 includes a housing 61, a power reception unit 62 (corresponding to an example of a second power reception unit), a power storage unit 63 (corresponding to an example of a first power storage unit), a power transmission unit 64, and a control unit 65. Have.

筐体６１は、箱状を呈している。筐体６１の内部には、受電部６２、蓄電部６３、送電部６４、および制御部６５を収納する空間が設けられている。
筐体６１は、密閉構造を有する。筐体６１は、開口部分を介して、受電部６２、蓄電部６３、送電部６４、および制御部６５を収納した後に、開口部分を封止したものとすることができる。筐体６１は、例えば、開口部分を接着剤やシール剤で接合したり、加熱接合や超音波接合で接合したり、Ｏリング（O-ring）などの密閉部材を用いて密閉したりしたものとすることができる。
なお、密閉構造は、防水および防塵の効果を有するものとすることができる。 The housing 61 has a box shape. Inside the casing 61, a space for storing the power reception unit 62, the power storage unit 63, the power transmission unit 64, and the control unit 65 is provided.
The housing 61 has a sealed structure. The housing 61 can be configured such that after the power receiving unit 62, the power storage unit 63, the power transmission unit 64, and the control unit 65 are accommodated via the opening, the opening is sealed. The casing 61 is, for example, one in which the opening is joined with an adhesive or a sealant, joined by heat joining or ultrasonic joining, or sealed using a sealing member such as an O-ring. It can be.
The sealed structure can have a waterproof and dustproof effect.

筐体６１の材料は、ある程度の剛性を有し、送電部６４からの磁束、電源部６０の外部に設けられた充電用の電源から印加された磁束（第２の磁束の一例に相当する）が透過しやすいものとすることが好ましい。筐体６１の材料は、例えば、カバー部２１の材料と同様とすることができる。 The material of the housing 61 has a certain degree of rigidity, and the magnetic flux from the power transmission unit 64 and the magnetic flux applied from the charging power supply provided outside the power supply unit 60 (corresponding to an example of the second magnetic flux). It is preferable to make it easy to transmit. The material of the housing 61 can be the same as the material of the cover portion 21, for example.

筐体６１は、筐体２０の外面に着脱自在に設けられている。筐体６１は、例えば、ラッチ機構などの機械的な保持手段、磁石などの保持手段などにより、筐体２０の外面に着脱自在に設けることができる。 The housing 61 is detachably provided on the outer surface of the housing 20. The casing 61 can be detachably provided on the outer surface of the casing 20 by, for example, a mechanical holding means such as a latch mechanism or a holding means such as a magnet.

受電部６２は、筐体６１の内部に設けられている。
受電部６２は、電源部６０の外部に設けられた充電用の電源から印加された磁束を交流電力に変換し、変換された交流電力を直流電圧に変換して蓄電部６３を充電する。
受電部６２は、導体６２ａ、および電力変換回路６２ｂを有する。
導体６２ａは、電源部６０の外部に設けられた充電用の電源の送電部により生成され時間と共に変化する磁束を交流電力に変換する。導体６２ａは、例えば、時間と共に変化する磁束により誘導起電力を発生させるコイルなどとすることができる。 The power receiving unit 62 is provided inside the housing 61.
The power receiving unit 62 converts the magnetic flux applied from the charging power source provided outside the power source unit 60 into AC power, converts the converted AC power into DC voltage, and charges the power storage unit 63.
The power receiving unit 62 includes a conductor 62a and a power conversion circuit 62b.
The conductor 62a converts the magnetic flux generated by the power transmission unit of the power source for charging provided outside the power source unit 60 and changing with time into AC power. The conductor 62a can be, for example, a coil that generates an induced electromotive force by a magnetic flux that changes with time.

電力変換回路６２ｂは、交流電力を直流電力に変換する。電力変換回路６２ｂは、コンバータ回路とすることができる。電力変換回路６２ｂは、例えば、整流素子、平滑用コンデンサ、コイルなどを有し、脈流を平坦にならして電圧がほぼ一定の直流電圧を生成する。 The power conversion circuit 62b converts AC power into DC power. The power conversion circuit 62b can be a converter circuit. The power conversion circuit 62b includes, for example, a rectifying element, a smoothing capacitor, a coil, and the like, and generates a DC voltage with a substantially constant voltage by flattening the pulsating flow.

電力変換回路６２ｂの入力側は、導体６２ａと電気的に接続されている。
電力変換回路６２ｂの出力側は、蓄電部６３と電気的に接続されている。電力変換回路６２ｂは、蓄電部６３に直流電圧を印加する。電力変換回路６２ｂにより印加された直流電圧により、蓄電部６３が充電される。 The input side of the power conversion circuit 62b is electrically connected to the conductor 62a.
The output side of the power conversion circuit 62 b is electrically connected to the power storage unit 63. The power conversion circuit 62 b applies a DC voltage to the power storage unit 63. The power storage unit 63 is charged by the DC voltage applied by the power conversion circuit 62b.

蓄電部６３は、筐体６１の内部に設けられている。
蓄電部６３は、例えば、リチウムイオン電池などの充電が可能な二次電池などとすることができる。 The power storage unit 63 is provided inside the housing 61.
The power storage unit 63 can be, for example, a rechargeable secondary battery such as a lithium ion battery.

送電部６４は、筐体６１の内部に設けられている。
送電部６４は、蓄電部６３からの直流電力を所定の周波数を有する交流電力に変換し、変換された交流電力を磁束に変換する。
送電部６４は、導体６４ａ、および電力変換回路６４ｂを有する。
導体６４ａは、電力変換回路６４ｂにより生成された所定の周波数を有する交流電力を時間と共に変化する磁束に変換する。導体６４ａは、例えば、印加された所定の周波数を有する交流電力により時間と共に変化する磁束を発生させるコイルなどとすることができる。 The power transmission unit 64 is provided inside the housing 61.
The power transmission unit 64 converts the DC power from the power storage unit 63 into AC power having a predetermined frequency, and converts the converted AC power into magnetic flux.
The power transmission unit 64 includes a conductor 64a and a power conversion circuit 64b.
The conductor 64a converts AC power having a predetermined frequency generated by the power conversion circuit 64b into a magnetic flux that changes with time. The conductor 64a can be, for example, a coil that generates a magnetic flux that changes with time by an alternating current power having a predetermined frequency.

電力変換回路６４ｂは、直流電力を所定の周波数を有する交流電力に変換する。電力変換回路６４ｂは、インバータ回路とすることができる。電力変換回路６４ｂは、例えば、ＩＧＢＴ（Insulated Gate Bipolar Transistor）やＭＯＳＦＥＴ（Metal-Oxide-Semiconductor Field-Effect Transistor）などを有し、所定の周波数を有する交流電力を生成する。 The power conversion circuit 64b converts DC power into AC power having a predetermined frequency. The power conversion circuit 64b can be an inverter circuit. The power conversion circuit 64b includes, for example, an IGBT (Insulated Gate Bipolar Transistor), a MOSFET (Metal-Oxide-Semiconductor Field-Effect Transistor), and the like, and generates AC power having a predetermined frequency.

電力変換回路６４ｂの入力側は、蓄電部６３と電気的に接続されている。
電力変換回路６４ｂの出力側は、導体６４ａと電気的に接続されている。電力変換回路６４ｂは、所定の周波数を有する交流電力を導体６４ａに印加する。 The input side of the power conversion circuit 64 b is electrically connected to the power storage unit 63.
The output side of the power conversion circuit 64b is electrically connected to the conductor 64a. The power conversion circuit 64b applies AC power having a predetermined frequency to the conductor 64a.

制御部６５は、筐体６１の内部に設けられている。
制御部６５は、受電部６２および送電部６４の動作を制御する。
また、制御部６５は、蓄電部６３が所定の電圧に充電されたことを検出すると充電を停止し、過充電を防止する。 The control unit 65 is provided inside the housing 61.
The control unit 65 controls operations of the power reception unit 62 and the power transmission unit 64.
Moreover, the control part 65 will stop charge, if it detects that the electrical storage part 63 was charged by the predetermined | prescribed voltage, and prevents overcharge.

本実施の形態に係るＸ線検出器１においては、筐体２０の内部に設けられた受電部４０と、筐体６１の内部に設けられた送電部６４との間の電力供給が磁束を介して行われる。また、筐体６１の内部に設けられた受電部６２と、電源部６０の外部に設けられた電源の送電部との間の電力供給が磁束を介して行われる。
そのため、筐体２０の外面に露出する金属製の接続端子、筐体６１の外面に露出する金属製の接続端子を設ける必要がない。 In the X-ray detector 1 according to the present embodiment, the power supply between the power receiving unit 40 provided inside the housing 20 and the power transmitting unit 64 provided inside the housing 61 is transmitted via magnetic flux. Done. In addition, power is supplied between the power receiving unit 62 provided inside the housing 61 and the power transmission unit of the power source provided outside the power supply unit 60 via magnetic flux.
Therefore, there is no need to provide a metal connection terminal exposed on the outer surface of the housing 20 and a metal connection terminal exposed on the outer surface of the housing 61.

金属製の接続端子が設けられていなければ、電源部６０を繰り返し着脱したり、使用者の接触したりしても不具合が発生するのを抑制することができる。また、筐体２０の外面や筐体６１の外面に、異物、消毒液などの薬品、水などが付着したとしても不具合が発生するのを抑制することができる。 If the metal connection terminal is not provided, it is possible to suppress the occurrence of a problem even if the power supply unit 60 is repeatedly attached and detached or the user contacts. Further, even if foreign matter, chemicals such as a disinfectant, water, or the like adheres to the outer surface of the housing 20 or the outer surface of the housing 61, it is possible to suppress the occurrence of problems.

また、金属製の接続端子が設けられていなければ、筐体２０の、電源部６０が取り付けられる部分にカバーを設ける必要がないので、電源部６０の着脱を迅速に行うことができる。そのため、Ｘ線検出器１の稼働率を向上させることができる。また、Ｘ線検出器１の用途には、例えば、救急医療などの緊急を要するものもあるが、本実施の形態に係るＸ線検出器１によれば、この様な場合にも迅速な対応が可能となる。 Further, if the metal connection terminal is not provided, it is not necessary to provide a cover on the portion of the housing 20 to which the power supply unit 60 is attached, so that the power supply unit 60 can be quickly attached and detached. Therefore, the operation rate of the X-ray detector 1 can be improved. In addition, some uses of the X-ray detector 1 require an emergency such as emergency medical care. However, the X-ray detector 1 according to the present embodiment can quickly deal with such a case. Is possible.

また、電力供給が磁束を介して行われるため、筐体２０および筐体６１は、密閉構造を有するものとすることができる。そのため、Ｘ線検出器１や電源部６０を消毒液などの薬品や水などで洗浄したり、消毒液などの薬品や水などに浸漬させたりすることもできるので、メンテナンス性の向上を図ることができる。 Moreover, since electric power is supplied through magnetic flux, the housing 20 and the housing 61 can have a sealed structure. Therefore, the X-ray detector 1 and the power supply unit 60 can be cleaned with chemicals such as a disinfecting liquid or water, or can be immersed in chemicals such as a disinfecting liquid or water, thereby improving maintenance. Can do.

図６は、他の実施形態に係るＸ線検出器１ａのブロック図である。
図６に示すように、Ｘ線検出器１ａは、蓄電部４３（第２の蓄電部の一例に相当する）をさらに備えている。
蓄電部４３は、筐体２０の内部に設けられている。
蓄電部４３は、受電部４０と、検出部１０との間に電気的に接続されている。
蓄電部４３は、電力変換回路４２の出力側と、回路基板３との間に電気的に接続されている。蓄電部４３は、例えば、リチウムイオン電池などの充電が可能な二次電池などとすることができる。
蓄電部４３は、電力変換回路４２により印加された直流電圧により充電される。また、蓄電部４３は、回路基板３に直流電圧を印加する。回路基板３に印加された直流電圧により、読み出し回路３ａおよび増幅・変換回路３ｂが所定の動作を行う。 FIG. 6 is a block diagram of an X-ray detector 1a according to another embodiment.
As shown in FIG. 6, the X-ray detector 1a further includes a power storage unit 43 (corresponding to an example of a second power storage unit).
The power storage unit 43 is provided inside the housing 20.
The power storage unit 43 is electrically connected between the power reception unit 40 and the detection unit 10.
The power storage unit 43 is electrically connected between the output side of the power conversion circuit 42 and the circuit board 3. The power storage unit 43 can be, for example, a rechargeable secondary battery such as a lithium ion battery.
The power storage unit 43 is charged with the DC voltage applied by the power conversion circuit 42. The power storage unit 43 applies a DC voltage to the circuit board 3. The readout circuit 3a and the amplification / conversion circuit 3b perform a predetermined operation by the DC voltage applied to the circuit board 3.

バッテリー残量が少なくなった場合には、使用者が充電済みの電源部６０とバッテリー残量が少なくなった電源部６０とを交換する。電源部６０を交換する間は、回路基板３に供給される電力が停止されることになる。 When the remaining battery level is low, the user replaces the charged power source unit 60 with the power source unit 60 whose battery level is low. While the power supply unit 60 is replaced, the power supplied to the circuit board 3 is stopped.

本実施の形態によれば、蓄電部４３を設けるようにしているので、電源部６０を交換する間であっても回路基板３に電力を供給することができる。そのため、Ｘ線検出器１ａの稼働率が低下するのを抑制することができる。なお、蓄電部４３は、電力変換回路４２の出力側と、回路基板３との間に電気的に接続されるので、筐体２０の外面に金属製の接続端子が露出することはない。 According to the present embodiment, since the power storage unit 43 is provided, electric power can be supplied to the circuit board 3 even while the power supply unit 60 is replaced. Therefore, it can suppress that the operation rate of X-ray detector 1a falls. Since the power storage unit 43 is electrically connected between the output side of the power conversion circuit 42 and the circuit board 3, the metal connection terminal is not exposed to the outer surface of the housing 20.

図７は、本実施の形態に係る放射線画像検出装置１００を例示するための模式図である。
図７に示すように、放射線画像検出装置１００には、Ｘ線検出器１（１ａ）、受信部１１０、画像構成部１２０、表示部１３０、および入力部１４０が設けられている。 FIG. 7 is a schematic diagram for illustrating the radiation image detection apparatus 100 according to the present embodiment.
As shown in FIG. 7, the radiation image detection apparatus 100 includes an X-ray detector 1 (1 a), a reception unit 110, an image configuration unit 120, a display unit 130, and an input unit 140.

受信部１１０は、Ｘ線検出器１（１ａ）の送信部５０から放射された画像データ信号Ｓ２が乗った電波（電磁波）を復調して画像データ信号Ｓ２を復元する。
受信部１１０は、受信回路１１１、およびアンテナ１１２を有する。
受信回路１１１の入力側は、アンテナ１１２と電気的に接続されている。
受信回路１１１は、例えば、アンテナ５２から放射され、アンテナ１１２を介して入力された画像データ信号Ｓ２が乗った電波（電磁波）を復調して画像データ信号Ｓ２を復元する。
受信回路１１１の出力側は、画像構成部１２０と電気的に接続されている。受信回路１１１は、復元された画像データ信号Ｓ２を画像構成部１２０に送信する。
アンテナ１１２は、アンテナ５２から放射された電波（電磁波）を受信する。 The receiving unit 110 demodulates the radio wave (electromagnetic wave) on which the image data signal S2 radiated from the transmitting unit 50 of the X-ray detector 1 (1a) is carried to restore the image data signal S2.
The receiving unit 110 includes a receiving circuit 111 and an antenna 112.
The input side of the receiving circuit 111 is electrically connected to the antenna 112.
For example, the receiving circuit 111 demodulates a radio wave (electromagnetic wave) carried by the image data signal S2 radiated from the antenna 52 and input via the antenna 112 to restore the image data signal S2.
The output side of the receiving circuit 111 is electrically connected to the image construction unit 120. The reception circuit 111 transmits the restored image data signal S2 to the image construction unit 120.
The antenna 112 receives radio waves (electromagnetic waves) radiated from the antenna 52.

画像構成部１２０は、Ｘ線画像を構成する。画像構成部１２０は、画像データ信号Ｓ２に基づいて、Ｘ線画像信号を作成する。作成されたＸ線画像信号は、画像構成部１２０から表示部１３０に送信される。なお、作成されたＸ線画像信号は、画像構成部１２０から外部の機器に向けて送信されるようにしてもよい。 The image construction unit 120 constructs an X-ray image. The image construction unit 120 creates an X-ray image signal based on the image data signal S2. The generated X-ray image signal is transmitted from the image construction unit 120 to the display unit 130. The created X-ray image signal may be transmitted from the image construction unit 120 to an external device.

また、画像構成部１２０により作成されたＸ線画像信号には、各光電変換部２ｂによって異なるオフセット成分や、積分アンプ３ｂａが有するオフセット成分などに起因する画像ノイズが含まれている。そのため、画像構成部１２０により作成されたＸ線画像信号に含まれるノイズ成分を除去する図示しないオフセット補正処理部を設けることもできる。 In addition, the X-ray image signal created by the image construction unit 120 includes image noise caused by an offset component that differs depending on each photoelectric conversion unit 2b, an offset component that the integration amplifier 3ba has, and the like. Therefore, an offset correction processing unit (not shown) that removes noise components included in the X-ray image signal created by the image construction unit 120 can be provided.

また、画像構成部１２０により作成されたＸ線画像信号には、各光電変換部２ｂによって異なる光検出効率、各積分アンプ３ｂａによって異なる増幅率、シンチレータ５の変換効率のばらつきなどに起因する感度のばらつきが含まれている。そのため、画像構成部１２０により作成されたＸ線画像信号に含まれる感度のばらつきを除去する図示しないゲイン補正処理部を設けることもできる。 In addition, the X-ray image signal created by the image construction unit 120 has a sensitivity due to a light detection efficiency that varies depending on each photoelectric conversion unit 2b, a gain that varies depending on each integration amplifier 3ba, a variation in the conversion efficiency of the scintillator 5, and the like. Variations are included. Therefore, a gain correction processing unit (not shown) that removes the sensitivity variation included in the X-ray image signal created by the image construction unit 120 can be provided.

図示しないオフセット補正処理部と、ゲイン補正処理部は、例えば、画像構成部１２０に設けることができる。なお、画像構成部１２０、図示しないオフセット補正処理部、およびゲイン補正処理部には既知の技術を適用することができるので詳細な説明は省略する。 An offset correction processing unit and a gain correction processing unit (not shown) can be provided in the image construction unit 120, for example. Since a known technique can be applied to the image construction unit 120, an offset correction processing unit (not shown), and a gain correction processing unit, detailed description thereof is omitted.

表示部１３０および入力部１４０は、画像構成部１２０と電気的に接続されている。
表示部１３０は、Ｘ線画像信号を光学画像（Ｘ線画像）に変換する。
表示部１３０は、例えば、フラットパネルディスプレイなどとすることができる。
入力部１４０は、文字情報などを入力する。入力された文字情報などは、光学画像（Ｘ線画像）とともに表示部１３０に表示される。
入力部１４０は、例えば、キーボードやマウスなどとすることができる。 The display unit 130 and the input unit 140 are electrically connected to the image configuration unit 120.
The display unit 130 converts the X-ray image signal into an optical image (X-ray image).
The display unit 130 can be, for example, a flat panel display.
The input unit 140 inputs character information and the like. The input character information and the like are displayed on the display unit 130 together with the optical image (X-ray image).
The input unit 140 can be, for example, a keyboard or a mouse.

次に、放射線画像検出装置１００およびＸ線検出器１（１ａ）の作用を例示する。
まず、充電済みの電源部６０を筐体２０に装着する。
すると、蓄電部６３に蓄えられていた直流電力が、電力変換回路６４ｂにより所定の周波数を有する交流電力に変換される。所定の周波数を有する交流電力は、導体６４ａにより時間と共に変化する磁束に変換される。時間と共に変化する磁束は、導体４１により交流電力に変換される。変換された交流電力は、電力変換回路４２により直流電力に変換される。 Next, the operation of the radiation image detection apparatus 100 and the X-ray detector 1 (1a) will be exemplified.
First, the charged power supply unit 60 is attached to the housing 20.
Then, the DC power stored in power storage unit 63 is converted into AC power having a predetermined frequency by power conversion circuit 64b. AC power having a predetermined frequency is converted into magnetic flux that changes with time by the conductor 64a. The magnetic flux that changes with time is converted into AC power by the conductor 41. The converted AC power is converted into DC power by the power conversion circuit 42.

変換された直流電力は、回路基板３に印加される。なお、Ｘ線検出器１ａの場合には、蓄電部４３を介して回路基板３に直流電力が印加される。 The converted DC power is applied to the circuit board 3. In the case of the X-ray detector 1 a, DC power is applied to the circuit board 3 through the power storage unit 43.

回路基板３に直流電圧が印加されることで、読み出し回路３ａおよび増幅・変換回路３ｂが所定の動作を行うことが可能となる。 By applying a DC voltage to the circuit board 3, the readout circuit 3a and the amplification / conversion circuit 3b can perform a predetermined operation.

次に、読み出し回路３ａにより、薄膜トランジスタ２ｂ２が順次オン状態となる。薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態となることで、一定の電荷が蓄積キャパシタ２ｂ３に蓄積される。
次に、読み出し回路３ａにより、薄膜トランジスタ２ｂ２がオフ状態となる。 Next, the thin film transistor 2b2 is sequentially turned on by the reading circuit 3a. When the thin film transistor 2b2 is turned on, a certain amount of charge is accumulated in the storage capacitor 2b3.
Next, the thin film transistor 2b2 is turned off by the readout circuit 3a.

次に、Ｘ線が照射されると、シンチレータ４によりＸ線が蛍光に変換される。蛍光が光電変換素子２ｂ１に入射すると、光電効果によって電荷（電子およびホール）が発生し、発生した電荷と、蓄積キャパシタ２ｂ３に蓄積されている電荷（異種電荷）とが結合して蓄積されていた電荷が減少する。 Next, when X-rays are irradiated, the scintillator 4 converts the X-rays into fluorescence. When the fluorescence is incident on the photoelectric conversion element 2b1, charges (electrons and holes) are generated by the photoelectric effect, and the generated charges and charges (heterogeneous charges) accumulated in the storage capacitor 2b3 are combined and accumulated. The charge decreases.

次に、読み出し回路３ａにより、薄膜トランジスタ２ｂ２が順次オン状態となる。増幅・変換回路３２は、サンプリング信号に従って各蓄積キャパシタ２ｂ３に蓄積されている減少した電荷（画像データ信号Ｓ２）をデータライン２ｃ２を介して読み出す。 Next, the thin film transistor 2b2 is sequentially turned on by the reading circuit 3a. The amplification / conversion circuit 32 reads the reduced charge (image data signal S2) stored in each storage capacitor 2b3 through the data line 2c2 in accordance with the sampling signal.

次に、積分アンプ３２ａは、画像データ信号Ｓ２を順次受信し、電位情報へと変換する。
次に、並列−直列変換回路３２ｂは、電位情報へと変換された画像データ信号Ｓ２を順次直列信号に変換する。
次に、アナログ−デジタル変換回路３２ｃは、直列信号に変換された画像データ信号Ｓ２をデジタル信号に順次変換する。 Next, the integrating amplifier 32a sequentially receives the image data signal S2 and converts it into potential information.
Next, the parallel-serial conversion circuit 32b sequentially converts the image data signal S2 converted into potential information into a serial signal.
Next, the analog-digital conversion circuit 32c sequentially converts the image data signal S2 converted into the serial signal into a digital signal.

次に、送信部５０は、画像データ信号Ｓ２が乗った高周波信号を電波（電磁波）として筐体２０の外部に放射（送信）する。 Next, the transmission unit 50 radiates (transmits) a high-frequency signal carrying the image data signal S2 to the outside of the housing 20 as a radio wave (electromagnetic wave).

次に、受信回路１１１は、アンテナ１１２を介して入力された画像データ信号Ｓ２が乗った電波（電磁波）を復調して画像データ信号Ｓ２を復元する。
次に、画像構成部１２０は、画像データ信号Ｓ２に基づいて、Ｘ線画像信号を作成する。作成されたＸ線画像信号は、例えば、光学画像として表示部１３０に表示される。
以降、前述した動作を繰り返すことで、Ｘ線画像信号を連続的に得ることができる。 Next, the receiving circuit 111 demodulates the radio wave (electromagnetic wave) on which the image data signal S2 input via the antenna 112 is carried, and restores the image data signal S2.
Next, the image construction unit 120 creates an X-ray image signal based on the image data signal S2. The created X-ray image signal is displayed on the display unit 130 as an optical image, for example.
Thereafter, X-ray image signals can be obtained continuously by repeating the above-described operation.

以上、本発明のいくつかの実施形態を例示したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更などを行うことができる。これら実施形態やその変形例は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。また、前述の各実施形態は、相互に組み合わせて実施することができる。 As mentioned above, although several embodiment of this invention was illustrated, these embodiment is shown as an example and is not intending limiting the range of invention. These novel embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, changes, and the like can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the scope and gist of the invention, and are included in the invention described in the claims and equivalents thereof. Further, the above-described embodiments can be implemented in combination with each other.

１Ｘ線検出器、１ａＸ線検出器、２アレイ基板、２ａ基板、２ｂ光電変換部、２ｂ１光電変換素子、２ｂ２薄膜トランジスタ、２ｂ３蓄積キャパシタ、３回路基板、４シンチレータ、１０検出部、２０筐体、４０受電部、４１導体、４２電力変換回路、４３蓄電部、５０送信部、５１送信回路、５２アンテナ、６０電源部、６１筐体、６２受電部、６２ａ導体、６２ｂ電力変換回路、６３蓄電部、６４送電部、６４ａ導体、６４ｂ電力変換回路、６５制御部、１００放射線画像検出装置、１１０受信部、１２０画像構成部、１３０表示部、１４０入力部 1 X-ray detector, 1a X-ray detector, 2 array substrate, 2a substrate, 2b photoelectric conversion unit, 2b1 photoelectric conversion element, 2b2 thin film transistor, 2b3 storage capacitor, 3 circuit board, 4 scintillator, 10 detection unit, 20 housing , 40 power receiving unit, 41 conductor, 42 power conversion circuit, 43 power storage unit, 50 transmission unit, 51 transmission circuit, 52 antenna, 60 power supply unit, 61 housing, 62 power receiving unit, 62a conductor, 62b power conversion circuit, 63 power storage Unit, 64 power transmission unit, 64a conductor, 64b power conversion circuit, 65 control unit, 100 radiation image detection device, 110 reception unit, 120 image configuration unit, 130 display unit, 140 input unit

Claims

A first housing;
A first power storage unit provided in the first housing;
A power transmission unit that is provided inside the first housing, converts DC power from the first power storage unit into AC power having a predetermined frequency, and converts the converted AC power into first magnetic flux. When,
A second housing;
A detection unit that is provided inside the second casing and has a photoelectric conversion film that converts radiation into signal charge, and detects the radiation directly, or detects the radiation in cooperation with a scintillator; ,
A first power receiving unit that is provided inside the second casing, converts the first magnetic flux into AC power, converts the converted AC power into a DC voltage, and applies the DC power to the detection unit;
Radiation detector equipped with.

A second magnetic flux provided inside the first casing is converted into AC power, and the converted AC power is converted into a DC voltage to charge the first power storage unit. The radiation detector according to claim 1, further comprising a second power receiving unit.

The radiation detector according to claim 1, wherein the second housing has a sealed structure.

The radiation detector according to claim 1, wherein the first casing has a sealed structure and is detachably provided on the second casing.

Any one of Claims 1-4 further provided with the 2nd electrical storage part provided in the inside of the said 2nd housing | casing, and being electrically connected between the said 1st power receiving part and the said detection part. The radiation detector as described in any one.

The radiation detector according to any one of claims 1 to 5, further comprising a transmission unit that is provided inside the second housing and emits a radio wave carrying an image data signal from the detection unit.

A radiation detector according to claim 6;
A receiver that demodulates the radio waves carried by the image data signal emitted from the transmitter of the radiation detector and restores the image data signal;
An image constructing unit that creates a radiation image signal based on the restored image data signal;
Radiation image detection apparatus comprising: