JP2022125517A

JP2022125517A - Radiation imaging apparatus and radiation imaging system

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Publication number: JP2022125517A
Application number: JP2021023134A
Authority: JP
Inventors: 航太西部; Kota Nishibe; 智啓保科; Tomohiro Hoshina
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 2021-02-17
Filing date: 2021-02-17
Publication date: 2022-08-29

Abstract

To provide a mechanism that uses a scintillator base having anisotropic thermal expansion coefficient characteristics and can reduce artifacts even when a plurality of sensor chips is arranged on a sensor base.SOLUTION: A radiation imaging apparatus comprises: a scintillator panel including a scintillator layer that converts an incident radiation into visible light, and a scintillator base 110 that is a base supporting the scintillator layer and has anisotropic thermal expansion coefficient characteristics; and a sensor panel 300 including a plurality of sensor chips 310 that convert the visible light into electric signals related to a radiation image, and a sensor base 330 that is a base supporting the plurality of sensor chips 310 and has isotropic thermal expansion coefficient characteristics. A direction in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 becomes minimum (a direction indicated by an arrow 114) and a long side 310A and a short side 310B being sides forming a contour of the sensor chip 310 are not perpendicular to each other.SELECTED DRAWING: Figure 5

Description

本発明は、放射線を用いた撮像を行う放射線撮像装置及び放射線撮像システムに関するものである。放射線撮像装置としては、例えば、医療画像診断装置や分析装置等に用いて好適なものである。 The present invention relates to a radiation imaging apparatus and a radiation imaging system that perform imaging using radiation. As a radiation imaging apparatus, for example, it is suitable for use in a medical image diagnosis apparatus, an analysis apparatus, and the like.

放射線撮像装置の一例として、被写体である患者を透過したＸ線等の放射線を放射線画像に係る電気信号に変換し、必要に応じてディスプレイ等に表示するための装置であるＤＲ（ＤｉｇｉｔａｌＲａｄｉｏｇｒａｐｈｙ）がある。このようなＤＲにおいて、特に間接型と呼ばれるＤＲでは、入射した放射線は、蛍光板であるシンチレータパネルで可視光に変換され、この可視光が光電変換素子で電気信号に変換される。また、光電変換素子を２次元アレイ状に形成したものはセンサパネルと呼ばれ、アモルファスシリコンや結晶シリコンを用いるタイプがある。この際、センサパネルの一例である結晶シリコンタイプのセンサは、フレームレートが早いことから、特に動画用途で広く用いられる。一方で、シリコンウェハのサイズ以上の結晶シリコンタイプのセンサを作製することはできず、大面積サイズのセンサパネルを作製する場合には、複数の結晶シリコンタイプのセンサ（センサチップ）をセンサ基台上に並べて、受光面を形成する。 As an example of a radiation imaging apparatus, there is a DR (Digital Radiography), which is an apparatus for converting radiation such as X-rays transmitted through a patient, who is an object, into an electric signal relating to a radiographic image and displaying it on a display or the like as necessary. be. In such DR, particularly in so-called indirect DR, incident radiation is converted into visible light by a scintillator panel, which is a fluorescent screen, and this visible light is converted into an electrical signal by a photoelectric conversion element. A two-dimensional array of photoelectric conversion elements is called a sensor panel, and there are types using amorphous silicon or crystalline silicon. In this case, a crystalline silicon type sensor, which is an example of the sensor panel, is widely used especially for moving images because of its fast frame rate. On the other hand, it is not possible to fabricate a crystalline silicon type sensor larger than the size of a silicon wafer, and when fabricating a sensor panel with a large area size, multiple crystalline silicon type sensors (sensor chips) must be used as a sensor base. Arranged on top to form a light receiving surface.

シンチレータパネルは、例えば、蛍光体層であるシンチレータ層及びシンチレータ層を形成する際の土台となるシンチレータ基台を含み構成される。ここで、シンチレータ層は、放射線を受けて可視光を発する材料で形成されており、例えば、ＣｓＩやＧＯＳ等が広く用いられる。また、シンチレータ基台は、様々な材料で形成されうる。中でも炭素繊維強化プラスチック（ＣａｒｂｏｎＦｉｂｅｒＲｅｉｎｆｏｒｃｅｄＰｌａｓｔｉｃｓ：ＣＦＲＰ）は、高い剛性及び高い放射線透過率（Ｘ線透過率）を有し、比較的安価であるため、シンチレータ基台に広く用いられる。 The scintillator panel includes, for example, a scintillator layer that is a phosphor layer and a scintillator base that serves as a base for forming the scintillator layer. Here, the scintillator layer is made of a material that receives radiation and emits visible light, and for example, CsI, GOS, etc. are widely used. Also, the scintillator base can be formed of various materials. Among them, carbon fiber reinforced plastics (CFRP) are widely used for scintillator bases because they have high rigidity and high radiation transmittance (X-ray transmittance) and are relatively inexpensive.

例えば、特許文献１には、炭素繊維を一方向に並べた複数層からなる上述したＣＦＲＰをシンチレータ基台として用いたシンチレータパネルと、センサチップとを組み合わせた放射線検出器が記載されている。 For example, Patent Literature 1 describes a radiation detector that combines a scintillator panel using the above-described CFRP, which is made up of multiple layers in which carbon fibers are arranged in one direction, as a scintillator base, and a sensor chip.

特開２００９－２８７９２９号公報JP 2009-287929 A

上述した特許文献１に記載の放射線検出器において、例えば大面積サイズのセンサパネルを作製するために複数のセンサチップをセンサ基台に配置する場合、センサチップ同士の境界で時間とともにアーチファクトが生じるおそれがある。これは、例えば、シンチレータ基台に異方性の熱膨張率特性を有するＣＦＲＰ等を用いた場合、シンチレータパネルとセンサパネルを貼り合わせた際を鑑みる。その際、等方性の熱膨張率特性を有するセンサ基台と異方性の熱膨張率特性を有するシンチレータ基台との熱膨張率差に起因する残留応力が原因であると考えられる。 In the radiation detector described in Patent Document 1, when a plurality of sensor chips are arranged on a sensor base in order to fabricate a sensor panel having a large area, for example, artifacts may occur over time at the boundaries between the sensor chips. There is For example, when CFRP or the like having anisotropic thermal expansion characteristics is used for the scintillator base, the scintillator panel and the sensor panel are bonded together. At that time, it is considered that residual stress resulting from a difference in thermal expansion coefficient between the sensor base having isotropic thermal expansion coefficient characteristics and the scintillator base having anisotropic thermal expansion coefficient characteristics is the cause.

本発明は、このような問題点に鑑みてなされたものであり、異方性の熱膨張率特性を有するシンチレータ基台を用いるとともに、複数のセンサチップをセンサ基台に配置する場合においても、アーチファクトを低減できる仕組みを提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of such problems. It is an object of the present invention to provide a mechanism capable of reducing artifacts.

本発明の放射線撮像装置は、入射した放射線を可視光に変換するシンチレータ層と、前記シンチレータ層を支持する基台であって異方性の熱膨張率特性を有するシンチレータ基台と、を含むシンチレータパネルと、前記可視光を放射線画像に係る電気信号に変換する複数のセンサチップと、前記複数のセンサチップを支持する基台であって等方性の熱膨張率特性を有するセンサ基台と、を含むセンサパネルと、を有し、前記シンチレータ基台の熱膨張率が最小となる方向と、前記センサチップの外形を構成する辺とが、垂直ではない。また、本発明は、上述した放射線撮像装置を有する放射線撮像システムを含む。 A radiation imaging apparatus of the present invention comprises a scintillator layer that converts incident radiation into visible light, and a scintillator base that supports the scintillator layer and has anisotropic thermal expansion characteristics. a panel, a plurality of sensor chips that convert the visible light into electrical signals related to a radiographic image, a sensor base that supports the plurality of sensor chips and has an isotropic coefficient of thermal expansion characteristic, and a direction in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base is minimized is not perpendicular to the sides forming the outer shape of the sensor chip. The present invention also includes a radiation imaging system having the radiation imaging device described above.

本発明によれば、異方性の熱膨張率特性を有するシンチレータ基台を用いるとともに、複数のセンサチップをセンサ基台に配置する場合においても、アーチファクトを低減することができる。 According to the present invention, artifacts can be reduced even when a scintillator base having anisotropic thermal expansion coefficient characteristics is used and a plurality of sensor chips are arranged on the sensor base.

一般的な技術を示し、シンチレータ基台として炭素繊維強化プラスチック（ＣＦＲＰ）を用いた一例を示す図である。FIG. 1 shows a general technique and shows an example using carbon fiber reinforced plastic (CFRP) as a scintillator base. 一般的な技術を示し、図１（ｃ）に示すシンチレータ基台を含むシンチレータパネルと貼り合わされるセンサパネルの概略構成の一例と、図１（ｃ）に示すシンチレータ基台の各層の一例を示す図である。A general technique is shown, and an example of the schematic configuration of a sensor panel bonded to a scintillator panel including the scintillator base shown in FIG. 1(c) and an example of each layer of the scintillator base shown in FIG. 1(c) are shown. It is a diagram. 一般的な技術に係る放射線撮像装置において、図２（ａ）に示すセンサパネルと図１（ｃ）に示すシンチレータ基台を含むシンチレータパネルとを粘着材を介して貼り合わせた際の一例を示す図である。2(a) and a scintillator panel including a scintillator base shown in FIG. 1(c) are pasted together via an adhesive material in a radiation imaging apparatus according to a general technique; FIG. It is a diagram. 本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置の概略構成の一例を示す図である。1 is a diagram showing an example of a schematic configuration of a radiation imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention; FIG. 本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置において、センサパネルの概略構成の一例と、図４に示すシンチレータ基台の各層の一例を示す図である。5 is a diagram showing an example of the schematic configuration of a sensor panel and an example of each layer of the scintillator base shown in FIG. 4 in the radiation imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention; FIG. 本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置において、残留応力の緩和のメカニズムを説明するための図である。FIG. 4 is a diagram for explaining a mechanism of relaxation of residual stress in the radiation imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention; 本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置において、複数のセンサチップにおけるセンサチップ同士の境界で生じうるアーチファクトを低減させる条件を説明するための図である。FIG. 4 is a diagram for explaining conditions for reducing artifacts that may occur at boundaries between sensor chips in a plurality of sensor chips in the radiation imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention; 本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像装置において、センサパネルの概略構成の一例と、図４（ａ）に示すシンチレータ基台の各層の一例を示す図である。4A and 4B are diagrams showing an example of the schematic configuration of a sensor panel and an example of each layer of the scintillator base shown in FIG. 本発明の第３の実施形態に係る放射線撮像装置において、センサパネルの概略構成の一例と、図４（ａ）に示すシンチレータ基台の各層の一例を示す図である。FIG. 5 is a diagram showing an example of the schematic configuration of a sensor panel and an example of each layer of the scintillator base shown in FIG. 4A in a radiation imaging apparatus according to a third embodiment of the present invention; 本発明の第４の実施形態に係る放射線撮像システムの概略構成の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of schematic structure of the radiation imaging system based on the 4th Embodiment of this invention.

以下に、図面を参照しながら、本発明を実施するための形態（実施形態）について説明する。なお、以下に記載する本発明の各実施形態の説明においては、同じ構成要素には同一の参照符号を付して重複した説明は省略する。また、本発明においては、光は、可視光及び赤外線を含み、放射線は、Ｘ線、α線、β線及びγ線を含むものとする。 EMBODIMENT OF THE INVENTION Below, the form (embodiment) for implementing this invention is demonstrated, referring drawings. In addition, in the description of each embodiment of the present invention described below, the same constituent elements are denoted by the same reference numerals, and overlapping descriptions are omitted. In the present invention, light includes visible light and infrared rays, and radiation includes X-rays, α-rays, β-rays and γ-rays.

まず、本発明の各実施形態の説明を行う前に、本発明の各実施形態における比較例として一般的な技術について説明する。 First, before describing each embodiment of the present invention, general technology will be described as a comparative example for each embodiment of the present invention.

図１は、一般的な技術を示し、シンチレータ基台１１０として炭素繊維強化プラスチック（ＣＦＲＰ）を用いた一例を示す図である。シンチレータ基台１１０として用いるＣＦＲＰは、１方向に並んだ複数本の炭素繊維１１１（図１（ａ）参照）と、炭素繊維１１１間を埋める樹脂１１２とを含む層１１３（図１（ｂ）参照）が、複数積層されて構成されている（図１（ｃ）参照）。具体的に、図１（ｃ）には、１層目にＸ方向に並んだ複数本の炭素繊維１１１を含む層１１３－１があり、２層目にＹ方向に並んだ複数本の炭素繊維１１１を含む層１１３－２がある。そして、３層目にＸ方向に並んだ複数本の炭素繊維１１１を含む層１１３－３があり、図１（ｃ）には、Ｚ方向に積層された３層構造のシンチレータ基台１１０が示されている。ここで、図１（ｃ）には、Ｘ方向とＹ方向とが直交し、Ｘ方向及びＹ方向と直交する方向をＺ方向とした、ＸＹＺ座標系を示している。 FIG. 1 shows a general technique and shows an example using carbon fiber reinforced plastic (CFRP) as a scintillator base 110. As shown in FIG. The CFRP used as the scintillator base 110 includes a layer 113 (see FIG. 1B) containing a plurality of carbon fibers 111 arranged in one direction (see FIG. 1A) and a resin 112 filling the space between the carbon fibers 111. ) are laminated (see FIG. 1(c)). Specifically, in FIG. 1C, the first layer has a layer 113-1 including a plurality of carbon fibers 111 arranged in the X direction, and the second layer has a plurality of carbon fibers arranged in the Y direction. There is a layer 113 - 2 containing 111 . The third layer is a layer 113-3 containing a plurality of carbon fibers 111 arranged in the X direction, and FIG. It is Here, FIG. 1(c) shows an XYZ coordinate system in which the X direction and the Y direction are orthogonal, and the direction orthogonal to the X direction and the Y direction is the Z direction.

図１（ｃ）に示すシンチレータ基台１１０として用いるＣＦＲＰにおいては、炭素繊維１１１の敷設方向と、炭素繊維１１１の敷設方向に対して垂直の方向とでは、熱膨張率が異なる。具体的に、炭素繊維１１１の敷設方向に対して垂直の方向の方が、炭素繊維１１１の敷設方向よりも、熱膨張率が大きい（伸びやすい）。そのため、特に積層数が少ないＣＦＲＰからなるシンチレータ基台１１０は、異方性の熱膨張率特性を有することになる。 In the CFRP used as the scintillator base 110 shown in FIG. 1C, the thermal expansion coefficient differs between the laying direction of the carbon fibers 111 and the direction perpendicular to the laying direction of the carbon fibers 111 . Specifically, the direction perpendicular to the laying direction of the carbon fibers 111 has a higher coefficient of thermal expansion (easier to stretch) than the laying direction of the carbon fibers 111 . Therefore, the scintillator base 110 made of CFRP with a particularly small number of layers has anisotropic thermal expansion coefficient characteristics.

図２は、一般的な技術を示し、図１（ｃ）に示すシンチレータ基台１１０を含むシンチレータパネルと貼り合わされるセンサパネル３００の概略構成の一例と、図１（ｃ）に示すシンチレータ基台１１０の各層１１３－１～１１３－３の一例を示す図である。 FIG. 2 shows a general technique, an example of a schematic configuration of a sensor panel 300 bonded to a scintillator panel including a scintillator base 110 shown in FIG. 1(c), and a scintillator base shown in FIG. 1(c). 11 is a diagram showing an example of each layer 113-1 to 113-3 of 110. FIG.

具体的に、図２（ａ）に示すセンサパネル３００は、複数のセンサチップ３１０をチップ固定材３２０を介してセンサ基台３３０に配置した様子を示している。ここで、複数のセンサチップ３１０におけるセンサチップ間（センサチップ同士の境界）には、若干の隙間が生じている。また、図２（ａ）には、図１に示すＸＹＺ座標系に対応するＸＹＺ座標系を図示している。 Specifically, a sensor panel 300 shown in FIG. 2A shows a state in which a plurality of sensor chips 310 are arranged on a sensor base 330 with chip fixing members 320 interposed therebetween. Here, a slight gap is generated between sensor chips (borders between sensor chips) in the plurality of sensor chips 310 . Also, FIG. 2A shows an XYZ coordinate system corresponding to the XYZ coordinate system shown in FIG.

図２（ａ）に示すように、センサパネル３００は、複数のセンサチップ３１０、チップ固定材３２０、センサ基台３３０、及び、複数のセンサチップ３１０のそれぞれに接続されたフレキシブル基板３４０を有して構成されている。ここで、センサ基台３３０は、等方性の熱膨張率特性を有する材料で構成されているものとする。また、図２（ａ）では、センサチップ３１０において、センサチップ３１０の外形を構成する長辺３１０Ａ及び短辺３１０Ｂを図示している。複数のセンサチップ３１０の各々は、各々が光電変換素子を含む複数の画素が複数行及び複数列を構成するようにアレイ状に配列されている。放射線の照射に応じて複数の画素で得られた放射線画像に係る電気信号がフレキシブル基板３４０を介してセンサチップ３１０から出力される。 As shown in FIG. 2A, the sensor panel 300 has a plurality of sensor chips 310, a chip fixing member 320, a sensor base 330, and a flexible substrate 340 connected to each of the plurality of sensor chips 310. configured as follows. Here, it is assumed that the sensor base 330 is made of a material having an isotropic coefficient of thermal expansion. FIG. 2A also shows long sides 310A and short sides 310B that form the outer shape of the sensor chip 310 in the sensor chip 310 . Each of the plurality of sensor chips 310 is arranged in an array so that a plurality of pixels each including a photoelectric conversion element constitute a plurality of rows and a plurality of columns. Electrical signals related to radiographic images obtained by a plurality of pixels in response to irradiation of radiation are output from the sensor chip 310 via the flexible substrate 340 .

図２（ｂ）は、図２（ａ）に示すセンサパネル３００に対して、例えば＋Ｚ方向に配置される図１（ｃ）に示すシンチレータ基台１１０の各層１１３－１～１１３－３の模式図である。この図２（ｂ）には、図１及び図２（ａ）に示すＸＹＺ座標系に対応するＸＹＺ座標系を図示している。ここで、図２（ｂ）では、図２（ａ）に示すセンサパネル３００の側から順に、第１の層１１３－１、第２の層１１３－２、第３の層１１３－３が配置されており、各層１１３－１～１１３－３における炭素繊維１１１の敷設方向を図示している。また、図２（ｂ）では、各層１１３－１～１１３－３における下辺（Ｘ方向に平行な辺）と炭素繊維１１１の敷設方向とのなす角度θが、第１の層１１３－１が０°、第２の層１１３－２が９０°、第３の層１１３－３が０°となっていることを図示している。 FIG. 2(b) is a schematic diagram of each layer 113-1 to 113-3 of the scintillator base 110 shown in FIG. 1(c) arranged in, for example, the +Z direction with respect to the sensor panel 300 shown in FIG. 2(a). It is a diagram. FIG. 2(b) shows an XYZ coordinate system corresponding to the XYZ coordinate system shown in FIGS. 1 and 2(a). Here, in FIG. 2B, the first layer 113-1, the second layer 113-2, and the third layer 113-3 are arranged in order from the sensor panel 300 side shown in FIG. 2A. , which shows the laying direction of the carbon fibers 111 in each of the layers 113-1 to 113-3. Also, in FIG. 2B, the angle θ formed by the lower side (the side parallel to the X direction) of each of the layers 113-1 to 113-3 and the laying direction of the carbon fibers 111 is 0 in the first layer 113-1. degrees, the second layer 113-2 at 90 degrees, and the third layer 113-3 at 0 degrees.

図２（ｃ）は、図２（ｂ）に示す第１の層１１３－１～第３の層１１３－３の３層構造を有するシンチレータ基台１１０の熱膨張方向と熱膨張率の大きさを矢印で示している。この際、図２（ｃ）は、図２（ｂ）に示すＸＹＺ座標系と同様の座標系で示されているものとする。具体的に、図２（ｃ）では、矢印の向きで熱膨張方向を示し、矢印の太さで熱膨張率の大きさ（矢印が太いほど熱膨張率が大きい）を示している。より詳細に、矢印１１４は、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が最小となる方向を示し、また、矢印１１５は、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が矢印１１４よりも大きい方向（例えば、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が最大となる方向）を示している。これは、上述したように、炭素繊維１１１の敷設方向よりも、炭素繊維１１１の敷設方向に対して垂直の方向の方が、熱膨張率が大きいためである。 FIG. 2(c) shows the direction of thermal expansion and the magnitude of the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 having the three-layer structure of the first layer 113-1 to the third layer 113-3 shown in FIG. 2(b). are indicated by arrows. At this time, it is assumed that FIG. 2(c) is shown in a coordinate system similar to the XYZ coordinate system shown in FIG. 2(b). Specifically, in FIG. 2C, the direction of the arrow indicates the direction of thermal expansion, and the thickness of the arrow indicates the coefficient of thermal expansion (the thicker the arrow, the larger the coefficient of thermal expansion). More specifically, the arrow 114 indicates the direction in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 is the smallest, and the arrow 115 indicates the direction in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 is larger than that of the arrow 114 (for example, the direction of the scintillator base 110). The direction in which the coefficient of thermal expansion of the base 110 is maximized). This is because, as described above, the coefficient of thermal expansion is greater in the direction perpendicular to the laying direction of the carbon fibers 111 than in the laying direction of the carbon fibers 111 .

図２に示す一般的な技術に係る放射線撮像装置では、図２（ａ）及び図２（ｃ）に示すように、センサチップ３１０の長辺３１０Ａの方向（Ｙ方向）と、矢印１１４で示すシンチレータ基台１１０の熱膨張率が最小となる方向（Ｘ方向）とは、垂直となっている。 2A and 2C, the direction (Y direction) of the long side 310A of the sensor chip 310 and the direction indicated by the arrow 114 are shown in FIGS. It is perpendicular to the direction (X direction) in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 is minimized.

図３は、一般的な技術に係る放射線撮像装置において、図２（ａ）に示すセンサパネル３００と図１（ｃ）に示すシンチレータ基台１１０を含むシンチレータパネル１００とを粘着材２００を介して貼り合わせた際の一例を示す図である。 FIG. 3 shows a radiation imaging apparatus according to a general technique in which a sensor panel 300 shown in FIG. 2A and a scintillator panel 100 including a scintillator base 110 shown in FIG. It is a figure which shows an example at the time of bonding together.

具体的に、図３（ａ）は、図２（ａ）に示すセンサパネル３００に対して＋Ｚ方向からシンチレータパネル１００を貼り合わせた際の一例を示す図である。この図３（ａ）には、図１及び図２に示すＸＹＺ座標系に対応するＸＹＺ座標系を図示している。 Specifically, FIG. 3(a) is a diagram showing an example when the scintillator panel 100 is attached to the sensor panel 300 shown in FIG. 2(a) from the +Z direction. FIG. 3A shows an XYZ coordinate system corresponding to the XYZ coordinate system shown in FIGS.

図３（ｂ）は、一般的な技術に係る放射線撮像装置において、図３（ａ）に示すＡ－Ａ'断面における内部構成の一例を示す図である。この図３（ｂ）には、図３（ａ）に示すＸＹＺ座標系に対応するＸＹＺ座標系を図示している。また、図３（ｂ）では、一般的な技術に係る放射線撮像装置に対して、＋Ｚ方向から放射線Ｒが入射する例が示されている。 FIG. 3(b) is a diagram showing an example of the internal configuration of a radiation imaging apparatus according to a general technique, taken along line AA' shown in FIG. 3(a). FIG. 3(b) shows an XYZ coordinate system corresponding to the XYZ coordinate system shown in FIG. 3(a). Also, FIG. 3B shows an example in which radiation R is incident from the +Z direction on a radiation imaging apparatus according to a general technique.

図３（ｂ）に示すように、シンチレータパネル１００は、放射線Ｒの入射方向から順に、反射層１２１、シンチレータ基台１１０、反射層１２２、及び、入射した放射線Ｒを可視光に変換するシンチレータ層１３０が配置されて構成されている。また、図３（ｂ）に示すように、シンチレータパネル１００と粘着材２００を介して貼り合わせられるセンサパネル３００は、放射線Ｒの入射方向から順に、複数のセンサチップ３１０、チップ固定材３２０、及び、センサ基台３３０が配置されて構成されている。ここで、それぞれのセンサチップ３１０は、シンチレータ層１３０で発生した可視光を放射線画像に係る電気信号に変換するセンサである。 As shown in FIG. 3B, the scintillator panel 100 includes, in order from the incident direction of the radiation R, a reflective layer 121, a scintillator base 110, a reflective layer 122, and a scintillator layer that converts the incident radiation R into visible light. 130 are arranged. Further, as shown in FIG. 3B, the sensor panel 300, which is attached to the scintillator panel 100 via the adhesive material 200, includes, in order from the incident direction of the radiation R, a plurality of sensor chips 310, a chip fixing material 320, and a sensor chip 310. , a sensor base 330 is arranged. Here, each sensor chip 310 is a sensor that converts visible light generated in the scintillator layer 130 into an electrical signal representing a radiographic image.

また、図３（ｂ）において、矢印１１６は、シンチレータ基台１１０の熱膨張方向と熱膨張率の大きさを示し、矢印３３１は、センサ基台３３０の熱膨張方向と熱膨張率の大きさを示している。この際、矢印１１６及び矢印３３１において、矢印の向きで熱膨張方向を示し、矢印の太さで熱膨張率の大きさ（矢印が太いほど熱膨張率が大きい）を示している。図３（ｂ）において矢印１１６で示すシンチレータ基台１１０の熱膨張率の大きさは、例えば、図２（ｃ）において矢印１１４で示すシンチレータ基台１１０の熱膨張率の大きさに相当する。この図３（ｂ）からわかるように、矢印１１６で示す異方性の熱膨張率特性を有するシンチレータ基台１１０の熱膨張率の大きさと、矢印３３１で示す等方性の熱膨張率特性を有するセンサ基台３３０の熱膨張率の大きさとは、大きく異なる。このため、粘着材２００を介してセンサパネル３００とシンチレータパネル１００とを貼り合わせた時の加熱等により、放射線撮像装置の内部には残留応力が発生する。特に、図３（ｂ）で示すような両者の熱膨張率差が大きい方向、即ちシンチレータ基台１１０の熱膨張率が最小となる方向（Ｘ方向）で、残留応力が発生しやすい。このような残留応力により、上述したように、複数のセンサチップ３１０におけるセンサチップ同士の境界で時間とともにアーチファクトが生じうる。 In FIG. 3B, arrows 116 indicate the thermal expansion direction and thermal expansion coefficient of the scintillator base 110, and arrows 331 indicate the thermal expansion direction and thermal expansion coefficient of the sensor base 330. is shown. At this time, in arrows 116 and 331, the direction of the arrow indicates the direction of thermal expansion, and the thickness of the arrow indicates the coefficient of thermal expansion (the thicker the arrow, the larger the coefficient of thermal expansion). The magnitude of the thermal expansion coefficient of the scintillator base 110 indicated by arrow 116 in FIG. 3(b) corresponds to, for example, the magnitude of the thermal expansion coefficient of scintillator base 110 indicated by arrow 114 in FIG. 2(c). As can be seen from FIG. 3B, the magnitude of the thermal expansion coefficient of the scintillator base 110 having the anisotropic thermal expansion coefficient characteristic indicated by arrow 116 and the isotropic thermal expansion coefficient characteristic indicated by arrow 331 are It differs greatly from the magnitude of the thermal expansion coefficient of the sensor base 330 . Therefore, residual stress is generated inside the radiation imaging apparatus due to heating or the like when the sensor panel 300 and the scintillator panel 100 are bonded together via the adhesive material 200 . Residual stress is particularly likely to occur in the direction (X direction) where the thermal expansion coefficient of the scintillator base 110 is minimized, as shown in FIG. 3B. Such residual stress can cause artifacts over time at the boundaries between sensor chips in the plurality of sensor chips 310, as described above.

そこで、本願の発明者は、複数のセンサチップ３１０におけるセンサチップ同士の境界で生じうるアーチファクトを低減するために、以下に記載する本発明の各実施形態を想到した。 Accordingly, the inventors of the present application have conceived of the following embodiments of the present invention in order to reduce artifacts that may occur at the boundaries between the sensor chips 310 of the plurality of sensor chips.

（第１の実施形態）
まず、本発明の第１の実施形態について説明する。 (First embodiment)
First, a first embodiment of the present invention will be described.

図４は、本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置１０の概略構成の一例を示す図である。 FIG. 4 is a diagram showing an example of a schematic configuration of the radiation imaging apparatus 10 according to the first embodiment of the present invention.

具体的に、図４（ａ）は、第１の実施形態に係る放射線撮像装置１０において、図３（ａ）に示すＡ－Ａ'断面における内部構成の一例を示す図である。この図４（ａ）には、図３に示すＸＹＺ座標系に対応するＸＹＺ座標系を図示している。また、図４（ａ）では、第１の実施形態に係る放射線撮像装置１０に対して、＋Ｚ方向から放射線Ｒ（被写体を透過した放射線Ｒを含む）が入射する例が示されている。第１の実施形態に係る放射線撮像装置１０は、図３（ａ）に示す構成を有しているとともに、図４（ａ）に示すように、センサパネル３００とシンチレータパネル１００とを粘着材２００を介して貼り合わせた構成を有している。 Specifically, FIG. 4(a) is a diagram showing an example of the internal configuration of the radiation imaging apparatus 10 according to the first embodiment, taken along line AA' shown in FIG. 3(a). FIG. 4A shows an XYZ coordinate system corresponding to the XYZ coordinate system shown in FIG. FIG. 4A shows an example in which radiation R (including radiation R transmitted through a subject) is incident on the radiation imaging apparatus 10 according to the first embodiment from the +Z direction. The radiation imaging apparatus 10 according to the first embodiment has the configuration shown in FIG. 3A, and as shown in FIG. It has a configuration in which it is pasted together via.

シンチレータパネル１００は、図４（ａ）に示すように、放射線Ｒの入射方向から順に、反射層１２１、シンチレータ基台１１０、反射層１２２、及び、シンチレータ層１３０が配置されて構成されている。 As shown in FIG. 4A, the scintillator panel 100 is constructed by arranging a reflective layer 121, a scintillator base 110, a reflective layer 122, and a scintillator layer 130 in order from the incident direction of the radiation R. As shown in FIG.

シンチレータ層１３０は、入射した放射線Ｒを可視光に変換する材料で構成されている蛍光体層である。本実施形態においては、シンチレータ層１３０は、ＣｓＩ：Ｔｌの材料を用いて構成されているものとする。なお、本発明においては、このＣｓＩ：Ｔｌの材料を用いて構成されているシンチレータ層１３０に限定されるものではない。例えば、テルビウム（Ｔｂ）が微量添加された酸硫化ガドリニウム（Ｇｄ₂Ｏ₂Ｓ：Ｔｂ）や、ＣｓＩ：Ｔｌ、ＣｓＩ：Ｎａ、ＣｓＢｒ：Ｔｌ、ＮａＩ：Ｔｌ、ＬｉＩ：Ｅｕ、ＫＩ：Ｔｌ等の蒸着などによって形成されるシンチレータ層１３０であってもよい。特に鮮鋭度の観点からは、柱状蛍光体であるＣｓＩ：Ｔｌ、ＣｓＩ：Ｎａ、ＣｓＢｒ：Ｔｌ、ＮａＩ：Ｔｌ、ＬｉＩ：Ｅｕ、ＫＩ：Ｔｌ等によって形成されるシンチレータ層１３０が好ましい。 The scintillator layer 130 is a phosphor layer made of a material that converts incident radiation R into visible light. In this embodiment, the scintillator layer 130 is assumed to be constructed using a material of CsI:Tl. In the present invention, the scintillator layer 130 is not limited to the CsI:Tl material. For example, gadolinium oxysulfide ₍ _Gd2O2S :Tb) to which a small amount of terbium (Tb) is added, CsI:Tl, CsI:Na, CsBr:Tl, NaI:Tl, LiI:Eu, KI:Tl, etc. It may be a scintillator layer 130 formed by vapor deposition or the like. Particularly from the viewpoint of sharpness, the scintillator layer 130 formed of columnar phosphors such as CsI:Tl, CsI:Na, CsBr:Tl, NaI:Tl, LiI:Eu, and KI:Tl is preferable.

反射層１２１及び１２２は、シンチレータ層１３０で発せられた可視光を反射し、センサチップ３１０における検出感度を上げるために設けられている。図４（ａ）に示す例では、反射層１２１及び１２２として反射性を有する金属層をシンチレータ基台１１０に貼り合わせて形成しているが、その他の形成方法でも反射層１２１及び１２２を形成することができる。例えば、ＴｉＯ₂等の反射性微粒子を混ぜ込んだペーストを塗布することによって反射層１２１及び１２２を形成する場合や、アルミ等の金属を蒸着することによって反射層１２１及び１２２を形成することが可能である。また、図４（ａ）には図示していないが、反射層１２２とシンチレータ層１３０との間には、腐食を防ぐためにパラキシレン等の有機層を設けている。 The reflective layers 121 and 122 are provided to reflect visible light emitted from the scintillator layer 130 and increase the detection sensitivity of the sensor chip 310 . In the example shown in FIG. 4A, the reflective layers 121 and 122 are formed by bonding a reflective metal layer to the scintillator base 110, but the reflective layers 121 and 122 can also be formed by other forming methods. be able to. For example, it is possible to form the reflective layers 121 and 122 by applying a paste mixed with reflective fine particles such as TiO ₂ or to form the reflective layers 121 and 122 by vapor-depositing a metal such as aluminum. is. Although not shown in FIG. 4A, an organic layer such as paraxylene is provided between the reflective layer 122 and the scintillator layer 130 to prevent corrosion.

シンチレータ基台１１０は、シンチレータ層１３０を形成する際の土台となり、シンチレータ層１３０を支持する基台であって、異方性の熱膨張率特性を有する炭素繊維強化プラスチック（ＣＦＲＰ）で形成された基台である。図４（ｂ）は、図４（ａ）に示すシンチレータ基台１１０の各層１１３－１～１１３－３の模式図である。この図４（ｂ）には、図４（ａ）に示すＸＹＺ座標系に対応するＸＹＺ座標系を図示している。シンチレータ基台１１０は、図４（ｂ）に示すように、センサパネル３００の側から順に、第１の層１１３－１、第２の層１１３－２及び第３の層１１３－３の３層が積層されて構成されている。また、図４（ｂ）では、各層１１３－１～１１３－３における炭素繊維１１１の敷設方向を図示している。具体的に、図４（ｂ）では、各層１１３－１～１１３－３における下辺（Ｘ方向に平行な辺）と炭素繊維１１１の敷設方向とのなす角度θが、第１の層１１３－１が４５°となっている。また、第２の層１１３－２が１３５°、第３の層１１３－３が４５°となっていることを、図４（ｂ）では図示している。なお、図４（ｂ）に示す例では、第１の層１１３－１及び第３の層１１３－３における角度θを４５°としたが、センサチップ３１０の並べ方に応じて角度θを変更してもよい。 The scintillator base 110 serves as a base for forming the scintillator layer 130 and supports the scintillator layer 130. The scintillator base 110 is made of carbon fiber reinforced plastic (CFRP) having anisotropic thermal expansion characteristics. It is the base. FIG. 4(b) is a schematic diagram of each layer 113-1 to 113-3 of the scintillator base 110 shown in FIG. 4(a). FIG. 4(b) shows an XYZ coordinate system corresponding to the XYZ coordinate system shown in FIG. 4(a). As shown in FIG. 4B, the scintillator base 110 has three layers, a first layer 113-1, a second layer 113-2 and a third layer 113-3, in order from the sensor panel 300 side. are laminated. In addition, FIG. 4B shows the laying direction of the carbon fibers 111 in each of the layers 113-1 to 113-3. Specifically, in FIG. 4B, the angle θ formed by the lower side (the side parallel to the X direction) of each of the layers 113-1 to 113-3 and the laying direction of the carbon fibers 111 is the first layer 113-1. is 45°. Also, FIG. 4B shows that the second layer 113-2 is 135° and the third layer 113-3 is 45°. In the example shown in FIG. 4B, the angle θ between the first layer 113-1 and the third layer 113-3 is 45°, but the angle θ can be changed depending on how the sensor chips 310 are arranged. may

センサパネル３００は、図４（ａ）に示すように、放射線Ｒの入射方向から順に、複数のセンサチップ３１０、チップ固定材３２０、及び、センサ基台３３０が配置されて構成されている。 As shown in FIG. 4A, the sensor panel 300 is constructed by arranging a plurality of sensor chips 310, a chip fixing member 320, and a sensor base 330 in order from the incident direction of the radiation R. As shown in FIG.

センサチップ３１０は、シンチレータ層１３０で発せられた可視光を放射線画像に係る電気信号に変換するためのセンサである。このセンサチップ３１０に適用可能なセンサとしては、結晶シリコンタイプではＣＭＯＳセンサが挙げられ、非結晶シリコンタイプではＰＩＮセンサやＭＩＳセンサ等が挙げられる。本実施形態では、複数のセンサチップ３１０をＸ方向及びＹ方向に等間隔に並べたセンサパネル３００を想定している（センサチップ３１０を並べる工程はタイリングと呼ばれる）。このような構成は、特に、センサチップ３１０として結晶シリコンタイプのセンサを用いた場合に使用される。この際、結晶シリコンタイプのセンサは、ウェハサイズによってセンサチップ３１０の大きさが制限されているため、タイリングにより大面積化を行う。 The sensor chip 310 is a sensor for converting visible light emitted from the scintillator layer 130 into an electrical signal representing a radiographic image. Sensors applicable to this sensor chip 310 include a CMOS sensor for crystalline silicon type, and a PIN sensor, MIS sensor, etc. for amorphous silicon type. This embodiment assumes a sensor panel 300 in which a plurality of sensor chips 310 are arranged at equal intervals in the X and Y directions (the process of arranging the sensor chips 310 is called tiling). Such a configuration is particularly used when using a crystalline silicon type sensor as the sensor chip 310 . At this time, since the size of the sensor chip 310 of the crystalline silicon type sensor is limited by the wafer size, the area is increased by tiling.

チップ固定材３２０は、複数のセンサチップ３１０とセンサ基台３３０とを結合するための粘着材である。本実施形態では、チップ固定材３２０の材料として、アクリル系の１層構成の粘着材を想定しているが、この材料に限定されるものではなく、例えば、シリコン系やウレタン系等も使用することができる。また、チップ固定材３２０は、上述した１層構成に限定されるものではなく、例えば粘着材と粘着材との間にクッション材となる材料を挟んだ３層構成としてもよい。チップ固定材３２０をこのような構成とすることで、シンチレータパネル１００とセンサパネル３００を貼り合わせる際に、クッション性により段差が吸収できるため、気泡が発生しにくい。また、上述したクッション材の材料としては、例えばポリオレフィン系の材料を用いることができる。 The chip fixing material 320 is an adhesive material for bonding the sensor chips 310 and the sensor base 330 together. In this embodiment, the material of the chip fixing material 320 is assumed to be an acrylic one-layer adhesive material, but the material is not limited to this material, and for example, silicon or urethane may also be used. be able to. Also, the chip fixing material 320 is not limited to the one-layer structure described above, and may have, for example, a three-layer structure in which a cushioning material is sandwiched between adhesive materials. By configuring the chip fixing member 320 in such a manner, when the scintillator panel 100 and the sensor panel 300 are attached to each other, the step can be absorbed by the cushioning property, so air bubbles are less likely to occur. Further, as the material of the above-described cushion material, for example, a polyolefin-based material can be used.

センサ基台３３０は、複数のセンサチップ３１０を並べるときの土台となり、複数のセンサチップ３１０を支持する基台であって、等方性の熱膨張率特性を有する基台である。このセンサ基台３３０は、その上方に、それぞれのセンサチップ３１０を数μｍ～数十μｍの等間隔で並べるため、高い平面度が求められる。本実施形態では、センサ基台３３０は、安価で平面度が高い青板ガラスで構成されているものとするが、これに限定されるものではなく、例えばアルミ等の金属を用いて構成するようにしてもよい。 The sensor base 330 serves as a base for arranging the plurality of sensor chips 310, supports the plurality of sensor chips 310, and has an isotropic coefficient of thermal expansion. Since the sensor chips 310 are arranged above the sensor base 330 at regular intervals of several micrometers to several tens of micrometers, high flatness is required. In this embodiment, the sensor base 330 is made of soda lime glass, which is inexpensive and has high flatness. may

粘着材２００は、シンチレータパネル１００とセンサパネル３００とを結合させるための材料で形成されている。この粘着材２００の厚みが厚すぎると、シンチレータ層１３０から発せられた可視光が拡散してしまい、鮮鋭度が低下してしまう。また、この粘着材２００の厚みが薄すぎると、シンチレータ層１３０の表面のスプラッシュ等の凸部を吸収できずに、気泡となるばかりかセンサチップ３１０の表面を傷つけてしまう。これらの事情を鑑みて、粘着材２００の厚みとしては、１０μｍ～１００μｍ程度が好適である。また、粘着材２００の材料は、透明度が高い方が好ましい。その理由としては、シンチレータ層１３０から発せられた可視光をできるだけ透過し、センサチップ３１０で補足される光量を減らさないためである。このような条件を満たす粘着材２００の材料としては、例えば、アクリル系材料を用いたＯＣＡ（ＯｐｔｉｃａｌＣｌｅａｒＡｄｈｅｓｉｖｅ）や、オレフィン系のホットメルト等が挙げられる。本実施形態においては、粘着材２００の材料は、オレフィン系のホットメルトを使用するものとする。 The adhesive material 200 is made of a material for bonding the scintillator panel 100 and the sensor panel 300 together. If the thickness of this adhesive material 200 is too thick, the visible light emitted from the scintillator layer 130 will diffuse, resulting in a decrease in sharpness. Also, if the thickness of the adhesive material 200 is too thin, it will not be able to absorb projections such as splashes on the surface of the scintillator layer 130 , resulting in air bubbles and damage to the surface of the sensor chip 310 . In view of these circumstances, the thickness of the adhesive material 200 is preferably about 10 μm to 100 μm. Moreover, it is preferable that the material of the adhesive material 200 has high transparency. The reason is that the visible light emitted from the scintillator layer 130 is transmitted as much as possible and the amount of light captured by the sensor chip 310 is not reduced. Materials of the adhesive material 200 satisfying such conditions include, for example, OCA (Optical Clear Adhesive) using an acrylic material, olefin hot melt, and the like. In this embodiment, the adhesive material 200 is made of olefin hot melt.

図５は、本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置１０において、センサパネル３００の概略構成の一例と、図４に示すシンチレータ基台１１０の各層１１３－１～１１３－３の一例を示す図である。 FIG. 5 shows an example of the schematic configuration of the sensor panel 300 and an example of the layers 113-1 to 113-3 of the scintillator base 110 shown in FIG. 4 in the radiation imaging apparatus 10 according to the first embodiment of the present invention. FIG. 4 is a diagram showing;

具体的に、図５（ａ）に示すセンサパネル３００は、複数のセンサチップ３１０をチップ固定材３２０を介してセンサ基台３３０に配置した様子を示している。ここで、複数のセンサチップ３１０におけるセンサチップ間（センサチップ同士の境界）には、若干の隙間が生じている。また、図５（ａ）には、図４に示すＸＹＺ座標系に対応するＸＹＺ座標系を図示している。 Specifically, a sensor panel 300 shown in FIG. 5A shows a state in which a plurality of sensor chips 310 are arranged on a sensor base 330 with chip fixing members 320 interposed therebetween. Here, a slight gap is generated between sensor chips (borders between sensor chips) in the plurality of sensor chips 310 . Also, FIG. 5A shows an XYZ coordinate system corresponding to the XYZ coordinate system shown in FIG.

図５（ａ）に示すように、第１の実施形態におけるセンサパネル３００は、複数のセンサチップ３１０、チップ固定材３２０、センサ基台３３０、及び、複数のセンサチップ３１０のそれぞれに接続されたフレキシブル基板３４０を有して構成されている。また、図５（ａ）では、センサチップ３１０において、センサチップ３１０の外形を構成する長辺３１０Ａ及び短辺３１０Ｂを図示している。 As shown in FIG. 5A, the sensor panel 300 in the first embodiment is connected to a plurality of sensor chips 310, a chip fixing member 320, a sensor base 330, and a plurality of sensor chips 310. It is configured with a flexible substrate 340 . FIG. 5A also shows long sides 310A and short sides 310B that form the outer shape of the sensor chip 310 in the sensor chip 310 .

図５（ｂ）は、図４（ｂ）と同様に、第１の実施形態におけるシンチレータ基台１１０の各層１１３－１～１１３－３の模式図を示しており、この図５（ｂ）には、図４（ｂ）に示すＸＹＺ座標系に対応するＸＹＺ座標系を図示している。 FIG. 5(b), like FIG. 4(b), shows a schematic diagram of each layer 113-1 to 113-3 of the scintillator base 110 in the first embodiment. shows an XYZ coordinate system corresponding to the XYZ coordinate system shown in FIG. 4(b).

図５（ｃ）は、図５（ｂ）に示す第１の層１１３－１～第３の層１１３－３の３層構造を有するシンチレータ基台１１０の熱膨張方向と熱膨張率の大きさを矢印で示している。この際、図５（ｃ）は、図５（ｂ）に示すＸＹＺ座標系と同様の座標系で示されているものとする。具体的に、図５（ｃ）では、矢印の向きで熱膨張方向を示し、矢印の太さで熱膨張率の大きさ（矢印が太いほど熱膨張率が大きい）を示している。より詳細に、矢印１１４は、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が最小となる方向を示し、また、矢印１１５は、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が矢印１１４よりも大きい方向（例えば、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が最大となる方向）を示している。これは、上述したように、炭素繊維１１１の敷設方向よりも、炭素繊維１１１の敷設方向に対して垂直の方向の方が、熱膨張率が大きいためである。 FIG. 5(c) shows the direction of thermal expansion and the magnitude of the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 having the three-layer structure of the first layer 113-1 to the third layer 113-3 shown in FIG. 5(b). are indicated by arrows. At this time, it is assumed that FIG. 5(c) is shown in a coordinate system similar to the XYZ coordinate system shown in FIG. 5(b). Specifically, in FIG. 5C, the direction of the arrow indicates the direction of thermal expansion, and the thickness of the arrow indicates the coefficient of thermal expansion (the thicker the arrow, the larger the coefficient of thermal expansion). More specifically, the arrow 114 indicates the direction in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 is the smallest, and the arrow 115 indicates the direction in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 is larger than that of the arrow 114 (for example, the direction of the scintillator base 110). The direction in which the coefficient of thermal expansion of the base 110 is maximized). This is because, as described above, the coefficient of thermal expansion is greater in the direction perpendicular to the laying direction of the carbon fibers 111 than in the laying direction of the carbon fibers 111 .

図５（ａ）に示すセンサチップ３１０の長辺３１０Ａの方向（Ｙ方向）及び短辺３１０Ｂの方向（Ｘ方向）のいずれの方向も、図５（ｃ）において矢印１１４で示すシンチレータ基台１１０の熱膨張率が最小となる方向に対して垂直でない構成となっている。この点で、図５に示す第１の実施形態に係る放射線撮像装置１０では、上述した図２に示す比較例としての一般的な技術に係る放射線撮像装置とは異なる。このような構成とすることで、図３（ｂ）を用いて説明した、センサパネル３００とシンチレータパネル１００を貼り合わせた時に生じる残留応力を緩和することができ、その結果、センサチップ同士の境界で生じうるアーチファクトを低減することが可能となる。以下に、図６を用いて、ここで説明した残留応力の緩和のメカニズムについて説明する。 Both the direction of the long side 310A (Y direction) and the direction of the short side 310B (X direction) of the sensor chip 310 shown in FIG. It is not perpendicular to the direction in which the coefficient of thermal expansion of is the minimum. In this respect, the radiation imaging apparatus 10 according to the first embodiment shown in FIG. 5 is different from the radiation imaging apparatus according to the general technology as the comparative example shown in FIG. 2 described above. With such a configuration, the residual stress generated when the sensor panel 300 and the scintillator panel 100 are bonded together as described with reference to FIG. It is possible to reduce artifacts that may occur in The mechanism of relaxation of the residual stress described here will be described below with reference to FIG.

図６は、本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置１０において、残留応力の緩和のメカニズムを説明するための図である。 FIG. 6 is a diagram for explaining the mechanism of residual stress relaxation in the radiation imaging apparatus 10 according to the first embodiment of the present invention.

図６（ａ）は、図５（ａ）に示す１つのセンサチップ３１０と１つのフレキシブル基板３４０を示す図である。図６（ａ）には、図５（ａ）に示すＸＹＺ座標系に対応するＸＹＺ座標系を図示している。また、図６（ａ）では、１つのセンサチップ３１０において、このセンサチップ３１０の外形を構成する長辺３１０Ａ及び短辺３１０Ｂを図示している。 FIG. 6(a) is a diagram showing one sensor chip 310 and one flexible substrate 340 shown in FIG. 5(a). FIG. 6(a) shows an XYZ coordinate system corresponding to the XYZ coordinate system shown in FIG. 5(a). FIG. 6A also shows long sides 310A and short sides 310B that form the outer shape of one sensor chip 310 .

図６（ｂ）は、図３（ｂ）を用いて説明した熱膨張率差によって生じる残留応力Ｆの一例を示す図である。この残留応力Ｆは、矢印１１４で示すシンチレータ基台１１０の熱膨張率が最小となる方向と平行である。このため、本実施形態の場合、図５（ｃ）及び図６（ｂ）から、センサチップ３１０の短辺３１０Ｂの方向（Ｘ方向）に対して反時計回りに４５°回転した方向となる（上述した角度θ＝４５°となる）。また、図６（ｂ）では、この残留応力Ｆを、センサチップ３１０の長辺３１０Ａの方向成分Ｆ_310Aと、センサチップ３１０の短辺３１０Ｂの方向成分Ｆ_310Bと、に分離した様子も図示している。 FIG. 6(b) is a diagram showing an example of the residual stress F caused by the thermal expansion coefficient difference described with reference to FIG. 3(b). This residual stress F is parallel to the direction indicated by arrow 114 in which the coefficient of thermal expansion of scintillator base 110 is minimized. For this reason, in the case of the present embodiment, from FIGS. The above angle θ=45°). FIG. 6B also shows how the residual stress F is separated into a directional component F _310A along the long side 310A of the sensor chip 310 and a directional component F _310B along the short side 310B of the sensor chip 310. ing.

一方、図２に示す比較例としての一般的な技術に係る放射線撮像装置では、残留応力Ｆは、図２（ｃ）において矢印１１４で示す方向と平行であることから、センサチップ３１０の長辺３１０Ａの方向（Ｙ方向）に対して垂直となる。このため、図２に示す比較例としての一般的な技術に係る放射線撮像装置の場合、残留応力Ｆは、センサチップ３１０の長辺３１０Ａの方向成分Ｆ_310A＝０、センサチップ３１０の短辺３１０Ｂの方向成分Ｆ_310B＝Ｆのように分離される。即ち、図２に示す比較例としての一般的な技術に係る放射線撮像装置の場合、センサチップ３１０は、短辺３１０Ｂの方向に、残留応力Ｆに起因する強い引張や圧縮を受けることになる。その結果、センサチップ３１０に接触して設けられている粘着材２００の厚みは薄いため、粘着材２００が破損するおそれがある。特に、複数のセンサチップ３１０において若干の隙間が生じているセンサチップ間（センサチップ同士の境界）の部分の粘着材２００が破損するおそれがある。そして、粘着材２００が破損することによってアーチファクトが生じることになる。 On the other hand, in the radiation imaging apparatus according to the general technology as the comparative example shown in FIG. 2, the residual stress F is parallel to the direction indicated by the arrow 114 in FIG. It is perpendicular to the direction of 310A (Y direction). Therefore, in the case of the radiation _imaging apparatus according to general technology as a comparative example shown in FIG. is separated as directional component F _310B =F. 2, the sensor chip 310 is subjected to strong tension and compression due to the residual stress F in the direction of the short side 310B. As a result, since the adhesive material 200 provided in contact with the sensor chip 310 is thin, the adhesive material 200 may be damaged. In particular, there is a risk that the adhesive material 200 at the portion between the sensor chips (boundary between the sensor chips) where there is a slight gap between the plurality of sensor chips 310 may be damaged. Artifacts are generated when the adhesive material 200 is damaged.

これに対して、第１の実施形態に係る放射線撮像装置１０では、図６に示すように、センサチップ３１０の各辺（長辺３１０Ａ及び短辺３１０Ｂ）と残留応力Ｆの方向とが、垂直ではないため、残留応力Ｆを長辺３１０Ａの方向と短辺３１０Ｂの方向に分散できる。このため、本実施形態では、比較例としての一般的な技術に係る放射線撮像装置において生じていた粘着材２００の破損が起き難く、アーチファクトの発生を低減することができる。 On the other hand, in the radiation imaging apparatus 10 according to the first embodiment, as shown in FIG. 6, each side (long side 310A and short side 310B) of the sensor chip 310 is perpendicular to the direction of the residual stress F. , the residual stress F can be dispersed in the direction of the long side 310A and the direction of the short side 310B. For this reason, in the present embodiment, damage to the adhesive material 200 that occurs in a radiographic imaging apparatus according to a general technique as a comparative example is less likely to occur, and the occurrence of artifacts can be reduced.

以下に、複数のセンサチップ３１０におけるセンサチップ同士の境界で生じうるアーチファクトを低減するために、本願の発明者が考えた好適な条件について説明する。 Preferred conditions considered by the inventors of the present application for reducing artifacts that may occur at the boundaries between the sensor chips 310 will be described below.

図７は、本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置１０において、複数のセンサチップ３１０におけるセンサチップ同士の境界で生じうるアーチファクトを低減させる条件を説明するための図である。図７（ａ）及び図７（ｂ）には、図５及び図６に示すＸＹＺ座標系に対応するＸＹＺ座標系を図示している。 FIG. 7 is a diagram for explaining conditions for reducing artifacts that may occur at boundaries between sensor chips in the plurality of sensor chips 310 in the radiation imaging apparatus 10 according to the first embodiment of the present invention. 7A and 7B show an XYZ coordinate system corresponding to the XYZ coordinate system shown in FIGS. 5 and 6. FIG.

具体的に、図７（ａ）は、隣接するセンサチップ３１０の長辺３１０Ａ同士の境界で生じうるアーチファクト、即ち縦方向であるＹ方向に生じうるアーチファクトを低減させる条件を説明するための図である。 Specifically, FIG. 7A is a diagram for explaining conditions for reducing artifacts that may occur at the boundary between the long sides 310A of adjacent sensor chips 310, that is, artifacts that may occur in the Y direction, which is the vertical direction. be.

図７（ａ）に示すように、センサチップ３１０の短辺３１０Ｂの長さをｌ₁とし、複数のセンサチップ３１０におけるセンサチップ間の距離をｄとする。そして、センサチップ３１０の長辺３１０Ａの方向（Ｙ方向）と矢印１１４で示すシンチレータ基台１１０の熱膨張率が最小となる方向とがなす角度をθ₁とする。この場合、角度θ₁は、例えば図６（ｂ）の角度θとの関係では、θ₁＝９０°－θで表される角度である。そして、隣接するセンサチップ３１０の長辺３１０Ａ同士の境界で生じうるアーチファクト（縦方向であるＹ方向に生じうるアーチファクト）を低減させる条件としては、以下の（１）式を満たすことが好適である。
θ₁＜９０°－ａｒｃｔａｎ（ｄ／ｌ₁）・・・（１）
なお、（１）式の「ａｒｃｔａｎ（ｄ／ｌ₁）」を「θ_c1」とすると、θ_c1は、図７（ａ）に示す角度に相当する。 As shown in FIG. 7A, the length of the short _side 310B of the sensor chip 310 is l1, and the distance between the sensor chips 310 is d. The angle formed by the direction of the long side 310A of the sensor chip 310 (the Y direction) and the direction indicated by the arrow 114 in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 is minimized is defined as θ ₁ . In this case, the angle θ ₁ is an angle represented by θ ₁ =90°-θ in relation to the angle θ in FIG. 6B, for example. As a condition for reducing artifacts that may occur at the boundary between the long sides 310A of the adjacent sensor chips 310 (artifacts that may occur in the Y direction, which is the vertical direction), it is preferable to satisfy the following expression (1). .
θ ₁ <90°-arctan (d/l ₁ ) (1)
If "arctan(d/l ₁ )" in equation (1) is set to "θ _c1 ", then θ _c1 corresponds to the angle shown in FIG. 7(a).

また、図７（ｂ）は、隣接するセンサチップ３１０の短辺３１０Ｂ同士の境界で生じうるアーチファクト、即ち横方向であるＸ方向に生じうるアーチファクトを低減させる条件を説明するための図である。 FIG. 7B is a diagram for explaining conditions for reducing artifacts that may occur at the boundary between the short sides 310B of adjacent sensor chips 310, that is, artifacts that may occur in the horizontal X direction.

図７（ｂ）に示すように、センサチップ３１０の長辺３１０Ａの長さをｌ₂とし、複数のセンサチップ３１０におけるセンサチップ間の距離をｄとする。そして、センサチップ３１０の短辺３１０Ｂの方向（Ｘ方向）と矢印１１４で示すシンチレータ基台１１０の熱膨張率が最小となる方向とがなす角度をθ₂とする。この場合、角度θ₂は、例えば図６（ｂ）の角度θとの関係では、θ₂＝θで表される角度である。そして、隣接するセンサチップ３１０の短辺３１０Ｂ同士の境界で生じうるアーチファクト（横方向であるＸ方向に生じうるアーチファクト）を低減させる条件としては、以下の（２）式を満たすことが好適である。
θ₂＜９０°－ａｒｃｔａｎ（ｄ／ｌ₂）・・・（２）
なお、（２）式の「ａｒｃｔａｎ（ｄ／ｌ₂）」を「θ_c2」とすると、θ_c2は、図７（ｂ）に示す角度に相当する。 As shown in FIG. 7B, the length of the long side 310A of the sensor chip 310 is l ₂ and the distance between the sensor chips 310 is d. The angle formed by the direction (X direction) of the short side 310B of the sensor chip 310 and the direction indicated by the arrow 114 in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 is minimized is defined as θ ₂ . In this case, the angle θ ₂ is an angle represented by θ ₂ =θ in relation to the angle θ in FIG. 6B, for example. As a condition for reducing artifacts that may occur at the boundary between the short sides 310B of adjacent sensor chips 310 (artifacts that may occur in the X direction, which is the horizontal direction), it is preferable to satisfy the following expression (2). .
θ ₂ <90°-arctan (d/l ₂ ) (2)
If "arctan(d/l ₂ )" in equation (2) is set to "θ _c2 ", then θ _c2 corresponds to the angle shown in FIG. 7(b).

以上説明したように、第１の実施形態に係る放射線撮像装置１０では、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が最小となる方向（図５（ｃ）の矢印１１４）と、センサチップ３１０の外形を構成する辺（３１０Ａ及び３１０Ｂ）とが、垂直ではない構成としている。
かかる構成によれば、異方性の熱膨張率特性を有するシンチレータ基台１１０を用いるとともに、複数のセンサチップ３１０をセンサ基台３３０に配置する場合においても、アーチファクトを低減することができる。 As described above, in the radiation imaging apparatus 10 according to the first embodiment, the direction in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 is minimized (arrow 114 in FIG. 5C) and the outer shape of the sensor chip 310 The constituent sides (310A and 310B) are not perpendicular to each other.
According to such a configuration, artifacts can be reduced even when the scintillator base 110 having anisotropic thermal expansion coefficient characteristics is used and a plurality of sensor chips 310 are arranged on the sensor base 330 .

なお、シンチレータ基台１１０とセンサ基台３３０の熱膨張を合わせこみ、且つ熱膨張率を小さくすることで、上述したアーチファクトを低減させることも考えられる。しかしながら、この場合には、シンチレータ基台１１０を構成する層の積層数を増やし、センサ基台３３０を低熱膨張率の部材に変更する必要があり、放射線撮像装置のコストアップとなってしまう。この点、第１の実施形態に係る放射線撮像装置１０では、上述した構成を採用しているため、放射線撮像装置のコストアップを回避することもできる。 It is also conceivable to reduce the artifact described above by matching the thermal expansion of the scintillator base 110 and the sensor base 330 and reducing the coefficient of thermal expansion. However, in this case, it is necessary to increase the number of layers forming the scintillator base 110 and change the sensor base 330 to a member with a low thermal expansion coefficient, which increases the cost of the radiation imaging apparatus. In this regard, since the radiation imaging apparatus 10 according to the first embodiment employs the configuration described above, it is possible to avoid an increase in cost of the radiation imaging apparatus.

（第２の実施形態）
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。なお、以下に記載する第２の実施形態の説明では、上述した第１の実施形態と共通する事項については説明を省略し、上述した第１の実施形態と異なる事項について説明を行う。 (Second embodiment)
Next, a second embodiment of the invention will be described. In the following description of the second embodiment, the description of matters common to the first embodiment is omitted, and the matters different from the first embodiment are described.

第２の実施形態に係る放射線撮像装置の概略構成は、図４（ａ）に示す第１の実施形態に係る放射線撮像装置１０の概略構成と同様である。 The schematic configuration of the radiation imaging apparatus according to the second embodiment is similar to the schematic configuration of the radiation imaging apparatus 10 according to the first embodiment shown in FIG. 4(a).

図８は、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像装置１０において、センサパネル３００の概略構成の一例と、図４（ａ）に示すシンチレータ基台１１０の各層１１３－１～１１３－３の一例を示す図である。 FIG. 8 shows an example of the schematic configuration of the sensor panel 300 and layers 113-1 to 113-3 of the scintillator base 110 shown in FIG. It is a figure which shows an example.

具体的に、図８（ａ）に示すセンサパネル３００は、図５（ａ）に示すセンサパネル３００と同様に、複数のセンサチップ３１０をチップ固定材３２０を介してセンサ基台３３０に配置した様子を示している。また、図８（ａ）には、図４（ａ）及び図５（ａ）に示すＸＹＺ座標系に対応するＸＹＺ座標系を図示している。 Specifically, in the sensor panel 300 shown in FIG. 8(a), a plurality of sensor chips 310 are arranged on a sensor base 330 via chip fixing members 320, like the sensor panel 300 shown in FIG. 5(a). showing the situation. Also, FIG. 8(a) shows an XYZ coordinate system corresponding to the XYZ coordinate system shown in FIGS. 4(a) and 5(a).

図８（ｂ）は、第２の実施形態におけるシンチレータ基台１１０の各層１１３－１～１１３－３の模式図を示しており、この図８（ｂ）には、図５（ｂ）に示すＸＹＺ座標系に対応するＸＹＺ座標系を図示している。第２の実施形態におけるシンチレータ基台１１０は、センサパネル３００の側から順に、第１の層１１３－１、第２の層１１３－２及び第３の層１１３－３の３層が積層されて構成されている。また、図８（ｂ）では、各層１１３－１～１１３－３における炭素繊維１１１の敷設方向を図示している。具体的に、図８（ｂ）では、各層１１３－１～１１３－３における下辺（Ｘ方向に平行な辺）と炭素繊維１１１の敷設方向とのなす角度θが、第１の層１１３－１が５５°、第２の層１１３－２が１４５°、第３の層１１３－３が５５°であることを図示している。 FIG. 8(b) shows a schematic diagram of each layer 113-1 to 113-3 of the scintillator base 110 in the second embodiment. An XYZ coordinate system corresponding to the XYZ coordinate system is illustrated. In the scintillator base 110 in the second embodiment, three layers of a first layer 113-1, a second layer 113-2 and a third layer 113-3 are laminated in order from the sensor panel 300 side. It is configured. In addition, FIG. 8B shows the laying direction of the carbon fibers 111 in each of the layers 113-1 to 113-3. Specifically, in FIG. 8B, the angle θ formed by the lower side (the side parallel to the X direction) of each of the layers 113-1 to 113-3 and the laying direction of the carbon fibers 111 is the first layer 113-1 is 55°, the second layer 113-2 is 145°, and the third layer 113-3 is 55°.

図８（ｃ）は、図８（ｂ）に示す第１の層１１３－１～第３の層１１３－３の３層構造を有するシンチレータ基台１１０の熱膨張方向と熱膨張率の大きさを矢印で示している。この際、図８（ｃ）は、図８（ｂ）に示すＸＹＺ座標系と同様の座標系で示されているものとする。具体的に、図８（ｃ）では、矢印の向きで熱膨張方向を示し、矢印の太さで熱膨張率の大きさ（矢印が太いほど熱膨張率が大きい）を示している。より詳細に、矢印１１４は、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が最小となる方向を示し、また、矢印１１５は、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が矢印１１４よりも大きい方向（例えば、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が最大となる方向）を示している。これは、上述したように、炭素繊維１１１の敷設方向よりも、炭素繊維１１１の敷設方向に対して垂直の方向の方が、熱膨張率が大きいためである。 FIG. 8(c) shows the direction of thermal expansion and the magnitude of the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 having the three-layer structure of the first layer 113-1 to the third layer 113-3 shown in FIG. 8(b). are indicated by arrows. At this time, it is assumed that FIG. 8(c) is shown in a coordinate system similar to the XYZ coordinate system shown in FIG. 8(b). Specifically, in FIG. 8C, the direction of the arrow indicates the direction of thermal expansion, and the thickness of the arrow indicates the coefficient of thermal expansion (the thicker the arrow, the larger the coefficient of thermal expansion). More specifically, the arrow 114 indicates the direction in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 is the smallest, and the arrow 115 indicates the direction in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 is larger than that of the arrow 114 (for example, the direction of the scintillator base 110). The direction in which the coefficient of thermal expansion of the base 110 is maximized). This is because, as described above, the coefficient of thermal expansion is greater in the direction perpendicular to the laying direction of the carbon fibers 111 than in the laying direction of the carbon fibers 111 .

図８（ａ）に示すセンサパネル３００では、複数のセンサチップ３１０における各センサチップ間に形成される隙間の数が、センサチップ３１０の長辺３１０Ａ同士の間の方が多い（図８（ａ）では、長辺３１０Ａ同士の間：６，短辺３１０Ｂ同士の間：１）。このようなセンサパネル３００の構造の場合、隣接するセンサチップ３１０の長辺３１０Ａ同士の境界で生じうるアーチファクトを抑制する方が好ましい。このため、図８（ａ）に示す第２の実施形態におけるシンチレータ基台１１０では、図５（ａ）に示す第１の実施形態におけるシンチレータ基台１１０と比べて、炭素繊維１１１の敷設方向に基づく角度θをさらに１０°増加させている。このような構成とすることで、図６（ｂ）に示す残留応力Ｆにおけるセンサチップ３１０の短辺３１０Ｂの方向成分Ｆ_310Bをさらに小さくできるため、センサチップ３１０の長辺３１０Ａ同士の境界で生じうるアーチファクトを抑制することができる。 In the sensor panel 300 shown in FIG. 8(a), the number of gaps formed between the sensor chips in the plurality of sensor chips 310 is greater between the long sides 310A of the sensor chips 310 (see FIG. 8(a)). ), between the long sides 310A: 6, and between the short sides 310B: 1). In the case of such a structure of the sensor panel 300, it is preferable to suppress artifacts that may occur at the boundary between the long sides 310A of adjacent sensor chips 310. FIG. Therefore, in the scintillator base 110 according to the second embodiment shown in FIG. 8(a), the carbon fiber 111 is laid in the laying direction compared to the scintillator base 110 according to the first embodiment shown in FIG. 5(a). The base angle θ is further increased by 10°. With this configuration, the directional component F _310B of the short side 310B of the sensor chip 310 in the residual stress F shown in FIG. possible artifacts can be suppressed.

なお、図８（ｂ）に示す例では、第１の層１１３－１及び第３の層１１３－３における角度θを５５°としたが、本実施形態においてはこれに限定されるものではなく、例えば角度θを４５°よりも大きく９０°よりも小さな範囲で自由に選択可能である。 In the example shown in FIG. 8B, the angle θ between the first layer 113-1 and the third layer 113-3 is 55°, but the present embodiment is not limited to this. , for example, the angle θ can be freely selected within a range larger than 45° and smaller than 90°.

第２の実施形態に係る放射線撮像装置１０においても、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が最小となる方向（図８（ｃ）の矢印１１４）と、センサチップ３１０の外形を構成する辺（３１０Ａ及び３１０Ｂ）とが、垂直ではない構成としている。
かかる構成によれば、異方性の熱膨張率特性を有するシンチレータ基台１１０を用いるとともに、複数のセンサチップ３１０をセンサ基台３３０に配置する場合においても、アーチファクトを低減することができる。 Also in the radiation imaging apparatus 10 according to the second embodiment, the direction (arrow 114 in FIG. 8C) in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 is minimized and the side (310A) forming the outline of the sensor chip 310 and 310B) are in a non-perpendicular configuration.
According to such a configuration, artifacts can be reduced even when the scintillator base 110 having anisotropic thermal expansion coefficient characteristics is used and a plurality of sensor chips 310 are arranged on the sensor base 330 .

（第３の実施形態）
次に、本発明の第３の実施形態について説明する。なお、以下に記載する第３の実施形態の説明では、上述した第１及び第２の実施形態と共通する事項については説明を省略し、上述した第１及び第２の実施形態と異なる事項について説明を行う。 (Third embodiment)
Next, a third embodiment of the invention will be described. In addition, in the description of the third embodiment described below, the description of matters common to the first and second embodiments described above is omitted, and the matters different from those of the first and second embodiments described above are omitted. Give an explanation.

第３の実施形態に係る放射線撮像装置の概略構成は、図４（ａ）に示す第１の実施形態に係る放射線撮像装置１０の概略構成と同様である。 The schematic configuration of the radiation imaging apparatus according to the third embodiment is similar to the schematic configuration of the radiation imaging apparatus 10 according to the first embodiment shown in FIG. 4(a).

図９は、本発明の第３の実施形態に係る放射線撮像装置１０において、センサパネル３００の概略構成の一例と、図４（ａ）に示すシンチレータ基台１１０の各層１１３－１～１１３－２の一例を示す図である。 FIG. 9 shows an example of the schematic configuration of the sensor panel 300 and layers 113-1 to 113-2 of the scintillator base 110 shown in FIG. It is a figure which shows an example.

具体的に、図９（ａ）に示すセンサパネル３００は、図５（ａ）に示すセンサパネル３００と同様に、複数のセンサチップ３１０をチップ固定材３２０を介してセンサ基台３３０に配置した様子を示している。また、図９（ａ）には、図４（ａ）及び図５（ａ）に示すＸＹＺ座標系に対応するＸＹＺ座標系を図示している。 Specifically, in the sensor panel 300 shown in FIG. 9(a), a plurality of sensor chips 310 are arranged on a sensor base 330 via chip fixing members 320, like the sensor panel 300 shown in FIG. 5(a). showing the situation. FIG. 9(a) shows an XYZ coordinate system corresponding to the XYZ coordinate system shown in FIGS. 4(a) and 5(a).

図９（ｂ）は、第３の実施形態におけるシンチレータ基台１１０の各層１１３－１～１１３－２の模式図を示しており、この図９（ｂ）には、図５（ｂ）に示すＸＹＺ座標系に対応するＸＹＺ座標系を図示している。第３の実施形態におけるシンチレータ基台１１０は、センサパネル３００の側から順に、第１の層１１３－１及び第２の層１１３－２の２層が積層されて構成されている。また、図９（ｂ）では、各層１１３－１～１１３－２における炭素繊維１１１の敷設方向を図示している。具体的に、図９（ｂ）では、各層１１３－１～１１３－２における下辺（Ｘ方向に平行な辺）と炭素繊維１１１の敷設方向とのなす角度θが、第１の層１１３－１が１３５°、第２の層１１３－２が１３５°となっていることを図示している。 FIG. 9(b) shows a schematic diagram of each layer 113-1 to 113-2 of the scintillator base 110 in the third embodiment. An XYZ coordinate system corresponding to the XYZ coordinate system is illustrated. The scintillator base 110 in the third embodiment is constructed by stacking two layers, a first layer 113-1 and a second layer 113-2, in order from the sensor panel 300 side. In addition, FIG. 9B shows the laying direction of the carbon fibers 111 in each of the layers 113-1 and 113-2. Specifically, in FIG. 9B, the angle θ formed by the lower side (the side parallel to the X direction) of each layer 113-1 to 113-2 and the laying direction of the carbon fibers 111 is the first layer 113-1 is 135° and the second layer 113-2 is 135°.

図９（ｃ）は、図９（ｂ）に示す第１の層１１３－１及び第２の層１１３－２の２層構造を有するシンチレータ基台１１０の熱膨張方向と熱膨張率の大きさを矢印で示している。この際、図９（ｃ）は、図９（ｂ）に示すＸＹＺ座標系と同様の座標系で示されているものとする。具体的に、図９（ｃ）では、矢印の向きで熱膨張方向を示し、矢印の太さで熱膨張率の大きさ（矢印が太いほど熱膨張率が大きい）を示している。より詳細に、矢印１１４は、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が最小となる方向を示し、また、矢印１１５は、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が矢印１１４よりも大きい方向（例えば、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が最大となる方向）を示している。これは、上述したように、炭素繊維１１１の敷設方向よりも、炭素繊維１１１の敷設方向に対して垂直の方向の方が、熱膨張率が大きいためである。 FIG. 9(c) shows the thermal expansion direction and thermal expansion coefficient of the scintillator base 110 having the two-layer structure of the first layer 113-1 and the second layer 113-2 shown in FIG. 9(b). are indicated by arrows. At this time, it is assumed that FIG. 9(c) is shown in a coordinate system similar to the XYZ coordinate system shown in FIG. 9(b). Specifically, in FIG. 9C, the direction of the arrow indicates the direction of thermal expansion, and the thickness of the arrow indicates the coefficient of thermal expansion (the thicker the arrow, the larger the coefficient of thermal expansion). More specifically, the arrow 114 indicates the direction in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 is the smallest, and the arrow 115 indicates the direction in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 is larger than that of the arrow 114 (for example, the direction of the scintillator base 110). The direction in which the coefficient of thermal expansion of the base 110 is maximized). This is because, as described above, the coefficient of thermal expansion is greater in the direction perpendicular to the laying direction of the carbon fibers 111 than in the laying direction of the carbon fibers 111 .

図９（ｂ）に示すように、第２の実施形態におけるシンチレータ基台１１０では、２層構造のＣＦＲＰを使用しており、且つ、第１の層１１３－１及び第２の層１１３－２の炭素繊維１１１の敷設方向に基づく角度θがともに１３５°という構成になっている。 As shown in FIG. 9B, the scintillator base 110 in the second embodiment uses CFRP with a two-layer structure, and the first layer 113-1 and the second layer 113-2 , the angle θ based on the laying direction of the carbon fibers 111 is 135°.

上述した第１及び第２の実施形態では、シンチレータ基台１１０を３層構造で形成していたが、本実施形態のようにシンチレータ基台１１０を２層構造で形成して積層数を減らし、放射線撮像装置１０のコストダウンを図るようにしてもよい。 In the first and second embodiments described above, the scintillator base 110 is formed in a three-layer structure, but as in the present embodiment, the scintillator base 110 is formed in a two-layer structure to reduce the number of layers, The cost of the radiation imaging apparatus 10 may be reduced.

第３の実施形態に係る放射線撮像装置１０においても、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が最小となる方向（図９（ｃ）の矢印１１４）と、センサチップ３１０の外形を構成する辺（３１０Ａ及び３１０Ｂ）とが、垂直ではない構成としている。
かかる構成によれば、異方性の熱膨張率特性を有するシンチレータ基台１１０を用いるとともに、複数のセンサチップ３１０をセンサ基台３３０に配置する場合においても、アーチファクトを低減することができる。 Also in the radiation imaging apparatus 10 according to the third embodiment, the direction in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 is minimized (arrow 114 in FIG. and 310B) are in a non-perpendicular configuration.
According to such a configuration, artifacts can be reduced even when the scintillator base 110 having anisotropic thermal expansion coefficient characteristics is used and a plurality of sensor chips 310 are arranged on the sensor base 330 .

なお、本実施形態に例示するように、シンチレータ基台１１０の積層数を３から２に減らすことで異方性熱膨張率は発生しやすくなる。しかしながら、シンチレータ基台１１０の熱膨張率が最小となる方向（図９（ｃ）の矢印１１４）と、センサチップ３１０の外形を構成する辺（３１０Ａ及び３１０Ｂ）とが、垂直ではない構成とする。このことで、アーチファクトの抑制とコストダウンとを両立することが可能となる。 As illustrated in this embodiment, the anisotropic thermal expansion coefficient is likely to occur by reducing the number of layers of the scintillator base 110 from three to two. However, the direction in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base 110 is minimized (arrow 114 in FIG. 9C) and the sides (310A and 310B) forming the outer shape of the sensor chip 310 are not perpendicular to each other. . This makes it possible to achieve both suppression of artifacts and cost reduction.

（第４の実施形態）
次に、本発明の第４の実施形態について説明する。なお、以下に記載する第４の実施形態の説明では、上述した第１～第３の実施形態と共通する事項については説明を省略し、上述した第１～第３の実施形態と異なる事項について説明を行う。 (Fourth embodiment)
Next, a fourth embodiment of the invention will be described. It should be noted that in the description of the fourth embodiment described below, descriptions of items common to the first to third embodiments described above are omitted, and items different from those of the first to third embodiments described above are omitted. Give an explanation.

本発明の第４の実施形態は、上述した第１～第３の実施形態のいずれかの実施形態に係る放射線撮像装置１０を含む放射線撮像システムに関する実施形態である。 A fourth embodiment of the present invention relates to a radiation imaging system including the radiation imaging apparatus 10 according to any one of the first to third embodiments described above.

図１０は、本発明の第４の実施形態に係る放射線撮像システムの概略構成の一例を示す図である。具体的に、図１０に示す放射線撮像システムは、放射線ＲとしてＸ線を適用したＸ線撮像システムである。この場合、図１０に示す、第１～第３の実施形態のいずれかの実施形態に係る放射線撮像装置１０は、Ｘ線撮像装置である。 FIG. 10 is a diagram showing an example of a schematic configuration of a radiation imaging system according to the fourth embodiment of the invention. Specifically, the radiation imaging system shown in FIG. 10 is an X-ray imaging system using X-rays as the radiation R. As shown in FIG. In this case, the radiation imaging apparatus 10 according to any one of the first to third embodiments shown in FIG. 10 is an X-ray imaging apparatus.

図１０において、Ｘ線チューブ２０から出たＸ線２１は、被写体である患者９０１の胸部９０２を通過し、その後、放射線撮像装置１０の内部で放射線画像に係る電気信号に変換される。この放射線撮像装置１０で得られた放射線画像に係る電気信号は、デジタル信号に変換された後、信号処理装置であるイメージプロセッサ３０によって画像処理され、コントロールルームの表示装置であるディスプレイ４０に放射線画像として表示されて観察できる。 In FIG. 10 , X-rays 21 emitted from the X-ray tube 20 pass through the chest 902 of a patient 901 who is an object, and are then converted inside the radiation imaging apparatus 10 into electrical signals representing radiographic images. An electrical signal representing a radiographic image obtained by the radiographic imaging apparatus 10 is converted into a digital signal, image-processed by an image processor 30 which is a signal processing device, and a radiographic image is displayed on a display 40 which is a display device in the control room. can be observed as

また、イメージプロセッサ３０によって画像処理された放射線画像は、電話回線等の伝送処理手段５０によって遠隔地へ転送できる。例えば、イメージプロセッサ３０によって画像処理された放射線画像が、別の場所にあるドクタールームに転送されて、表示装置であるディスプレイ６０に表示もしくは光ディスク等の記録装置に保存することができ、遠隔地の医師が診断することも可能である。また、ドクタールームに転送された放射線画像は、記録装置であるフィルムプロセッサ８０によって記録媒体であるフィルム７０に記録することもできる。 Moreover, the radiographic image processed by the image processor 30 can be transferred to a remote location through a transmission processing means 50 such as a telephone line. For example, the radiographic image processed by the image processor 30 can be transferred to a doctor's room in another location, displayed on the display 60 that is a display device, or saved in a recording device such as an optical disk. It can also be diagnosed by a doctor. Also, the radiation image transferred to the doctor room can be recorded on the film 70 as a recording medium by the film processor 80 as a recording device.

なお、上述した本発明の各実施形態は、いずれも本発明を実施するにあたっての具体化の例を示したものに過ぎず、これらによって本発明の技術的範囲が限定的に解釈されてはならないものである。即ち、本発明はその技術思想、又はその主要な特徴から逸脱することなく、様々な形で実施することができる。 It should be noted that the above-described embodiments of the present invention are merely examples of specific implementations of the present invention, and the technical scope of the present invention should not be construed to be limited by these. It is. That is, the present invention can be embodied in various forms without departing from its technical concept or main features.

１０：放射線撮像装置、１１０：シンチレータ基台、１１１：炭素繊維、１１２：樹脂、１１３－１～１１３－３：層、１２１，１２２：反射層、１３０：シンチレータ層、２００：粘着材、３００：センサパネル、３１０：センサチップ、３１０Ａ：センサチップの長辺、３１０Ｂ：センサチップの短辺、３２０：チップ固定材、３３０：センサ基台、３４０：フレキシブル基板、Ｒ：放射線 10: radiation imaging device, 110: scintillator base, 111: carbon fiber, 112: resin, 113-1 to 113-3: layers, 121, 122: reflective layer, 130: scintillator layer, 200: adhesive material, 300: Sensor panel 310: Sensor chip 310A: Long side of sensor chip 310B: Short side of sensor chip 320: Chip fixing material 330: Sensor base 340: Flexible substrate R: Radiation

Claims

A scintillator panel including a scintillator layer that converts incident radiation into visible light, and a scintillator base that supports the scintillator layer and has anisotropic thermal expansion coefficient characteristics;
A sensor comprising: a plurality of sensor chips for converting the visible light into electrical signals relating to a radiographic image; and a sensor base supporting the plurality of sensor chips and having an isotropic coefficient of thermal expansion characteristic. a panel;
has
A radiation imaging apparatus, wherein a direction in which the coefficient of thermal expansion of the scintillator base is minimized is not perpendicular to sides forming an outer shape of the sensor chip.

The sensor chip has an outer shape including a short side and a long side longer than the short side,
The length of the short side of the sensor chip is l ₁ , the distance between the sensor chips in the plurality of sensor chips is d, and the coefficient of thermal expansion of the direction of the long side of the sensor chip and the scintillator base is the minimum. When the angle between the direction and the direction is θ ₁ ,
θ ₁ <90°-arctan (d/l ₁ )
2. The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein:

The sensor chip has an outer shape including a short side and a long side longer than the short side,
The length of the long side of the sensor chip is l ₂ , the distance between the sensor chips in the plurality of sensor chips is d, the direction of the short side of the sensor chip and the coefficient of thermal expansion of the scintillator base are minimized. When the angle between the direction and the direction is θ ₂ ,
θ ₂ <90°-arctan (d/l ₂ )
3. The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein:

4. The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein said scintillator base is made of carbon fiber reinforced plastic.

5. The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein the sensor base is made of soda lime glass.

a radiation imaging apparatus according to any one of claims 1 to 5;
a signal processing device that processes the electrical signal;
A radiation imaging system comprising: