JP5235466B2 - Radiation imaging equipment - Google Patents
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Description
本発明は、放射線画像撮影装置に係り、特に、放射線画像撮影装置に関する。 The present invention relates to a radiographic image capturing apparatus, and more particularly to a radiographic image capturing apparatus.
近年、ＴＦＴ（Thin film transistor）アクティブマトリックス基板上にＸ線感応層を配置し、Ｘ線情報を直接デジタルデータに変換できるＦＰＤ（flat panel detector）等の放射線画像撮影装置が実用化されている。このＦＰＤは、従来のイメージングプレートに比べて、即時に画像を確認でき、動画も確認できるといったメリットがあり、急速に普及が進んでいる。 In recent years, radiographic imaging apparatuses such as an FPD (flat panel detector) that can arrange an X-ray sensitive layer on a TFT (Thin film transistor) active matrix substrate and convert X-ray information directly into digital data have been put into practical use. Compared with conventional imaging plates, this FPD has the advantage that images can be confirmed instantly and moving images can be confirmed, and is rapidly spreading.
この種の放射線画像撮影装置は、種々のタイプのものが提案されており、例えば、放射線を直接、半導体層で電荷に変換して蓄積する直接変換方式や、放射線を一度ＣｓＩ：Ｔｌ、ＧＯＳ（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）などのシンチレータで光に変換し、変換した光を半導体層で電荷に変換して蓄積する間接変換方式がある（例えば、特許文献１及び特許文献２）。 Various types of radiographic imaging apparatuses of this type have been proposed. For example, a direct conversion method in which radiation is directly converted into electric charges in a semiconductor layer and stored, or radiation is once converted into CsI: Tl, GOS ( There is an indirect conversion method in which a scintillator such as Gd2O2S: Tb) converts the light into light, and converts the converted light into a charge in a semiconductor layer and stores it (for example, Patent Document 1 and Patent Document 2).
この種の放射線画像撮影装置では、半導体層の一方の面にバイアス電圧を印加する電極を設けると共に、半導体層の他方の面に電荷を収集する電極を多数設け、半導体層に発生した電荷を収集して画像を示す情報として蓄積する。 In this type of radiographic imaging device, an electrode for applying a bias voltage is provided on one surface of a semiconductor layer, and a number of electrodes for collecting charges are provided on the other surface of the semiconductor layer to collect charges generated in the semiconductor layer. And stored as information indicating an image.
ところで、この種の放射線画像撮影装置では、多量の放射線が入射した場合に半導体層に多量の電荷が発生し、収集された電荷を蓄積するコンデンサにかかる電圧が上昇し、このコンデンサにかかる電圧の上昇が、蓄積量の飽和によるダイナミックレンジの制限、並びに、コンデンサにつながるスイッチング素子が耐電圧破壊を引き起こす場合がある。 By the way, in this type of radiographic imaging apparatus, when a large amount of radiation is incident, a large amount of charge is generated in the semiconductor layer, and the voltage applied to the capacitor that accumulates the collected charge rises. The increase may limit the dynamic range due to the saturation of the accumulation amount, and the switching element connected to the capacitor may cause withstand voltage breakdown.
そこで、特許文献３には、バイアス電圧を供給する配線に抵抗器を設け、半導体層に多量の電荷が発生して配線に流れる電流量が多くなった場合に抵抗器で電圧を低下させることにより、半導体層に対して印加されるバイアス電圧を自動的に制限する技術が開示されている。
ところで、この種の放射線画像撮影装置は、微少な電荷を画像に変換するためノイズに弱く、特に、蓄積された電荷を読み出す際に半導体層に印加されるバイアス電圧のノイズが放射線画像に重畳され、放射線画像の画質が低下する場合がある、という問題点があった。 By the way, this type of radiographic imaging apparatus is weak against noise because it converts a minute charge into an image, and in particular, noise of a bias voltage applied to the semiconductor layer when reading out the accumulated charge is superimposed on the radiographic image. There is a problem that the image quality of the radiation image may deteriorate.
なお、特許文献３に記載の技術は、放射線画像を撮影する際の曝射時に、半導体層に多量の放射線が入射した場合の、電荷を蓄積するコンデンサにかかる電圧の上昇の抑制、及び当該コンデンサにつながるスイッチング素子が耐電圧オーバーによって破壊されることの防止を目的としてバイアス電圧を供給する配線に抵抗を設けた技術であり、蓄積された電荷を読み出す際のバイアス電圧のノイズの低減を目的としたものではない。 Note that the technique described in Patent Document 3 is based on the suppression of a rise in voltage applied to a capacitor that accumulates charges when a large amount of radiation is incident on a semiconductor layer during exposure when capturing a radiation image, and the capacitor This is a technology that provides resistance to the wiring that supplies the bias voltage in order to prevent the switching element connected to the device from being destroyed due to overvoltage, and aims to reduce the bias voltage noise when reading the accumulated charge. It was n’t.
本発明は上記問題点を解消するためになされたものであり、放射線画像の画質の低下を抑制することができる放射線画像撮影装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made to solve the above-described problems, and an object of the present invention is to provide a radiographic image capturing apparatus that can suppress deterioration of the image quality of a radiographic image.
上記目的を達成するために、本発明の放射線画像撮影装置は、検出対象とする電磁波が照射されることにより電荷が発生する半導体層を有し、当該半導体層に対してバイアス電圧を印加して前記半導体層に発生した電荷を収集して画像を示す情報として蓄積する電磁波検出素子と、前記電磁波検出素子に配線を介して接続され、前記バイアス電圧を供給する電源と、前記配線に設けられた、抵抗値をｍ［Ω］とし、前記電源から供給されるバイアス電圧をｎ［Ｖ］としたときに、ｎ：ｍの比率が１：１０〜１：１０，０００の範囲内で前記抵抗値を変更可能な可変抵抗回路と、前記画像を示す情報として蓄積された電荷を前記電磁波検出素子から読出す際の前記可変抵抗回路の抵抗値よりも、前記電磁波検出素子への電磁波の照射中の前記可変抵抗回路の抵抗値が小さくなるように制御し、前記電磁波検出素子から電荷を読出す際には前記可変抵抗回路の抵抗値を上昇させて前記バイアス電圧から重畳されるノイズを小さく抑え、前記電磁波検出素子への電磁波の照射中には前記可変抵抗回路の抵抗値を低下させて前記電磁波検出素子に印加されるバイアス電圧の低下を抑制するよう、前記可変抵抗回路の抵抗値を制御する制御手段と、を備えている。 In order to achieve the above object, the radiographic imaging device of the present invention has a semiconductor layer that generates charges when irradiated with an electromagnetic wave to be detected, and applies a bias voltage to the semiconductor layer. An electromagnetic wave detecting element that collects electric charges generated in the semiconductor layer and stores it as information indicating an image, a power source connected to the electromagnetic wave detecting element via a wiring and supplying the bias voltage, and the wiring When the resistance value is m [Ω] and the bias voltage supplied from the power source is n [V], the resistance value is within the range of n: m in the range of 1:10 to 1: 10,000. A variable resistance circuit capable of changing the value, and the resistance value of the variable resistance circuit when reading out the charge accumulated as information indicating the image from the electromagnetic wave detection element, during the irradiation of the electromagnetic wave to the electromagnetic wave detection element Said yes The resistance value of the resistance circuit is controlled to be small, and when the electric charge is read from the electromagnetic wave detection element, the resistance value of the variable resistance circuit is increased to suppress noise superimposed from the bias voltage, and the electromagnetic wave is reduced. Control means for controlling the resistance value of the variable resistance circuit so as to suppress the decrease in the bias voltage applied to the electromagnetic wave detection element by decreasing the resistance value of the variable resistance circuit during irradiation of the electromagnetic wave to the detection element. And .
本発明の放射線画像撮影装置は、電磁波検出素子が、検出対象とする電磁波が照射されることにより電荷が発生する半導体層を有しており、当該半導体層に対してバイアス電圧を印加して半導体層に発生した電荷を収集することにより、発生した電荷を画像を示す情報として蓄積しており、電源から配線を介して当該電磁波検出素子にバイアス電圧が供給されている。 In the radiographic imaging device of the present invention, the electromagnetic wave detection element has a semiconductor layer that generates charges when irradiated with an electromagnetic wave to be detected, and a semiconductor device is formed by applying a bias voltage to the semiconductor layer. By collecting the charges generated in the layers, the generated charges are accumulated as information indicating an image, and a bias voltage is supplied from the power source to the electromagnetic wave detection element via the wiring.
そして、本発明では、電源からのバイアス電圧が供給される配線に、抵抗値をｍ［Ω］とし、電源から供給されるバイアス電圧をｎ［Ｖ］としたときに、ｎ：ｍの比率が１：１０〜１：１０，０００の範囲内で抵抗値を変更可能な可変抵抗回路が設けられている。 In the present invention, when the resistance value is m [Ω] and the bias voltage supplied from the power source is n [V], the ratio of n: m is applied to the wiring to which the bias voltage from the power source is supplied. A variable resistance circuit capable of changing the resistance value within a range of 1:10 to 1: 10,000 is provided.
このように、本発明の放射線画像撮影装置は、電磁波検出素子の検出対象とする電磁波が照射されることにより電荷が発生する半導体層に対して電源からのバイアス電圧を供給する配線に、抵抗値をｍ［Ω］とし、電源から供給されるバイアス電圧をｎ［Ｖ］としたときに、ｎ：ｍの比率が１：１０〜１：１０，０００の範囲内で抵抗値を変更可能な可変抵抗回路を設けることによってバイアス電圧からのノイズによる放射線画像の画質の低下を抑制することができることを本出願人は見出した。 As described above, the radiographic imaging device of the present invention has a resistance value to a wiring that supplies a bias voltage from a power source to a semiconductor layer that generates charges when irradiated with an electromagnetic wave to be detected by an electromagnetic wave detection element. Is m [Ω] and the bias voltage supplied from the power source is n [V], the variable value can be changed within a range of n: m ratio of 1:10 to 1: 10,000. The present applicant has found that the deterioration of the image quality of the radiation image due to noise from the bias voltage can be suppressed by providing the resistor circuit .
なお、上記放射線画像撮影装置は、上記抵抗値の前記ｎ：ｍの比率が１：１００〜１：１，０００の範囲内であることが更に好ましい。 In the radiographic imaging apparatus, it is more preferable that the n: m ratio of the resistance value is in the range of 1: 100 to 1: 1,000.
また、上記放射線画像撮影装置は、前記検出対象とする電磁波が、放射線であり、前記電磁波検出素子が、被写体を透過した放射線が照射されることにより、当該放射線により表わされる放射線画像を撮影し、前記制御手段が、前記電磁波検出素子への放射線の照射時、照射される放射線の線量が多い場合、照射される放射線の線量が少ない場合よりも前記可変抵抗回路の抵抗値が小さくなるよう制御し、前記被写体の動画像を撮影する場合、前記可変抵抗回路の抵抗値が最も大きくなるよう制御してもよい。 Further, in the radiographic imaging device, the electromagnetic wave to be detected is radiation, and the electromagnetic wave detection element irradiates the radiation transmitted through the subject, thereby capturing a radiographic image represented by the radiation, The control means controls the resistance value of the variable resistance circuit to be smaller when the radiation is irradiated to the electromagnetic wave detection element when the radiation dose is large than when the radiation dose is small. , when shooting a moving image of the object, the resistance value of the variable resistor circuit may be controlled becomes largest as.
また、上記放射線画像撮影装置は、前記電磁波検出素子の容量に並列に接続されたコンデンサをさらに備えてもよい。 The radiographic imaging apparatus may further include a capacitor connected in parallel to the capacitance of the electromagnetic wave detection element.
さらに、上記放射線画像撮影装置は、前記コンデンサと並列に接続されたスイッチ素子と、前記電源からのバイアス電圧の供給を停止する際に、前記スイッチ素子をオンとして前記コンデンサをショートさせる制御を行う第２制御手段と、をさらに備えてもよい。 Further, the radiographic imaging device performs a control for turning on the switch element and shorting the capacitor when the supply of the bias voltage from the power source and the switch element connected in parallel with the capacitor are stopped. And 2 control means.
ここで、前記電磁波は上記半導体層において検出されて電荷を発生させる電磁波を意味し、たとえば間接変換方式の放射線画像撮影装置に用いられる電磁波検出素子の場合はシンチレータによって発せられる光がこれに相当する。 Here, the electromagnetic wave is an electromagnetic wave that is detected in the semiconductor layer and generates an electric charge. For example, in the case of an electromagnetic wave detection element used in an indirect conversion type radiographic imaging device, the light emitted by a scintillator corresponds to this. .
このように、本発明によれば、電磁波検出素子の検出対象とする電磁波が照射されることにより電荷が発生する半導体層に対して電源からのバイアス電圧を供給する配線に、抵抗値をｍ［Ω］とし、電源から供給されるバイアス電圧をｎ［Ｖ］としたときに、ｎ：ｍの比率が１：１０〜１：１０，０００の範囲内で抵抗値を変更可能な可変抵抗回路と、画像を示す情報として蓄積された電荷を電磁波検出素子から読出す際の可変抵抗回路の抵抗値よりも、電磁波検出素子への電磁波の照射中の可変抵抗回路の抵抗値が小さくなるように制御し、電磁波検出素子から電荷を読出す際には可変抵抗回路の抵抗値を上昇させてバイアス電圧から重畳されるノイズを小さく抑え、電磁波検出素子への電磁波の照射中には可変抵抗回路の抵抗値を低下させて電磁波検出素子に印加されるバイアス電圧の低下を抑制するよう、可変抵抗回路の抵抗値を制御する制御手段と、を設けているので、バイアス電圧からのノイズによる放射線画像の画質の低下を抑制することができる、という優れた効果を有する。 As described above, according to the present invention, the resistance value of the wiring that supplies the bias voltage from the power source to the semiconductor layer that generates charges when irradiated with the electromagnetic wave to be detected by the electromagnetic wave detection element is set to m [ and Omega], the bias voltage supplied from the power source when the n [V], n: the ratio of m 1: 10 to 1: 10,000 modifiable variable resistance circuit resistance value within the range of the The resistance value of the variable resistance circuit during the irradiation of the electromagnetic wave to the electromagnetic wave detection element is controlled to be smaller than the resistance value of the variable resistance circuit when the charge accumulated as information indicating the image is read from the electromagnetic wave detection element. When the electric charge is read from the electromagnetic wave detection element, the resistance value of the variable resistance circuit is increased to suppress the noise superimposed from the bias voltage, and the resistance of the variable resistance circuit is reduced during irradiation of the electromagnetic wave to the electromagnetic wave detection element. Reduced value Te so suppress the decrease of the bias voltage applied to the electromagnetic wave detecting element, and control means for controlling the resistance value of the variable resistance circuit, since the are provided, suppressing the deterioration of image quality of a radiation image due to noise from the bias voltage It has an excellent effect of being able to.
以下、図面を参照しながら本発明の実施の形態について説明する。なお、以下では、本発明を、直接変換方式の放射線画像撮影装置１００に適用した場合について説明する
［第１の実施の形態］
図１には、第１の実施の形態に係る放射線画像撮影装置１００の全体構成が示されている。
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. Hereinafter, a case where the present invention is applied to the direct conversion type radiographic imaging apparatus 100 will be described [First Embodiment].
FIG. 1 shows an overall configuration of a radiation image capturing apparatus 100 according to the first embodiment.
同図に示すように、本実施の形態に係る放射線画像撮影装置１００は、電磁波検出素子１０を備えている。 As shown in the figure, the radiographic image capturing apparatus 100 according to the present embodiment includes an electromagnetic wave detection element 10.
電磁波検出素子１０は、後述する上部電極と半導体層と下部電極を備え、照射された放射線を受けて電荷を発生するセンサ部１０３と、画像センサ部１０３で発生した電荷を蓄積する電荷蓄積容量５と、電荷蓄積容量５に蓄積された電荷を読み出すためのＴＦＴスイッチ４と、を含んで構成される画素が２次元状に多数設けられている。電荷蓄積容量５の一方の電極は後述する蓄積容量配線１０２（図２参照。）を介して接地されてグランドレベルとされている。なお、図１では、電荷蓄積容量５の一方の電極が個別にグランドに接続されているものとして示している。 The electromagnetic wave detection element 10 includes an upper electrode, a semiconductor layer, and a lower electrode, which will be described later, and a sensor unit 103 that generates charges upon receiving irradiated radiation, and a charge storage capacitor 5 that stores charges generated by the image sensor unit 103. And a TFT switch 4 for reading out the charges accumulated in the charge storage capacitor 5 are provided in a two-dimensional manner. One electrode of the charge storage capacitor 5 is grounded via a storage capacitor wiring 102 (see FIG. 2), which will be described later, to the ground level. Note that FIG. 1 shows that one electrode of the charge storage capacitor 5 is individually connected to the ground.
また、電磁波検出素子１０には、上記ＴＦＴスイッチ４をＯＮ／ＯＦＦするための複数の走査配線１０１と、上記電荷蓄積容量５に蓄積された電荷を読み出すための複数の信号配線３と、が互いに交差して設けられている。 The electromagnetic wave detecting element 10 includes a plurality of scanning wirings 101 for turning on / off the TFT switch 4 and a plurality of signal wirings 3 for reading out charges accumulated in the charge storage capacitor 5. It is provided crossing.
各信号配線３には、当該信号配線３に接続された何れかのＴＦＴスイッチ４がＯＮされることにより電荷蓄積容量５に蓄積された電荷量に応じた電気信号が流れる。各信号配線３には、各信号配線３に流れ出した電気信号を検出する信号検出回路１０５が接続されており、各走査配線１０１には、各走査配線１０１にＴＦＴスイッチ４をＯＮ／ＯＦＦするための制御信号を出力するスキャン信号制御装置１０４が接続されている。 An electric signal corresponding to the amount of charge stored in the charge storage capacitor 5 flows through each signal line 3 when any TFT switch 4 connected to the signal line 3 is turned on. Each signal wiring 3 is connected to a signal detection circuit 105 that detects an electric signal flowing out to each signal wiring 3, and each scanning wiring 101 is used to turn on / off the TFT switch 4 in each scanning wiring 101. A scan signal control device 104 for outputting the control signal is connected.
信号検出回路１０５は、各信号配線３毎に、入力される電気信号を増幅する増幅回路を内蔵している。信号検出回路１０５では、各信号配線３より入力される電気信号を増幅回路により増幅して検出することにより、画像を構成する各画素の情報として、各電荷蓄積容量５に蓄積された電荷量を検出する。 The signal detection circuit 105 includes an amplification circuit for amplifying an input electric signal for each signal wiring 3. In the signal detection circuit 105, the electric signal input from each signal wiring 3 is amplified and detected by the amplification circuit, and thereby the amount of charge accumulated in each charge storage capacitor 5 is obtained as information of each pixel constituting the image. To detect.
この信号検出回路１０５及びスキャン信号制御装置１０４には、信号検出回路１０５において検出された電気信号に所定の処理を施すとともに、信号検出回路１０５に対して信号検出のタイミングを示す制御信号を出力し、スキャン信号制御装置１０４に対してスキャン信号の出力のタイミングを示す制御信号を出力する信号処理装置１０６が接続されている。 The signal detection circuit 105 and the scan signal control device 104 perform predetermined processing on the electrical signal detected by the signal detection circuit 105 and output a control signal indicating signal detection timing to the signal detection circuit 105. The signal processing device 106 is connected to the scan signal control device 104 for outputting a control signal indicating the output timing of the scan signal.
次に、図２及び図３を参照して、本実施形態に係る電磁波検出素子１０についてより詳細に説明する。なお、図２には、本実施形態に係る電磁波検出素子１０の１画素単位の構造を示す平面図が示されており、図３には、図２のＡ−Ａ線断面図が示されている。 Next, with reference to FIG.2 and FIG.3, it demonstrates in detail about the electromagnetic wave detection element 10 which concerns on this embodiment. 2 is a plan view showing the structure of one pixel unit of the electromagnetic wave detection element 10 according to the present embodiment, and FIG. 3 is a sectional view taken along line AA of FIG. Yes.
図３に示すように、電磁波検出素子１０は、無アルカリガラス等からなる絶縁性の基板１上に、走査配線１０１、蓄積容量下部電極１４、ゲート電極２及び蓄積容量配線１０２（図２参照。）が形成されており、ゲート電極２は走査配線１０１に接続され、蓄積容量下部電極１４は蓄積容量配線１０２に接続されている。この走査配線１０１、蓄積容量下部電極１４、ゲート電極２及び蓄積容量配線１０２が形成された配線層（以下、この配線層を「第１信号配線層」ともいう。）は、Ａｌ若しくはＣｕ、又はＡｌ若しくはＣｕを主体とした積層膜を用いて形成されているが、これらに限定されるものではない。 As shown in FIG. 3, the electromagnetic wave detection element 10 includes a scanning wiring 101, a storage capacitor lower electrode 14, a gate electrode 2, and a storage capacitor wiring 102 (see FIG. 2) on an insulating substrate 1 made of alkali-free glass or the like. ), The gate electrode 2 is connected to the scanning wiring 101, and the storage capacitor lower electrode 14 is connected to the storage capacitor wiring 102. The wiring layer in which the scanning wiring 101, the storage capacitor lower electrode 14, the gate electrode 2 and the storage capacitor wiring 102 are formed (hereinafter, this wiring layer is also referred to as “first signal wiring layer”) is Al or Cu, or Although it is formed using a laminated film mainly composed of Al or Cu, it is not limited to these.
この第１信号配線層上には、一面に絶縁膜１５が形成されており、ゲート電極２上に位置する部位がＴＦＴスイッチ４におけるゲート絶縁膜として作用する。この絶縁膜１５は、例えば、ＳｉＮＸ 等からなっており、例えば、ＣＶＤ（Chemical Vapor Deposition）成膜により形成される。 An insulating film 15 is formed on one surface of the first signal wiring layer, and a portion located on the gate electrode 2 functions as a gate insulating film in the TFT switch 4. The insulating film 15 is made of, for example, SiN X or the like, and is formed by, for example, CVD (Chemical Vapor Deposition) film formation.
絶縁膜１５上のゲート電極２に対応する位置には、半導体活性層８が形成されている。この半導体活性層８は、ＴＦＴスイッチ４のチャネル部であり、例えば、アモルファスシリコン膜からなる。 A semiconductor active layer 8 is formed at a position corresponding to the gate electrode 2 on the insulating film 15. The semiconductor active layer 8 is a channel portion of the TFT switch 4 and is made of, for example, an amorphous silicon film.
これらの上層には、ソース電極９、及びドレイン電極１３が形成されている。このソース電極９及びドレイン電極１３が形成された配線層には、ソース電極９、ドレイン電極１３とともに、信号配線３が形成され、また、絶縁膜１５上の蓄積容量下部電極１４に対応する位置に蓄積容量上部電極１８が形成されている。ソース電極９は信号配線３に接続され、ドレイン電極１３は蓄積容量上部電極１８に接続されている（図２参照。）。ソース電極９、ドレイン電極１３、蓄積容量上部電極１８及び信号配線３が形成された配線層（以下、この配線層を「第２信号配線層」ともいう。）は、Ａｌ若しくはＣｕ、又はＡｌ若しくはＣｕを主体とした積層膜が用いて形成されるが、これらに限定されるものではない。 A source electrode 9 and a drain electrode 13 are formed on these upper layers. In the wiring layer in which the source electrode 9 and the drain electrode 13 are formed, the signal wiring 3 is formed together with the source electrode 9 and the drain electrode 13, and in a position corresponding to the storage capacitor lower electrode 14 on the insulating film 15. A storage capacitor upper electrode 18 is formed. The source electrode 9 is connected to the signal wiring 3, and the drain electrode 13 is connected to the storage capacitor upper electrode 18 (see FIG. 2). The wiring layer in which the source electrode 9, the drain electrode 13, the storage capacitor upper electrode 18 and the signal wiring 3 are formed (hereinafter, this wiring layer is also referred to as “second signal wiring layer”) is made of Al or Cu, Al or Cu It is formed using a laminated film mainly composed of Cu, but is not limited thereto.
このソース電極９及びドレイン電極１３と半導体活性層８との間にはコンタクト層（不図示）が形成されている。このコンタクト層は、不純物添加アモルファスシリコン等の不純物添加半導体からなる。本実施の形態に係る電磁波検出素子１０では、ゲート電極２やゲート絶縁膜１５、ソース電極９、ドレイン電極１３、半導体層６によりＴＦＴスイッチ４が構成されており、蓄積容量下部電極１４やゲート絶縁膜１５、蓄積容量上部電極１８により電荷蓄積容量５が構成されている。 A contact layer (not shown) is formed between the source electrode 9 and the drain electrode 13 and the semiconductor active layer 8. This contact layer is made of an impurity-doped semiconductor such as impurity-doped amorphous silicon. In the electromagnetic wave detection element 10 according to the present exemplary embodiment, the TFT switch 4 is configured by the gate electrode 2, the gate insulating film 15, the source electrode 9, the drain electrode 13, and the semiconductor layer 6, and the storage capacitor lower electrode 14 and the gate insulation. The film 15 and the storage capacitor upper electrode 18 constitute a charge storage capacitor 5.
そして、これら第２信号配線層を覆い、基板１上の画素が設けられた領域のほぼ全面（ほぼ全領域）には、層間絶縁膜１２が形成されている。この層間絶縁膜１２は、感光性を有するアクリル樹脂などの有機材料からなり、膜厚が１〜４μｍ、比誘電率が２〜４である。本実施の形態に係る電磁波検出素子１０では、この層間絶縁膜１２によって層間絶縁膜１２上層と下層に配置される金属間の容量を低く抑えている。また、一般的にこのような材料は平坦化膜としての機能も有しており、下層の段差が平坦化される効果も有する。これにより、上層に配置される半導体層６の形状が平坦化されるため、半導体層６の凹凸による吸収効率の低下や、リーク電流の増加を抑制することができる。この層間絶縁膜１２には、蓄積容量上部電極１８と対向する位置にコンタクトホール１６が形成されている。 An interlayer insulating film 12 is formed on almost the entire surface (substantially the entire region) of the region on the substrate 1 that covers the second signal wiring layer and is provided with the pixels. The interlayer insulating film 12 is made of an organic material such as acrylic resin having photosensitivity, and has a film thickness of 1 to 4 μm and a relative dielectric constant of 2 to 4. In the electromagnetic wave detection element 10 according to the present exemplary embodiment, the capacitance between the metals disposed in the upper layer and the lower layer of the interlayer insulating film 12 is suppressed by the interlayer insulating film 12. In general, such a material also has a function as a flattening film, and has an effect of flattening a lower step. Thereby, since the shape of the semiconductor layer 6 disposed in the upper layer is flattened, it is possible to suppress a decrease in absorption efficiency due to the unevenness of the semiconductor layer 6 and an increase in leakage current. A contact hole 16 is formed in the interlayer insulating film 12 at a position facing the storage capacitor upper electrode 18.
層間絶縁膜１２上には、各画素毎に、各々コンタクトホール１６を埋めつつ、画素領域を覆うようにセンサ部１０３の下部電極１１が形成されており、この下部電極１１は、非晶質透明導電酸化膜（ＩＴＯ）からなり、蓄積容量上部電極１８と接続されている。 A lower electrode 11 of the sensor unit 103 is formed on the interlayer insulating film 12 so as to cover the pixel region while filling the contact hole 16 for each pixel. It is made of a conductive oxide film (ITO) and is connected to the storage capacitor upper electrode 18.
下部電極１１上の基板１上の画素が設けられた領域のほぼ全面には、半導体層６が形成されている。この半導体層６は、Ｘ線などの電磁波が照射されることにより、内部に電荷（電子−正孔）を発生するものである。つまり、半導体層６は電磁波導電性を有し、Ｘ線による画像情報を電荷情報に変換するためのものである。また、半導体層６は、例えば、セレンを主成分とする非晶質のａ−Ｓｅ（アモルファスセレン）からなる。ここで、主成分とは、５０％以上の含有率を有するということである。 A semiconductor layer 6 is formed on almost the entire surface of the lower electrode 11 on the substrate 1 where the pixels are provided. The semiconductor layer 6 generates electric charges (electrons-holes) when irradiated with electromagnetic waves such as X-rays. That is, the semiconductor layer 6 has electromagnetic wave conductivity and is for converting image information by X-rays into charge information. The semiconductor layer 6 is made of, for example, amorphous a-Se (amorphous selenium) containing selenium as a main component. Here, the main component means having a content of 50% or more.
この半導体層６上には、上部電極７が形成されている。この上部電極７には、後述するバイアス電源３０（図４参照。）が接続されており、バイアス電源３０からバイアス電圧が供給されている。 An upper electrode 7 is formed on the semiconductor layer 6. A bias power supply 30 (see FIG. 4) described later is connected to the upper electrode 7, and a bias voltage is supplied from the bias power supply 30.
図４には、本実施の形態に係る電磁波検出素子１０の１画素部分に注目した等価回路図が示されている。 FIG. 4 shows an equivalent circuit diagram focusing on one pixel portion of the electromagnetic wave detection element 10 according to the present exemplary embodiment.
同図に示すように、ＴＦＴスイッチ４のソース電極９は信号配線３に接続され、この信号配線３は信号検出回路１０５に内蔵された増幅回路してのチャージアンプ１０５Ａに接続されている。また、ＴＦＴスイッチ４のドレイン電極１３は電荷蓄積容量５の蓄積容量上部電極１８及び下部電極１１に接続され、ゲート電極２は走査配線１０１に接続されている。 As shown in the figure, the source electrode 9 of the TFT switch 4 is connected to a signal wiring 3, and the signal wiring 3 is connected to a charge amplifier 105 A as an amplification circuit built in the signal detection circuit 105. The drain electrode 13 of the TFT switch 4 is connected to the storage capacitor upper electrode 18 and the lower electrode 11 of the charge storage capacitor 5, and the gate electrode 2 is connected to the scanning wiring 101.
また、上部電極７は、配線３２を介してバイアス電源３０に接続されており、バイアス電源３０からバイアス電圧が供給されている。また、バイアス電源３０は、配線３３を介して接地されている。 The upper electrode 7 is connected to a bias power supply 30 via a wiring 32, and a bias voltage is supplied from the bias power supply 30. The bias power supply 30 is grounded via a wiring 33.
さらに、本実施の形態に係る放射線画像撮影装置１００では、配線３２にノイズを低減させるための抵抗器４２を設けている。 Furthermore, in the radiographic imaging device 100 according to the present exemplary embodiment, the wiring 42 is provided with a resistor 42 for reducing noise.
次に、本実施の形態に係る放射線画像撮影装置１００の動作原理について簡単に説明する。 Next, the operation principle of the radiation image capturing apparatus 100 according to the present embodiment will be briefly described.
上部電極７と蓄積容量下部電極１４との間にバイアス電圧を印加した状態で、半導体層６にＸ線が照射されると、半導体層６内に電荷（電子−正孔対）が発生する。半導体層６と電荷蓄積容量５とは電気的に直列に接続された構造となっている。このため、半導体層６内に発生した電子は＋（プラス）電極側に、正孔は−（マイナス）電極側に移動する。画像検出時には、ＴＦＴスイッチ４のゲート電極２に負バイアスが印加されてＯＦＦ状態に保持されている。この結果、電荷蓄積容量５に電荷が蓄積される。 When the semiconductor layer 6 is irradiated with X-rays while a bias voltage is applied between the upper electrode 7 and the storage capacitor lower electrode 14, charges (electron-hole pairs) are generated in the semiconductor layer 6. The semiconductor layer 6 and the charge storage capacitor 5 are electrically connected in series. For this reason, electrons generated in the semiconductor layer 6 move to the + (plus) electrode side, and holes move to the-(minus) electrode side. At the time of image detection, a negative bias is applied to the gate electrode 2 of the TFT switch 4 and is held in the OFF state. As a result, charges are stored in the charge storage capacitor 5.
画像読出時には、ＴＦＴスイッチ４のゲート電極２に走査配線１０１を介して順次ＯＮ信号（＋１０〜２０Ｖ）が印加される。これにより、ＴＦＴスイッチ４が順次ＯＮされ、電荷蓄積容量５に蓄積された電荷量に応じた電気信号が信号配線３に流れ出す。信号検出回路１０５は、信号配線３に流れ出した電気信号に基づいて各センサ部１０３の電荷蓄積容量５に蓄積された電荷量を、画像を構成する各画素の情報として検出する。これにより、電磁波検出素子１０に照射されたＸ線により示される画像を示す画像情報を得ることができる。 At the time of image reading, an ON signal (+10 to 20 V) is sequentially applied to the gate electrode 2 of the TFT switch 4 through the scanning wiring 101. As a result, the TFT switches 4 are sequentially turned on, and an electric signal corresponding to the amount of charge stored in the charge storage capacitor 5 flows out to the signal wiring 3. The signal detection circuit 105 detects the amount of charge stored in the charge storage capacitor 5 of each sensor unit 103 based on the electrical signal flowing out to the signal wiring 3 as information of each pixel constituting the image. Thereby, the image information which shows the image shown with the X-ray irradiated to the electromagnetic wave detection element 10 can be obtained.
ところで、本実施の形態に係る電磁波検出素子１０は、電荷蓄積容量５に蓄積された電荷を読み出す際に、バイアス電源３０から半導体層６に印加されるバイアス電圧のノイズが画像に重畳され、画像の画質が低下する場合がある。 By the way, when the electromagnetic wave detection element 10 according to the present exemplary embodiment reads out the electric charge stored in the charge storage capacitor 5, the noise of the bias voltage applied from the bias power source 30 to the semiconductor layer 6 is superimposed on the image. The image quality may be degraded.
ここで、放射線を直接、半導体層６で電荷に変換して蓄積する直接変換方式の電磁波検出素子１０での半導体層６に蓄積される電荷とＸ線照射時の電源から半導体層６に供給される電荷を比較して、バイアス電圧のノイズの放射線画像への影響について説明する。 Here, the radiation stored in the semiconductor layer 6 in the direct conversion type electromagnetic wave detection element 10 that directly converts the radiation into charges in the semiconductor layer 6 and accumulates it and is supplied to the semiconductor layer 6 from the power supply at the time of X-ray irradiation. The effects of bias voltage noise on the radiation image will be described.
半導体層６が、例えば、ａ−Ｓｅである場合、半導体層６の容量Ｃｐｃは以下の（１）式から求められる。 When the semiconductor layer 6 is, for example, a-Se, the capacitance Cpc of the semiconductor layer 6 can be obtained from the following equation (1).
Ｃｐｃ＝ε0×εr×Ｓ／ｄ ・・・（１）
ここで、
ε0：真空の誘電率（８．８５×１０−12[Ｆ／ｍ]）
εr：比誘電率
Ｓ：半導体層６の面積
ｄ：半導体層６の膜厚
ａ−Ｓｅの比誘電率εrを約６．５とし、半導体層６を１７インチ四方（面積Ｓ＝(１７×０．０２５４)２）とし、半導体層６の膜厚ｄ＝１ｍｍとすると、上記（１）式から半導体層６の容量Ｃｐｃは以下のように求まる。
Cpc = ε 0 × ε r × S / d (1)
here,
ε 0 : Dielectric constant of vacuum (8.85 × 10 −12 [F / m])
ε r : relative dielectric constant S: area of semiconductor layer 6 d: film thickness of semiconductor layer 6 The relative dielectric constant ε r of a-Se is about 6.5, and the semiconductor layer 6 is 17 inches square (area S = (17 X0.0254) 2 ), and when the film thickness d of the semiconductor layer 6 is 1 mm, the capacitance Cpc of the semiconductor layer 6 is obtained from the above equation (1) as follows.
Ｃｐｃ＝８．８５×１０−12×６．５×(１７×０．０２５４)２／（０．００１）
≒１０７００［ｐＦ］
よって、半導体層６に蓄積される電荷量は、バイアス電圧をＶを１０ｋＶとした場合、Ｑ＝Ｃｐｃ×ＶよりＱ＝１０７００×１０−12×１０×１０００＝１．０７×１０−4 ［Ｃ］と求められる。
Cpc = 8.85 × 10 −12 × 6.5 × (17 × 0.0254) 2 /(0.001)
≒ 10700 [pF]
Therefore, the amount of charge accumulated in the semiconductor layer 6 is Q = 10700 × 10 −12 × 10 × 1000 = 1.07 × 10 −4 [C] from Q = Cpc × V when the bias voltage is 10 kV. ] Is required.
これに対し、Ｘ線照射時にバイアス電源３０から１秒間に供給される最大電荷量は、感度をＧ[ｅ-／μＧｙ／ｐｉｘ]とし、Ｘ線線量率をＲ[μＧｙ／ｓ]とし、画素数をＰとし、電子の電荷量を１．６×１０−19 [Ｃ]とすると以下の（２）式から求められる。 In contrast, the maximum amount of charge supplied from the bias power supply 30 during X-ray irradiation per second is G [e− / μGy / pix], the X-ray dose rate is R [μGy / s], and the pixel When the number is P and the charge amount of electrons is 1.6 × 10 −19 [C], it can be obtained from the following equation (2).
最大電荷量＝Ｇ×Ｒ×Ｐ×１．６×１０−19 [Ｃ／ｓ] ・・・（２）
ここで、Ｇ＝０．１〜０．７Ｍ[ｅ-／μＧｙ／ｐｉｘ]とし、Ｒ＝２〜１０×１０3 [μＧｙ／ｓ]とし、Ｐ＝４〜１６Ｍ[ｐｉｘ]とすると上記（２）式から最大電荷量は約６×１０−3 [Ｃ／ｓ]と求まる。
Maximum charge amount = G × R × P × 1.6 × 10 −19 [C / s] (2)
Here, when G = 0.1 to 0.7 M [e− / μGy / pix], R = 2 to 10 × 10 3 [μGy / s], and P = 4 to 16 M [pix], (2 ), The maximum charge amount is found to be about 6 × 10 −3 [C / s].
よって、半導体層６がａ−Ｓｅである場合、バイアス電源３０から１秒間に供給される電荷量は、半導体層６に蓄積される電荷量の約５６倍（≒６×１０−3／１．０７×１０−4）である。 Therefore, when the semiconductor layer 6 is a-Se, the amount of charge supplied from the bias power supply 30 per second is about 56 times the amount of charge accumulated in the semiconductor layer 6 (≈6 × 10 −3 / 1. 07 × 10 −4 ).
一方、半導体層６が、例えば、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）である場合、半導体層６の容量Ｃｐｃは上述した（１）式から以下のように求まる。なお、ＣｄＴｅの比誘電率εrは約１４とする。 On the other hand, when the semiconductor layer 6 is, for example, CdTe (cadmium telluride), the capacitance Cpc of the semiconductor layer 6 is obtained from the above-described equation (1) as follows. The relative dielectric constant ε r of CdTe is about 14.
Ｃｐｃ＝８．８５×１０−12×１４×（１７×０．０２５４）２／（０．０００２）
≒１１５，０００［ｐＦ］
よって、半導体層６に蓄積される電荷量は、バイアス電圧をＶを２０Ｖとした場合、Ｑ＝Ｃｐｃ×ＶよりＱ＝１１５，０００×１０−12×２０＝２．３×１０−6 ［Ｃ］と求められる。
Cpc = 8.85 × 10 −12 × 14 × (17 × 0.0254) 2 /(0.0002)
≒ 115,000 [pF]
Therefore, the amount of charge accumulated in the semiconductor layer 6 is Q = 115,000 × 10 −12 × 20 = 2.3 × 10 −6 [C from Q = Cpc × V when the bias voltage is 20V. ] Is required.
これに対し、Ｘ線照射時にバイアス電源３０から１秒間に供給される最大電荷量は、Ｇ＝１〜２Ｍ[ｅ-／μＧｙ／ｐｉｘ]とし、Ｒ＝２〜１０×１０3[μＧｙ／ｓ]とし、Ｐ＝４〜１６Ｍ[ｐｉｘ]とすると、上記（２）式から、約２．４×１０−2 [Ｃ／ｓ]と求まる。 On the other hand, the maximum amount of charge supplied from the bias power supply 30 for one second during X-ray irradiation is G = 1 to 2M [e− / μGy / pix], and R = 2 to 10 × 10 3 [μGy / s. ], And P = 4 to 16 M [pix], it is found from the above formula (2) as about 2.4 × 10 −2 [C / s].
よって、半導体層６がＣｄＴｅである場合、バイアス電源３０から１秒間に供給される最大電荷量は、半導体層６に蓄積される電荷量の約１０４００倍（≒２．４×１０−2／２．３×１０−6）である。 Therefore, when the semiconductor layer 6 is CdTe, the maximum charge amount supplied from the bias power supply 30 for one second is approximately 10400 times the charge amount accumulated in the semiconductor layer 6 (≈2.4 × 10 −2 / 2). 3 × 10 −6 ).
よって、直接変換方式の電磁波検出素子１０では、バイアス電源３０から供給される電荷は半導体層６に蓄積されている電荷量よりも数十倍から１万倍も大きく、バイアス電源３０からのノイズの影響を受けやすい。 Therefore, in the direct conversion type electromagnetic wave detection element 10, the charge supplied from the bias power source 30 is several tens to 10,000 times larger than the amount of charge stored in the semiconductor layer 6, and noise from the bias power source 30 is reduced. easily influenced.
ここで、本発明者は、バイアス電源３０と上部電極７を接続する配線３２に高抵抗値の抵抗器４２を直列に接続した場合、放射線画像のノイズが低減することを見出した。 Here, the present inventor has found that when a high-resistance resistor 42 is connected in series to the wiring 32 connecting the bias power supply 30 and the upper electrode 7, noise in the radiation image is reduced.
図５には、配線３２に抵抗器４２を設けない放射線画像撮影装置１００により放射線画像を撮影した場合（「対策なし」）と、配線３２に抵抗器４２を設けた放射線画像撮影装置１００により、当該抵抗器４２の抵抗値をｍ［Ω］とし、バイアス電源３０から供給されるバイアス電圧をｎ［Ｖ］としたときに、ｎ：ｍの比率を１：１００〜１：１：１０，０００の範囲で比率を変えて放射線画像を撮影した場合の各放射線画像に発生するノイズ量の一例が周波数毎に示されている。なお、同図の周波数は、所定のサンプリング周波数を１として各周波数を正規化した正規化周波数［ｆｓ］として示している。また、ノイズ量は、ｎ：ｍが１：１０，０００で且つ正規化周波数が０．２５［ｆｓ］のノイズ量を１として各ノイズ量を正規化した正規化ノイズとして示している。 In FIG. 5, when a radiographic image is taken by the radiographic imaging device 100 in which the resistor 42 is not provided in the wiring 32 (“no countermeasure”), and by the radiographic imaging device 100 in which the resistor 42 is provided in the wiring 32, When the resistance value of the resistor 42 is m [Ω] and the bias voltage supplied from the bias power supply 30 is n [V], the ratio of n: m is 1: 100 to 1: 1: 10,000. An example of the amount of noise generated in each radiographic image when radiographic images are captured while changing the ratio in the range is shown for each frequency. In addition, the frequency of the figure is shown as a normalized frequency [fs] obtained by normalizing each frequency with a predetermined sampling frequency being 1. Further, the noise amount is shown as normalized noise obtained by normalizing each noise amount with a noise amount of n: m of 1: 10,000 and a normalized frequency of 0.25 [fs] as 1.
また、図６には、バイアス電源３０から供給されるバイアス電圧ｎに対する抵抗器４２の抵抗値ｍの比率（抵抗比率）を０．００１〜１０，０００の範囲で変えた場合の放射線画像に発生する平均ノイズ量の一例が示されている。なお、同図の平均ノイズ量は、ｎ：ｍが１：１０，０００の平均ノイズ量を１として各平均ノイズ量を正規化した平均正規化ノイズとして示している。 FIG. 6 shows a radiation image when the ratio (resistance ratio) of the resistance value m of the resistor 42 to the bias voltage n supplied from the bias power supply 30 is changed in the range of 0.001 to 10,000. An example of the average noise amount to be performed is shown. In addition, the average noise amount of the same figure is shown as the average normalization noise which normalized each average noise amount by making 1 the average noise amount of n: m 1: 10,000.
図５及び図６に示されるように、ｎ：ｍの比率が大きくなるほどバイアス電圧に含まれるノイズが小さくなり、放射線画像に発生するノイズ量が小さくなる。なお、図５では、ｎ：ｍが１：１，０００、１：５，０００及び１：１０，０００の場合の間でノイズ量の差が小さく、グラフの大部分が重なっている。また、図６では抵抗比率が１，０００以上では測定限界以下となっており、ノイズの抑制効果は飽和している。 As shown in FIGS. 5 and 6, as the ratio of n: m increases, the noise included in the bias voltage decreases, and the amount of noise generated in the radiation image decreases. In FIG. 5, the difference in the amount of noise is small between n: m of 1: 1,000, 1: 5,000, and 1: 10,000, and most of the graphs overlap. Further, in FIG. 6, when the resistance ratio is 1,000 or more, it is below the measurement limit, and the noise suppressing effect is saturated.
このため、放射線画像に発生するノイズ量を小さく抑えるには、バイアス電圧ｎに対する抵抗器４２の抵抗値ｍの比率を大きくすることが好ましい。 For this reason, it is preferable to increase the ratio of the resistance value m of the resistor 42 to the bias voltage n in order to reduce the amount of noise generated in the radiation image.
一方、抵抗器４２の抵抗値ｍを大きくした場合は、半導体層６にＸ線を照射して放射線画像を撮影する際に、抵抗器４２でのバイアス電圧の低下が大きくなって上部電極７から半導体層６に対して印加されるバイアス電圧が低下し、半導体層６内に発生した電子を十分に下部電極１１に収集させることができないため、Ｘ線に対するセンサ部１０３の感度が低下する。 On the other hand, when the resistance value m of the resistor 42 is increased, when the radiation image is taken by irradiating the semiconductor layer 6 with X-rays, a decrease in the bias voltage at the resistor 42 increases and the upper electrode 7 Since the bias voltage applied to the semiconductor layer 6 is reduced and electrons generated in the semiconductor layer 6 cannot be sufficiently collected by the lower electrode 11, the sensitivity of the sensor unit 103 to X-rays is reduced.
本発明者は、放射線画像に発生するノイズ量を抑えるには、ｎ：ｍの比率が１：１０〜１：１０，０００の範囲内とする必要があり、さらにセンサ部１０３の感度の低下による画質の低下を抑制しつつ、ノイズ量を抑えるには、ｎ：ｍの比率が１：１００〜１：１，０００の範囲内であることが好ましいことを見出した。 In order to suppress the amount of noise generated in the radiographic image, the inventor needs to make the ratio of n: m within the range of 1:10 to 1: 10,000, and further, due to a decrease in sensitivity of the sensor unit 103. It has been found that the ratio of n: m is preferably in the range of 1: 100 to 1: 1,000 in order to suppress the amount of noise while suppressing deterioration in image quality.
図７（Ａ）〜（Ｃ）には、抵抗器４２を設けない放射線画像撮影装置１００により放射線画像を撮影した場合（「対策なし」）と、配線３２に抵抗器４２を設けた放射線画像撮影装置１００により、ｎ：ｍの比率を１：１００、及び１：５００として撮影した場合の各放射線画像の一例が示されている。 7A to 7C show a case where a radiographic image is taken by the radiographic imaging device 100 without the resistor 42 (“no countermeasure”), and a radiographic image where the resistor 42 is provided on the wiring 32. An example of each radiographic image when the apparatus 100 captures images with n: m ratios of 1: 100 and 1: 500 is shown.
以上のように、本実施の形態によれば、半導体層６に対してバイアス電源３０からのバイアス電圧を供給する配線３２に、抵抗値をｍ［Ω］とし、電源から供給されるバイアス電圧をｎ［Ｖ］としたときに、ｎ：ｍの比率が１：１０〜１：１０，０００の範囲内である抵抗器４２を設けているので、バイアス電圧からのノイズによる放射線画像の画質の低下を抑制することができる。 As described above, according to the present embodiment, the resistance value is set to m [Ω] and the bias voltage supplied from the power supply is applied to the wiring 32 that supplies the bias voltage from the bias power supply 30 to the semiconductor layer 6. Since the resistor 42 in which the ratio of n: m is in the range of 1:10 to 1: 10,000 when n [V] is provided, the image quality of the radiation image is degraded due to noise from the bias voltage. Can be suppressed.
また、本実施の形態によれば、抵抗器４２の抵抗値ｍとバイアス電源３０から供給されるバイアス電圧ｎの比率ｎ：ｍを１：１００〜１：１：１，０００の範囲内とすることにより、センサ部１０３の感度の低下による画質の低下を抑制しつつ、ノイズ量の少ない放射線画像を得ることができる。 Further, according to the present embodiment, the ratio n: m between the resistance value m of the resistor 42 and the bias voltage n supplied from the bias power supply 30 is in the range of 1: 100 to 1: 1: 1,000. As a result, it is possible to obtain a radiation image with a small amount of noise while suppressing a decrease in image quality due to a decrease in sensitivity of the sensor unit 103.
［第２の実施の形態］
第２の実施の形態に係る放射線画像撮影装置１００の構成は、上記第１の実施の形態（図１〜図３参照）と同一であるので、ここでの説明は省略する。
[Second Embodiment]
Since the configuration of the radiographic image capturing apparatus 100 according to the second embodiment is the same as that of the first embodiment (see FIGS. 1 to 3), description thereof is omitted here.
図８には、本実施の形態に係る電磁波検出素子１０の１画素部分に注目した等価回路図が示されている。なお、図８における図４と同一部分については説明を省略する。 FIG. 8 shows an equivalent circuit diagram focusing on one pixel portion of the electromagnetic wave detection element 10 according to the present exemplary embodiment. Note that the description of the same parts in FIG. 8 as those in FIG. 4 is omitted.
配線３２には抵抗器４２を含んで構成され、抵抗値を変更可能な可変抵抗回路４０が設けられている。この可変抵抗回路４０には、抵抗器４２と並列に、抵抗器４４とスイッチ素子４６が直列に接続された直列配線が設けられている。スイッチ素子４６は、オン・オフが制御部５０から送信される切替指示信号ＳＷＲ１により制御されている。可変抵抗回路４０は、スイッチ素子４６のオン・オフが切替えられることにより、回路全体での抵抗値が変更可能とされている。 The wiring 32 includes a resistor 42 and is provided with a variable resistance circuit 40 that can change the resistance value. The variable resistance circuit 40 is provided with a series wiring in which a resistor 44 and a switch element 46 are connected in series in parallel with the resistor 42. The switch element 46 is controlled by a switching instruction signal SW R1 transmitted from the control unit 50. The variable resistance circuit 40 can change the resistance value of the entire circuit by switching on and off of the switch element 46.
また、制御部５０は電磁波検出素子１０に対してＸ線を射出する放射線源６０と接続されている。放射線源６０は制御部５０から送信される射出指示信号ＸＲによりＸ線の射出が制御されている。さらに、制御部５０は上述の信号処理装置３４とも接続されている。 The control unit 50 is connected to a radiation source 60 that emits X-rays to the electromagnetic wave detection element 10. The radiation source 60 is controlled to emit X-rays by an emission instruction signal XR transmitted from the control unit 50. Further, the control unit 50 is also connected to the signal processing device 34 described above.
制御部５０は、ＣＰＵ、ＲＡＭ等から成るメモリ、ＨＤＤ(Hard Disk Drive)等から成る不揮発性の記憶部を備えたコンピュータと、このコンピュータに接続された周辺回路を含んで構成されており、不揮発性の記憶部に記憶された所定のプログラムがコンピュータのＣＰＵによって実行され、コンピュータと周辺回路が協働することで、スイッチ素子４６のオン・オフを制御すると共に、放射線源６０におけるＸ線の射出を制御し、また、信号処理装置３４を制御することにより電磁波検出素子１０による放射線画像の撮影動作を制御する。 The control unit 50 includes a computer having a non-volatile storage unit such as a memory composed of a CPU, RAM, etc., an HDD (Hard Disk Drive), and a peripheral circuit connected to the computer. A predetermined program stored in the sex storage unit is executed by the CPU of the computer, and the computer and peripheral circuits cooperate to control on / off of the switch element 46 and to emit X-rays at the radiation source 60. Further, the radiographic image capturing operation by the electromagnetic wave detecting element 10 is controlled by controlling the signal processing device 34.
次に、本実施の形態に係る放射線画像撮影装置１００の動作原理について簡単に説明する。 Next, the operation principle of the radiation image capturing apparatus 100 according to the present embodiment will be briefly described.
本実施の形態に係る制御部５０は、電磁波検出素子１０で放射線画像を撮影する際に、スイッチ素子４６をオン状態とし、電磁波検出素子１０から放射線画像を読み出す際に、スイッチ素子４６をオフ状態とするように制御している。 The control unit 50 according to the present embodiment turns on the switch element 46 when taking a radiation image with the electromagnetic wave detection element 10, and turns off the switch element 46 when reading out the radiation image from the electromagnetic wave detection element 10. It is controlled so that.
図９には、放射線画像撮影時及び放射線画像読出時の制御部５０による制御の流れを示すタイムチャートが示されている。 FIG. 9 shows a time chart showing the flow of control by the control unit 50 at the time of radiographic image capturing and radiographic image reading.
同図に示すように、制御部５０は、放射線画像を撮影する際、切替指示信号ＳＷＲ１にオン信号を出力してスイッチ素子４６をオン状態とさせると共に、射出指示信号ＸＲに放射線源６０からのＸ線の射出を指示するオン信号を出力して放射線源６０からＸ線を射出させる。 As shown in the figure, when capturing a radiographic image, the control unit 50 outputs an ON signal to the switching instruction signal SW R1 to turn on the switch element 46, and also outputs an emission instruction signal XR from the radiation source 60. The X-ray is emitted from the radiation source 60 by outputting an ON signal instructing the X-ray emission.
このように、放射線画像を撮影する際に、スイッチ素子４６をオン状態とすることにより可変抵抗回路４０全体での抵抗値が低下して、半導体層６に対して印加されるバイアス電圧ＨＶの低下が抑制されるため、Ｘ線に対するセンサ部１０３の感度の低下を抑制することができる。 As described above, when the radiographic image is taken, the switch element 46 is turned on to reduce the resistance value of the entire variable resistance circuit 40, thereby reducing the bias voltage HV applied to the semiconductor layer 6. Therefore, a decrease in sensitivity of the sensor unit 103 with respect to X-rays can be suppressed.
一方、制御部５０は、放射線画像を読出す際、切替指示信号ＳＷＲ１にオフ信号を出力してスイッチ素子４６をオフ状態とさせ、その後、信号処理装置３４を制御してスキャン信号制御装置３２から１ラインずつ順に各走査配線１０１（ｇａｔｅ１〜ｇａｔｅＮ）にオン信号を出力させ、各走査配線１０１に接続された各ＴＦＴスイッチ４を１ラインずつ順にＯＮさせて、放射線画像の読み出しを行う。 On the other hand, when reading the radiation image, the control unit 50 outputs an off signal to the switching instruction signal SW R1 to turn off the switch element 46, and then controls the signal processing device 34 to scan signal control device 32. An on signal is output to each scanning wiring 101 (gate1 to gateN) sequentially line by line, and each TFT switch 4 connected to each scanning wiring 101 is turned on one line at a time to read out a radiation image.
このように、放射線画像を読出す際に、スイッチ素子４６をオフ状態とすることにより可変抵抗回路４０全体での抵抗値が上昇し、放射線画像にノイズが重畳されることを低減することができる。 As described above, when the radiographic image is read out, the switching element 46 is turned off to increase the resistance value of the entire variable resistance circuit 40 and reduce noise from being superimposed on the radiographic image. .
以上のように、本実施の形態によれば、配線３２に、抵抗値を変更可能な可変抵抗回路４０を設け、放射線画像を撮影する際に可変抵抗回路４０の抵抗値を低くすることにより、センサ部１０３の感度の低下を抑制できる。また、放射線画像を読出す際に可変抵抗回路４０の抵抗値を高くすることにより、バイアス電圧から重畳されるノイズを小さく抑えることができるため、放射線画像の画質の低下を抑制することができる。 As described above, according to the present embodiment, the variable resistance circuit 40 capable of changing the resistance value is provided in the wiring 32, and the resistance value of the variable resistance circuit 40 is reduced when taking a radiation image. A decrease in sensitivity of the sensor unit 103 can be suppressed. Further, by increasing the resistance value of the variable resistance circuit 40 when reading out a radiographic image, noise superimposed from the bias voltage can be suppressed to a low level, so that deterioration in the image quality of the radiographic image can be suppressed.
［第３の実施の形態］
第３の実施の形態に係る放射線画像撮影装置１００の構成は、上記第１及び第２の実施の形態（図１〜図３参照）と同一であるので、ここでの説明は省略する。
[Third Embodiment]
Since the configuration of the radiographic image capturing apparatus 100 according to the third embodiment is the same as that of the first and second embodiments (see FIGS. 1 to 3), description thereof is omitted here.
図１０には、本実施の形態に係る電磁波検出素子１０の１画素部分に注目した等価回路図が示されている。なお、図１０における図８と同一部分については説明を省略する。 FIG. 10 shows an equivalent circuit diagram focusing on one pixel portion of the electromagnetic wave detection element 10 according to the present exemplary embodiment. The description of the same parts in FIG. 10 as those in FIG. 8 will be omitted.
本実施の形態に係る可変抵抗回路４０は、抵抗器４２、及び抵抗器４４とスイッチ素子４６が直列に接続された直列配線と並列に、スイッチ素子４８が設けられている。スイッチ素子４８は、オン・オフが制御部５０から送信される切替指示信号ＳＷＲ２により制御されている。可変抵抗回路４０は、スイッチ素子４６、及びスイッチ素子４８のオン・オフが切替えられることにより、回路全体での抵抗値が変更可能とされている。 In the variable resistance circuit 40 according to the present embodiment, a switch element 48 is provided in parallel with the resistor 42 and a series wiring in which the resistor 44 and the switch element 46 are connected in series. The switch element 48 is controlled by a switching instruction signal SW R2 transmitted from the control unit 50. The variable resistance circuit 40 can change the resistance value of the entire circuit by switching on and off of the switch element 46 and the switch element 48.
また、可変抵抗回路４０と上部電極７とを接続する配線３２は、分岐しており、分岐した配線がコンデンサ７０の一端に接続されている。このコンデンサ７０の他端は接地されている。さらに、このコンデンサ７０には、並列に、抵抗器７２とスイッチ素子７４が直列に接続された直列配線が設けられている。スイッチ素子７４は、オン・オフが制御部５０から送信される切替指示信号ＳＷＤにより制御されている。 The wiring 32 connecting the variable resistance circuit 40 and the upper electrode 7 is branched, and the branched wiring is connected to one end of the capacitor 70. The other end of the capacitor 70 is grounded. Further, the capacitor 70 is provided with a series wiring in which a resistor 72 and a switch element 74 are connected in series. Switching element 74 is turned on and off is controlled by a switching instruction signal SW D transmitted from the control unit 50.
次に、本実施の形態に係る放射線画像撮影装置１００の動作原理について簡単に説明する。 Next, the operation principle of the radiation image capturing apparatus 100 according to the present embodiment will be briefly described.
本実施の形態に係る制御部５０は、放射線画像を撮影する際に、被写体の撮影部位、及び被写体の静止画像又は動画像を撮影する撮影モードに応じてスイッチ素子４６、及びスイッチ素子４８のオン・オフを制御して可変抵抗回路４０の抵抗値を制御している。例えば、静止画像を撮影する撮影モードであり、被写体の撮影部位が胸部等のＸ線の透過性の高い部分である場合は、照射されるＸ線の線量が少ないため、例えば、スイッチ素子４６をオン状態とし、スイッチ素子４８をオフ状態として照射中の可変抵抗回路４０の抵抗値を比較的小さく（例えば、１００ｋΩ程度に）する。また、静止画像を撮影する撮影モードであり、被写体の撮影部位が腰椎等のＸ線の透過性の低い部分である場合は、照射されるＸ線の線量が多いため、スイッチ素子４６、及びスイッチ素子４８を共にオン状態として照射中の可変抵抗回路４０の抵抗値を小さく（例えば、０Ω程度）としてバイアス電圧に電圧ドロップやリンギングが発生することを抑えている。また、放射線画像を連続的に撮影することにより動画像を撮影する撮影モードである場合は、スイッチ素子４６、及びスイッチ素子４８を共にオフ状態として照射中の可変抵抗回路４０の抵抗値を最も大きく（例えば、１０ＭΩ程度）してバイアス電圧からのノイズの重畳を抑えている。 When capturing a radiographic image, the control unit 50 according to the present embodiment turns on the switch element 46 and the switch element 48 according to the imaging region of the subject and the imaging mode for capturing a still image or a moving image of the subject. -The resistance value of the variable resistance circuit 40 is controlled by controlling OFF. For example, in the imaging mode for capturing a still image, and when the imaging region of the subject is a portion having high X-ray transmissivity such as a chest, the dose of X-rays to be irradiated is small. The switch element 48 is turned off and the resistance value of the variable resistance circuit 40 during irradiation is made relatively small (for example, about 100 kΩ). Further, in the imaging mode for capturing a still image and when the imaging region of the subject is a portion with low X-ray transmission such as the lumbar spine, the dose of X-rays to be irradiated is large. Both the elements 48 are turned on to reduce the resistance value of the variable resistance circuit 40 during irradiation (for example, about 0Ω), thereby suppressing voltage drop and ringing in the bias voltage. In the case of a shooting mode in which a moving image is shot by continuously shooting radiographic images, the switch element 46 and the switch element 48 are both turned off, and the resistance value of the variable resistance circuit 40 during irradiation is maximized. (For example, about 10 MΩ) to suppress the superimposition of noise from the bias voltage.
また、本実施の形態に係る放射線画像撮影装置１００では、配線３２に接続されたコンデンサ７０により平滑フィルタを形成しており、このコンデンサ７０によりバイアス電圧のノイズを低減させている。 In the radiographic image capturing apparatus 100 according to the present embodiment, a smoothing filter is formed by the capacitor 70 connected to the wiring 32, and noise of the bias voltage is reduced by the capacitor 70.
本実施の形態に係る制御部５０は、装置本体の電源がオンされて所定の初期処理が完了すると、切替指示信号ＳＷＤにオフ信号を出力してスイッチ素子７４をオフ状態とさせる。また、制御部５０は、装置終了処理時や、電磁波検出素子１０の放電破壊時、電磁波検出素子１０の異常検知時などの装置異常などによりバイアス電源３０からのバイアス電圧の供給を停止する際に、切替指示信号ＳＷＤにオン信号を出力してコンデンサ７０をショートさせる制御を行う。これにより、装置終了処理時や装置異常時にバイアス電圧が立ち下がる際の立ち下がりを早くすることができる。 Control unit 50 according to the present embodiment, when it is turned on the power supply of the apparatus main body a predetermined initial process is completed, and outputs an OFF signal to the switching instruction signal SW D is the switching element 74 turned off. Further, the control unit 50 stops the supply of the bias voltage from the bias power supply 30 due to an apparatus abnormality such as an apparatus termination process, a discharge breakdown of the electromagnetic wave detection element 10, or an abnormality detection of the electromagnetic wave detection element 10. Then, an ON signal is output to the switching instruction signal SW D to perform a control for shorting the capacitor 70. As a result, the fall when the bias voltage falls at the time of the device termination process or at the time of device abnormality can be accelerated.
以上のように、本実施の形態によれば、静止画像を撮影する際に、被写体の撮影部位がＸ線の透過性の高い部分である場合は、可変抵抗回路４０の抵抗値を比較的小さくすることにより、バイアス電圧に電圧ドロップやリンギングが発生することを抑えることで感度の低下を抑え、かつ放射線画像を読出す際にはスイッチ素子４６、４８をオフ状態とすることにより可変抵抗回路４０全体での抵抗値が上昇し、放射線画像にノイズが重畳されることを低減することができる。被写体の撮影部位がＸ線の透過性の低い部分である場合は、放射線画像を撮影する際に、可変抵抗回路４０の抵抗値を最も小さくすることにより、センサ部１０３の感度の低下を抑えることができる。また、動画像を撮影する撮影モードである場合は、可変抵抗回路４０の抵抗値を最も大きくすることにより、バイアス電圧からのノイズの重畳を抑え、放射線画像に発生するノイズ量を抑えることができる。 As described above, according to the present embodiment, when a still image is captured, if the imaging region of the subject is a portion with high X-ray transparency, the resistance value of the variable resistance circuit 40 is relatively small. As a result, a decrease in sensitivity is suppressed by suppressing the occurrence of voltage drop or ringing in the bias voltage, and the variable resistance circuit 40 is turned off by switching off the switch elements 46 and 48 when reading out a radiation image. It is possible to reduce the overall resistance value and reduce noise from being superimposed on the radiation image. When the imaging region of the subject is a portion with low X-ray permeability, the sensitivity of the sensor unit 103 is suppressed from decreasing by minimizing the resistance value of the variable resistance circuit 40 when capturing a radiographic image. Can do. Further, in the imaging mode for capturing a moving image, by making the resistance value of the variable resistance circuit 40 the largest, it is possible to suppress the superposition of noise from the bias voltage and to suppress the amount of noise generated in the radiation image. .
なお、上記各実施の形態では、検出対象とする電磁波としてＸ線を検出することにより画像を検出する放射線画像撮影装置１００に本発明を適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、検出対象とする電磁波は可視光や紫外線、赤外線等いずれであってもよい。 In each of the above embodiments, the case where the present invention is applied to the radiographic imaging apparatus 100 that detects an image by detecting X-rays as electromagnetic waves to be detected has been described, but the present invention is not limited thereto. For example, the electromagnetic wave to be detected may be visible light, ultraviolet light, infrared light, or the like.
また、上記各実施の形態では、放射線を直接、半導体層で電荷に変換して蓄積する直接変換方式の電磁波検出素子１０を用いた放射線画像撮影装置１００に本発明を適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、放射線を一度シンチレータで光に変換し、変換した光を半導体層で電荷に変換して蓄積する間接変換方式の電磁波検出素子を用いた放射線画像撮影装置に適用してもよい。 In each of the above embodiments, the case where the present invention is applied to the radiation image capturing apparatus 100 using the direct conversion type electromagnetic wave detection element 10 that directly converts radiation into a charge in the semiconductor layer and accumulates it has been described. The present invention is not limited to this, for example, radiation using an indirect conversion type electromagnetic wave detection element that converts radiation into light once with a scintillator, converts the converted light into electric charge with a semiconductor layer, and accumulates it. You may apply to an imaging device.
図１１には、間接変換方式の電磁波検出素子の半導体層にバイアス電源から供給されるバイアス電圧ｎに対する抵抗器４２の抵抗値ｍの比率（抵抗比率）を０．００１〜１０，０００の範囲で変えた場合の放射線画像に発生する平均ノイズ量の一例が示されている。なお、同図の平均ノイズ量は、ｎ：ｍが１：１００の平均ノイズ量を１として各平均ノイズ量を正規化した平均正規化ノイズとして示している。 In FIG. 11, the ratio (resistance ratio) of the resistance value m of the resistor 42 to the bias voltage n supplied from the bias power supply to the semiconductor layer of the indirect conversion type electromagnetic wave detection element is in the range of 0.001 to 10,000. An example of the average noise amount generated in the radiographic image when changed is shown. In addition, the average noise amount of the same figure is shown as the average normalization noise which normalized each average noise amount by making 1 the average noise amount of n: m 1: 100.
図１１に示されるように、間接変換方式の電磁波検出素子においても、ｎ：ｍの比率が大きくなるほどバイアス電圧に含まれるノイズが小さくなり、放射線画像に発生するノイズ量が小さくなる。 As shown in FIG. 11, in the indirect conversion type electromagnetic wave detection element, as the ratio of n: m increases, the noise included in the bias voltage decreases, and the amount of noise generated in the radiation image decreases.
なお、直接変換方式では放射線照射時に放電した半導体層に蓄積されていた電荷をバイアス電源３０から補充する。このため、半導体層に蓄積されている電荷以上には電荷量が発生しない間接変換方式に比べて、前述のように直接変換方式はバイアス電源３０から供給される電荷が半導体層６に蓄積されている電荷量よりも数十倍から１万倍も大きく、バイアス電源３０からのノイズの影響を受けやすいため、直接変換方式の電磁波検出素子に本発明を適用することがより好ましい。 In the direct conversion method, charges accumulated in the semiconductor layer discharged at the time of radiation irradiation are supplemented from the bias power source 30. For this reason, as compared with the indirect conversion method in which the amount of charge is not generated beyond the charge accumulated in the semiconductor layer, the direct conversion method has the charge supplied from the bias power supply 30 accumulated in the semiconductor layer 6 as described above. It is more preferable to apply the present invention to a direct conversion type electromagnetic wave detecting element because it is several tens to 10,000 times larger than the amount of electric charge and is easily affected by noise from the bias power source 30.
その他、上記各実施の形態で説明した放射線画像撮影装置１００の構成（図１参照。）及び電磁波検出素子１０の構成（図２〜図４、図８、図１０）は一例であり、本発明の主旨を逸脱しない範囲内において適宜変更可能であることは言うまでもない。 In addition, the configuration of the radiographic image capturing apparatus 100 (see FIG. 1) and the configuration of the electromagnetic wave detection element 10 (FIGS. 2 to 4, 8, and 10) described in the above embodiments are merely examples, and the present invention. Needless to say, changes can be made as appropriate without departing from the spirit of the present invention.
５ 電荷蓄積容量
６ 半導体層
１０ 電磁波検出素子
３０ バイアス電源（電源）
３２ 配線
４０ 可変抵抗回路
４２ 抵抗器
４６ スイッチ素子
４８ スイッチ素子
５０ 制御部（制御手段、第２制御手段）
７０ コンデンサ
７４ スイッチ素子
１００ 放射線画像撮影装置
5 Charge storage capacitor 6 Semiconductor layer 10 Electromagnetic wave detection element 30 Bias power supply (power supply)
32 Wiring 40 Variable resistance circuit 42 Resistor 46 Switch element 48 Switch element 50 Control unit (control means, second control means)
70 Capacitor 74 Switch element 100 Radiation imaging device
Claims (7)
前記電磁波検出素子に配線を介して接続され、前記バイアス電圧を供給する電源と、
前記配線に設けられた、抵抗値をｍ［Ω］とし、前記電源から供給されるバイアス電圧をｎ［Ｖ］としたときに、ｎ：ｍの比率が１：１０〜１：１０，０００の範囲内で前記抵抗値を変更可能な可変抵抗回路と、
前記画像を示す情報として蓄積された電荷を前記電磁波検出素子から読出す際の前記可変抵抗回路の抵抗値よりも、前記電磁波検出素子への電磁波の照射中の前記可変抵抗回路の抵抗値が小さくなるように制御し、前記電磁波検出素子から電荷を読出す際には前記可変抵抗回路の抵抗値を上昇させて前記バイアス電圧から重畳されるノイズを小さく抑え、前記電磁波検出素子への電磁波の照射中には前記可変抵抗回路の抵抗値を低下させて前記電磁波検出素子に印加されるバイアス電圧の低下を抑制するよう、前記可変抵抗回路の抵抗値を制御する制御手段と、
を備えた放射線画像撮影装置。 It has a semiconductor layer that generates charges when it is irradiated with electromagnetic waves to be detected, applies a bias voltage to the semiconductor layer, collects the charges generated in the semiconductor layer, and stores it as information indicating an image An electromagnetic wave detecting element,
A power source connected to the electromagnetic wave detection element via a wiring and supplying the bias voltage;
When the resistance value provided in the wiring is m [Ω] and the bias voltage supplied from the power source is n [V], the ratio of n: m is 1:10 to 1: 10,000. A variable resistance circuit capable of changing the resistance value within a range;
The resistance value of the variable resistance circuit during irradiation of the electromagnetic wave to the electromagnetic wave detection element is smaller than the resistance value of the variable resistance circuit when the charge accumulated as information indicating the image is read from the electromagnetic wave detection element. When the electric charge is read from the electromagnetic wave detection element, the resistance value of the variable resistance circuit is increased to suppress noise superimposed from the bias voltage, and the electromagnetic wave detection element is irradiated with the electromagnetic wave. Control means for controlling the resistance value of the variable resistance circuit so as to suppress a decrease in the bias voltage applied to the electromagnetic wave detecting element by reducing the resistance value of the variable resistance circuit.
A radiographic imaging apparatus comprising:
前記電磁波検出素子は、被写体を透過した放射線が照射されることにより、当該放射線により表わされる放射線画像を撮影し、
前記制御手段は、前記電磁波検出素子への放射線の照射時、照射される放射線の線量が多い場合、照射される放射線の線量が少ない場合よりも前記可変抵抗回路の抵抗値が小さくなるよう制御し、前記被写体の動画像を撮影する場合、前記可変抵抗回路の抵抗値が最も大きくなるよう制御する
請求項１又は請求項２記載の放射線画像撮影装置。 The electromagnetic wave to be detected is radiation,
The electromagnetic wave detection element shoots a radiation image represented by the radiation by being irradiated with radiation transmitted through the subject,
The control means controls the variable resistance circuit so that the resistance value of the variable resistance circuit is smaller when the radiation is irradiated to the electromagnetic wave detection element when the radiation dose is large than when the radiation dose is small. , when shooting a moving image of the object, the variable resistance value of the resistor circuit is controlled to the most greater claim 1 or claim 2 radiographic imaging apparatus according.
請求項１〜請求項３の何れか１項記載の放射線画像撮影装置。 The electromagnetic wave detecting radiographic imaging apparatus of any one of claims 1 to 3, further comprising a capacitor connected in parallel to the capacitance of the device.
前記電源からのバイアス電圧の供給を停止する際に、前記スイッチ素子をオンとして前記コンデンサをショートさせる制御を行う第２制御手段と、
をさらに備えた請求項４記載の放射線画像撮影装置。 A switch element connected in parallel with the capacitor;
Second control means for performing control to turn on the switch element and short-circuit the capacitor when the supply of the bias voltage from the power source is stopped;
The radiographic imaging apparatus according to claim 4 , further comprising:
請求項１〜請求項５の何れか１項記載の放射線画像撮影装置。 As the electromagnetic wave detection element, a direct conversion type electromagnetic wave detection element that converts and accumulates the irradiated electromagnetic wave into a charge in the semiconductor layer is used.
The radiographic imaging apparatus of any one of Claims 1-5 .
請求項１〜請求項５の何れか１項記載の放射線画像撮影装置。 As the electromagnetic wave detecting element, an indirect conversion type electromagnetic wave detecting element that converts the irradiated electromagnetic wave into light and converts the converted light into electric charge in the semiconductor layer and accumulates it,
The radiographic imaging apparatus of any one of Claims 1-5 .
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Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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Cited By (1)
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