JP6166821B2 - Radiation imaging apparatus and radiation imaging system - Google Patents

Radiation imaging apparatus and radiation imaging system Download PDF

Info

Publication number
JP6166821B2
JP6166821B2 JP2016094150A JP2016094150A JP6166821B2 JP 6166821 B2 JP6166821 B2 JP 6166821B2 JP 2016094150 A JP2016094150 A JP 2016094150A JP 2016094150 A JP2016094150 A JP 2016094150A JP 6166821 B2 JP6166821 B2 JP 6166821B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
radiation
signal
drive
radiation imaging
imaging apparatus
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
JP2016094150A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP2016213840A (en
Inventor
貴司 岩下
貴司 岩下
登志男 亀島
登志男 亀島
八木 朋之
朋之 八木
竹中 克郎
克郎 竹中
英之 岡田
英之 岡田
翔 佐藤
翔 佐藤
恵梨子 佐藤
恵梨子 佐藤
拓哉 笠
拓哉 笠
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Canon Inc
Original Assignee
Canon Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Canon Inc filed Critical Canon Inc
Priority to JP2016094150A priority Critical patent/JP6166821B2/en
Publication of JP2016213840A publication Critical patent/JP2016213840A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP6166821B2 publication Critical patent/JP6166821B2/en
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Landscapes

  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)

Description

本発明は、放射線撮像装置及び放射線撮像システムに関する。   The present invention relates to a radiation imaging apparatus and a radiation imaging system.

放射線発生装置と放射線撮像装置との間の同期を取るために、放射線撮像装置が放射線照射の有無を検知する構成が提案されている。特許文献1は、放射線撮像装置に放射線が照射された場合に、バイアス電位を画素へ供給するバイアス線に電流が流れることを利用して、放射線照射の有無を検知する放射線撮像装置を提案する。具体的には、バイアス線を流れる電流が所定の閾値を超えた場合に、放射線が照射されていると判定される。バイアス線には、放射線に起因する電流以外にも様々な要因でノイズ電流が流れる。このノイズ電流が大きい場合に、放射線撮像装置に放射線が照射されていないにもかかわらず、照射されたと誤検知してしまうことがある。誤検知を防ぐために、特許文献1では、バイアス線に流れる暗電流を保持するためのサンプルホールド回路を有し、ある時点でバイアス線に流れている電流から、この保持された暗電流を減じた値を閾値と比較する。   In order to synchronize between the radiation generation apparatus and the radiation imaging apparatus, a configuration in which the radiation imaging apparatus detects the presence or absence of radiation irradiation has been proposed. Patent Document 1 proposes a radiation imaging apparatus that detects the presence / absence of radiation irradiation by utilizing the fact that a current flows through a bias line that supplies a bias potential to a pixel when radiation is applied to the radiation imaging apparatus. Specifically, when the current flowing through the bias line exceeds a predetermined threshold value, it is determined that radiation has been applied. Noise current flows through the bias line due to various factors other than the current caused by radiation. When the noise current is large, it may be erroneously detected that the radiation imaging apparatus has been irradiated even though the radiation is not irradiated. In order to prevent erroneous detection, Patent Document 1 has a sample-and-hold circuit for holding the dark current flowing through the bias line, and the held dark current is subtracted from the current flowing through the bias line at a certain time. Compare the value to the threshold.

特表2002−543684号公報Special Table 2002-543684 Publication

特許文献1の提案するような暗電流を減じる方法では、バイアス電流の温度ドリフトのような非常に遅い周波数成分(例えば1Hz以下)のノイズしか除去できない。従って、商用電源から混入するノイズ(50〜60Hz)や、筺体に圧力や衝撃を加えた際に生じるノイズ(数Hz〜数kHz)による誤検知に対応できない。そこで、本発明の1つの側面は、放射線撮像装置に放射線が照射されているか否かの判定の誤検知を抑制するための技術を提供することを目的とする。   The method of reducing the dark current as proposed in Patent Document 1 can remove only noise of a very slow frequency component (for example, 1 Hz or less) such as a temperature drift of the bias current. Therefore, it cannot cope with erroneous detection due to noise (50 to 60 Hz) mixed from the commercial power supply or noise (several Hz to several kHz) generated when pressure or impact is applied to the housing. In view of this, an object of one aspect of the present invention is to provide a technique for suppressing erroneous detection of determination as to whether or not a radiation imaging apparatus is irradiated with radiation.

上記課題に鑑みて、本発明の1つの側面は、放射線を電荷に変換し蓄積する変換素子及び前記変換素子を信号線に接続するスイッチ素子を含む複数の画素が複数の行および複数の列を構成するように配列された画素アレイと、前記複数の画素の前記変換素子にバイアス電位を与えるためのバイアス線と、前記複数の画素の前記スイッチ素子の制御端子に接続された複数の駆動線と、1つ以上の駆動線ごとに駆動信号を供給する駆動部であって、各駆動信号を、前記スイッチ素子を非導通状態にするオフ電圧から、前記スイッチ素子を導通状態にするオン電圧に切り替え、前記オフ電圧に戻す初期化動作を繰り返す駆動部と、ある1つ以上の駆動線への駆動信号を前記オン電圧へ切り替えてから、次の1つ以上の駆動線への駆動信号を前記オン電圧へ切り替えるまでの駆動周期ごとに、前記バイアス線を流れる電流を表す信号を前記駆動周期よりも短い周期でサンプリングする取得部であって、駆動信号を前記オン電圧へ切り替えてから所定の遅延時間の経過後にサンプリングした信号を有効値として取得し、駆動信号を前記オフ電圧へ切り替えてから遅延時間の経過後にサンプリングした信号をノイズ値として取得する取得部と、前記有効値及び前記ノイズ値に基づいて放射線情報を算出する算出部と、前記放射線情報に基づいて前記画素アレイへの放射線の照射の有無を判定する判定部とを備えることを特徴とする放射線撮像装置を提供する。 In view of the above problems, according to one aspect of the present invention, a plurality of pixels including a conversion element that converts and accumulates radiation into electric charge and a switch element that connects the conversion element to a signal line includes a plurality of rows and a plurality of columns. A pixel array arranged to configure, a bias line for applying a bias potential to the conversion elements of the plurality of pixels, and a plurality of drive lines connected to control terminals of the switch elements of the plurality of pixels; , a driving unit for supplying a driving signal to one or more drive lines your capital, each drive signal, said switching element from oFF voltage to the non-conductive state, the oN voltage of the switching element to a conducting state A switching unit that repeats an initialization operation to switch back to the off-voltage, and a drive signal to one or more drive lines is switched to the on-voltage, and then a drive signal to the next one or more drive lines is on For each driving cycle before switching to pressure, the signals representative of the current flowing through the bias line a acquisition unit for sampling with a period shorter than the drive period, a predetermined delay time after switching the drive signal to the on-voltage Based on the effective value and the noise value , an acquisition unit that acquires a signal sampled after the elapse of time as a valid value, acquires a signal sampled after the delay time has elapsed since the drive signal was switched to the off voltage, and A radiation imaging apparatus comprising: a calculation unit that calculates radiation information; and a determination unit that determines whether or not the pixel array is irradiated with radiation based on the radiation information.

上記手段により、放射線撮像装置に放射線が照射されているか否かの判定の誤検知を抑制するための技術が提供される。   The above means provides a technique for suppressing erroneous detection of determination as to whether or not radiation imaging apparatus is irradiated with radiation.

第1実施形態の放射線撮像装置の構成例を説明する図。The figure explaining the structural example of the radiation imaging device of 1st Embodiment. 図1の検知回路の構成例を説明する図。FIG. 3 is a diagram illustrating a configuration example of a detection circuit in FIG. 1. 図1の放射線撮像装置の動作例を説明するフローチャート。The flowchart explaining the operation example of the radiation imaging device of FIG. 図1の放射線撮像装置の動作例を説明するタイミングチャート。2 is a timing chart for explaining an operation example of the radiation imaging apparatus of FIG. 1. 図1の放射線撮像装置の詳細な動作例を説明する図。The figure explaining the detailed operation example of the radiation imaging device of FIG. 図1の放射線撮像装置の詳細な動作例を説明する図。The figure explaining the detailed operation example of the radiation imaging device of FIG. 図1の放射線撮像装置の詳細な動作例の効果を説明する図。The figure explaining the effect of the detailed operation example of the radiation imaging device of FIG. 図1の放射線撮像装置の別の詳細な動作例を説明する図。The figure explaining another detailed operation example of the radiation imaging device of FIG. 図1の放射線撮像装置の別の詳細な動作例の効果を説明する図。The figure explaining the effect of another detailed operation example of the radiation imaging device of FIG. 図1の放射線撮像装置のさらに別の詳細な動作例を説明する図。FIG. 6 is a diagram for explaining still another detailed operation example of the radiation imaging apparatus of FIG. 1. 図1の放射線撮像装置のさらに別の詳細な動作例の効果を説明する図。The figure explaining the effect of another detailed operation example of the radiation imaging device of FIG. 図1の放射線撮像装置のさらに別の詳細な動作例を説明する図。FIG. 6 is a diagram for explaining still another detailed operation example of the radiation imaging apparatus of FIG. 1. 図1の放射線撮像装置のさらに別の詳細な動作例を説明する図。FIG. 6 is a diagram for explaining still another detailed operation example of the radiation imaging apparatus of FIG. 1. 図1の放射線撮像装置のさらに別の詳細な動作例を説明する図。FIG. 6 is a diagram for explaining still another detailed operation example of the radiation imaging apparatus of FIG. 1. 図1の放射線撮像装置のさらに別の詳細な動作例を説明する図。FIG. 6 is a diagram for explaining still another detailed operation example of the radiation imaging apparatus of FIG. 1. 図1の放射線撮像装置のさらに別の詳細な動作例を説明する図。FIG. 6 is a diagram for explaining still another detailed operation example of the radiation imaging apparatus of FIG. 1. 図1の放射線撮像装置の別の動作例を説明するタイミングチャート。The timing chart explaining another example of operation of the radiation imaging device of FIG. 第2実施形態の放射線撮像装置の構成例を説明する図。The figure explaining the structural example of the radiation imaging device of 2nd Embodiment. 第3実施形態の放射線撮像装置の構成例を説明する図。The figure explaining the structural example of the radiation imaging device of 3rd Embodiment. 第4実施形態の放射線撮像装置の動作例を説明するフローチャート。The flowchart explaining the operation example of the radiation imaging device of 4th Embodiment. 第2実施形態の放射線撮像装置の積分回路の構成例を説明する図。The figure explaining the structural example of the integration circuit of the radiation imaging device of 2nd Embodiment. 他の実施形態の放射線撮像システムの構成を説明する図。The figure explaining the structure of the radiation imaging system of other embodiment.

添付の図面を参照しつつ本発明の実施形態について以下に説明する。様々な実施形態を通じて同様の要素には同一の参照符号を付して重複する説明を省略する。また、各実施形態は適宜変更、組み合わせが可能である。   Embodiments of the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings. Throughout various embodiments, the same elements are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted. In addition, each embodiment can be appropriately changed and combined.

[第1実施形態]
図1を参照しながら本発明の1つの実施形態の放射線撮像装置100の全体構成を説明する。放射線撮像装置100は、放射線によって形成される像を撮像するように構成されている。像は、不図示の放射線源から放射され被検体を透過した放射線によって形成されうる。放射線は、例えば、X線、α線、β線またはγ線でありうる。
[First Embodiment]
An overall configuration of a radiation imaging apparatus 100 according to one embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The radiation imaging apparatus 100 is configured to capture an image formed by radiation. The image can be formed by radiation emitted from a radiation source (not shown) and transmitted through the subject. The radiation can be, for example, X-rays, alpha rays, beta rays, or gamma rays.

放射線撮像装置100は、画素アレイ101と、駆動回路(駆動部)102と、読み出し回路103と、検知回路120と、基準バイアス電位発生回路126と、制御部106、算出部130と、判定部131とを含む。放射線撮像装置100は、その他、信号処理部(プロセッサ)105を含みうる。   The radiation imaging apparatus 100 includes a pixel array 101, a drive circuit (drive unit) 102, a readout circuit 103, a detection circuit 120, a reference bias potential generation circuit 126, a control unit 106, a calculation unit 130, and a determination unit 131. Including. In addition, the radiation imaging apparatus 100 may include a signal processing unit (processor) 105.

画素アレイ101は、複数の行および複数の列を構成するように二次元状に配列された複数の画素PIXを有する。図1に示す例では、画素PIXが3行3列を構成するように配列されているが、実際には、より多くの行および列を構成するように、より多くの画素PIXが配列される。例えば17インチの放射線撮像装置では約2800行・約2800列の画素を有する。各画素PIXは、放射線または光を電荷に変換する変換素子201と、その電荷に応じた電気信号を信号線Sigに出力するスイッチ素子Tとを含み、放射線を検知するように構成される。   The pixel array 101 has a plurality of pixels PIX that are two-dimensionally arranged to form a plurality of rows and a plurality of columns. In the example shown in FIG. 1, the pixels PIX are arranged to form 3 rows and 3 columns, but in reality, more pixels PIX are arranged to form more rows and columns. . For example, a 17-inch radiation imaging apparatus has about 2800 rows and about 2800 columns of pixels. Each pixel PIX includes a conversion element 201 that converts radiation or light into electric charge and a switch element T that outputs an electric signal corresponding to the electric charge to the signal line Sig, and is configured to detect the radiation.

変換素子201は、例えば、光を電荷に変換する光電変換素子Sと、放射線を光電変換素子が検知可能な波長の光に変換する波長変換体(シンチレータ)とを含む間接型の変換素子でありうる。あるいは、変換素子201は、放射線を直接電荷に変換する直接型の変換素子でありうる。光電変換素子Sは、例えば、ガラス基板等の絶縁性基板の上に配置されたアモルファスシリコンを主材料とするPIN型フォトダイオードでありうる。変換素子201の光電変換素子がPIN型フォトダイオードである場合、変換素子201は、容量Csを有しうる。   The conversion element 201 is an indirect conversion element including, for example, a photoelectric conversion element S that converts light into electric charges and a wavelength converter (scintillator) that converts radiation into light having a wavelength that can be detected by the photoelectric conversion element. sell. Alternatively, the conversion element 201 may be a direct type conversion element that directly converts radiation into electric charges. The photoelectric conversion element S can be, for example, a PIN type photodiode mainly made of amorphous silicon disposed on an insulating substrate such as a glass substrate. When the photoelectric conversion element of the conversion element 201 is a PIN photodiode, the conversion element 201 may have a capacitor Cs.

スイッチ素子Tは、制御端子と2つの主端子とを有するトランジスタ、例えば薄膜トランジスタ(TFT)でありうる。変換素子201の一方の電極はスイッチ素子Tの2つの主端子の一方の電極に電気的に接続され、変換素子201の他方の電極は共通のバイアス線Vsに電気的に接続される。バイアス線Vsには、検知回路120によってバイアス電位VVsが供給される。   The switch element T may be a transistor having a control terminal and two main terminals, for example, a thin film transistor (TFT). One electrode of the conversion element 201 is electrically connected to one electrode of the two main terminals of the switch element T, and the other electrode of the conversion element 201 is electrically connected to a common bias line Vs. A bias potential VVs is supplied to the bias line Vs by the detection circuit 120.

スイッチ素子Tの制御端子(ゲート)は、駆動回路102によって駆動される駆動線Gに接続されている。駆動回路102は、画素アレイ101における選択すべき行の駆動線Gをアクティブレベルに駆動する。駆動線Gを通してアクティブレベルの駆動信号がスイッチ素子Tのゲートに供給されると、そのスイッチ素子Tが導通状態となる。これによって、選択された行の画素PIXの変換素子201に蓄積されていた電荷に応じた信号が複数の信号線Sigに並列に出力される。   A control terminal (gate) of the switch element T is connected to a drive line G driven by the drive circuit 102. The drive circuit 102 drives the drive line G of the row to be selected in the pixel array 101 to an active level. When an active level drive signal is supplied to the gate of the switch element T through the drive line G, the switch element T becomes conductive. As a result, signals corresponding to the charges accumulated in the conversion elements 201 of the pixels PIX in the selected row are output in parallel to the plurality of signal lines Sig.

信号線Sigに出力された信号は、読み出し回路103によって読み出される。読み出し回路103は、複数の増幅回路207と、マルチプレクサ208とを含む。複数の増幅回路207は、1つの増幅回路207が1つの信号線Sigに対応するように設けられている。複数の信号線Sigに並列に出力されてくる選択された行の画素PIXの信号は、複数の増幅回路207によって並列に増幅される。   The signal output to the signal line Sig is read by the reading circuit 103. The read circuit 103 includes a plurality of amplifier circuits 207 and a multiplexer 208. The plurality of amplifier circuits 207 are provided so that one amplifier circuit 207 corresponds to one signal line Sig. The signals of the pixels PIX in the selected row output in parallel to the plurality of signal lines Sig are amplified in parallel by the plurality of amplifier circuits 207.

各増幅回路207は、例えば、積分増幅器203と、積分増幅器203からの信号を増幅する可変増幅器204と、可変増幅器204からの信号をサンプルしホールドするサンプルホールド回路205と、バッファアンプ206とを含みうる。積分増幅器203は、例えば、信号線Sigに出力された信号と基準電源107からの基準電位Vref1との差分を増幅する演算増幅器と、積分容量と、リセットスイッチとを含みうる。積分増幅器203は、積分容量の値を変えることで増幅率を変更することができる。演算増幅器の反転入力端子には、信号線Sigに出力された信号が供給され、非反転入力端子には、基準電源107から基準電圧Vref1が供給され、出力端子は、可変増幅器204の入力端子に接続されている。積分容量およびリセットスイッチは、演算増幅器の反転入力端子と出力端子との間に並列に接続されている。サンプルホールド回路205は、例えば、サンプリングスイッチと、サンプリング容量とによって構成されうる。   Each amplifier circuit 207 includes, for example, an integrating amplifier 203, a variable amplifier 204 that amplifies the signal from the integrating amplifier 203, a sample hold circuit 205 that samples and holds the signal from the variable amplifier 204, and a buffer amplifier 206. sell. The integration amplifier 203 can include, for example, an operational amplifier that amplifies the difference between the signal output to the signal line Sig and the reference potential Vref1 from the reference power supply 107, an integration capacitor, and a reset switch. The integrating amplifier 203 can change the amplification factor by changing the value of the integrating capacitor. The signal output to the signal line Sig is supplied to the inverting input terminal of the operational amplifier, the reference voltage Vref1 is supplied from the reference power supply 107 to the non-inverting input terminal, and the output terminal is connected to the input terminal of the variable amplifier 204. It is connected. The integration capacitor and the reset switch are connected in parallel between the inverting input terminal and the output terminal of the operational amplifier. The sample hold circuit 205 can be configured by, for example, a sampling switch and a sampling capacitor.

マルチプレクサ208は、複数の信号線Sigにそれぞれ対応する複数の増幅回路207から並列に読み出された信号を順次に選択して出力する。読み出し回路103は、マルチプレクサ208からの信号をバッファリングするバッファ増幅器209を含みうる。バッファ増幅器209は、インピーダンス変換器として機能しうる。読み出し回路103は、A/D変換器210を有しうる。A/D変換器210は、例えば、バッファ増幅器209から出力されたアナログの信号をディジタル信号に変換するように配置されうる。   The multiplexer 208 sequentially selects and outputs signals read in parallel from the plurality of amplifier circuits 207 respectively corresponding to the plurality of signal lines Sig. The read circuit 103 can include a buffer amplifier 209 that buffers the signal from the multiplexer 208. The buffer amplifier 209 can function as an impedance converter. The read circuit 103 can include an A / D converter 210. The A / D converter 210 can be arranged to convert an analog signal output from the buffer amplifier 209 into a digital signal, for example.

読み出し回路103から出力された信号は、信号処理部105に提供されうる。信号処理部105は、読み出し回路103から出力された信号を処理してコンピュータ108に供給するように構成されうる。信号処理部105は、図1に示されるように放射線撮像装置100に内蔵されてもよいし、放射線撮像装置100の外部装置として提供されてもよい。   The signal output from the reading circuit 103 can be provided to the signal processing unit 105. The signal processing unit 105 can be configured to process the signal output from the readout circuit 103 and supply the processed signal to the computer 108. The signal processing unit 105 may be built in the radiation imaging apparatus 100 as illustrated in FIG. 1 or may be provided as an external device of the radiation imaging apparatus 100.

制御部106は、放射線撮像装置100全体の動作を制御し、例えば駆動回路102を制御する制御信号や読み出し回路103を制御する制御信号などを生成する。図1では制御部106から各回路への接続を表す線を省略する。駆動回路102は、制御部106からの制御信号に応じて、信号を読み出すべき行の画素PIXのスイッチ素子Tを導通状態にする。読み出し回路103を制御する制御信号は、例えば、リセット信号RC、サンプルホールド信号SH、クロック信号CLKを含みうる。リセット信号RCは積分増幅器203のリセットスイッチを制御する信号、サンプルホールド信号SHはサンプルホールド回路205を制御する信号、クロック信号CLKはマルチプレクサ208を制御する信号である。   The control unit 106 controls the overall operation of the radiation imaging apparatus 100 and generates, for example, a control signal for controlling the drive circuit 102 and a control signal for controlling the readout circuit 103. In FIG. 1, lines representing connections from the control unit 106 to each circuit are omitted. In response to the control signal from the control unit 106, the drive circuit 102 turns on the switch element T of the pixel PIX in the row from which the signal is to be read. Control signals for controlling the read circuit 103 can include, for example, a reset signal RC, a sample hold signal SH, and a clock signal CLK. The reset signal RC is a signal for controlling the reset switch of the integrating amplifier 203, the sample hold signal SH is a signal for controlling the sample hold circuit 205, and the clock signal CLK is a signal for controlling the multiplexer 208.

以下、図2を参照しながら検知回路120について説明する。検知回路120は、バイアス線Vsを流れる電流(以下、バイアス電流)を検知して、該電流を示すバイアス電流信号VSDを算出部130に提供する。すなわち、検知回路120はバイアス電流信号VSDを取得する取得部として機能しうる。検知回路120は、例えば、電流電圧変換アンプ310と、電圧増幅アンプ320と、フィルタ回路330と、A/D変換器340とを含みうる。電流電圧変換アンプ310は、バイアス線Vsを流れる電流を電圧に変換する。電圧増幅アンプ320は、電流電圧変換アンプ310から出力される信号(電圧信号)を増幅する。電圧増幅アンプ320は、例えば、計装アンプで構成されうる。フィルタ回路330は、電圧増幅アンプ320から出力された信号の帯域を制限するフィルタであり、例えば、ローパスフィルタでありうる。A/D変換器340は、フィルタ回路330から出力された信号(アナログ信号値)をディジタル信号値に変換したバイアス電流信号VSDを算出部130に供給する。   Hereinafter, the detection circuit 120 will be described with reference to FIG. The detection circuit 120 detects a current flowing through the bias line Vs (hereinafter referred to as a bias current), and provides a bias current signal VSD indicating the current to the calculation unit 130. That is, the detection circuit 120 can function as an acquisition unit that acquires the bias current signal VSD. The detection circuit 120 can include, for example, a current-voltage conversion amplifier 310, a voltage amplification amplifier 320, a filter circuit 330, and an A / D converter 340. The current-voltage conversion amplifier 310 converts the current flowing through the bias line Vs into a voltage. The voltage amplification amplifier 320 amplifies the signal (voltage signal) output from the current-voltage conversion amplifier 310. The voltage amplification amplifier 320 can be constituted by an instrumentation amplifier, for example. The filter circuit 330 is a filter that limits the band of the signal output from the voltage amplification amplifier 320, and may be, for example, a low-pass filter. The A / D converter 340 supplies the bias current signal VSD obtained by converting the signal (analog signal value) output from the filter circuit 330 into a digital signal value to the calculation unit 130.

検知回路120、具体的にはその電流電圧変換アンプ310は、バイアス線Vsを流れる電流を検知するほか、基準バイアス電位発生回路126から与えられる基準バイアス電位Vs_refに応じた電位をバイアス線Vsに供給する。電流電圧変換アンプ310は、トランスインピーダンスアンプでありうる。電流電圧変換アンプ310は、例えば、演算増幅器311と、演算増幅器311の反転入力端子(第2入力端子)と出力端子との間に配置されたフィードバック経路312とを含む。演算増幅器311の非反転入力端子(第1入力端子)には、基準バイアス電位Vs_refが与えられる。フィードバック経路は、例えば、演算増幅器311の反転入力端子と出力端子とを抵抗Rf1で短絡する第1経路と、該反転入力端子と該出力端子とを抵抗Rf2で短絡する第2経路と、該反転入力端子と該出力端子とを導電線CLで短絡する第3経路とを含みうる。   The detection circuit 120, specifically, the current-voltage conversion amplifier 310 detects a current flowing through the bias line Vs and supplies a potential corresponding to the reference bias potential Vs_ref supplied from the reference bias potential generation circuit 126 to the bias line Vs. To do. The current-voltage conversion amplifier 310 can be a transimpedance amplifier. The current-voltage conversion amplifier 310 includes, for example, an operational amplifier 311 and a feedback path 312 disposed between the inverting input terminal (second input terminal) and the output terminal of the operational amplifier 311. The non-inverting input terminal (first input terminal) of the operational amplifier 311 is supplied with the reference bias potential Vs_ref. The feedback path includes, for example, a first path in which the inverting input terminal and the output terminal of the operational amplifier 311 are short-circuited by the resistor Rf1, a second path in which the inverting input terminal and the output terminal are short-circuited by the resistor Rf2, and the inversion A third path for short-circuiting the input terminal and the output terminal by the conductive line CL may be included.

抵抗Rf1には、位相補償容量Cf1が並列に接続されうる。抵抗Rf2には、位相補償容量Cf2が並列に接続されうる。位相補償容量Cf1、Cf2は、例えば、電流電圧変換アンプ310が発振することを防止するために効果的である。抵抗Rf2を含む経路には、スイッチSWCが直列に配置されうる。導電線CLで構成された経路には、スイッチSWBが直列に配置されうる。   A phase compensation capacitor Cf1 can be connected in parallel to the resistor Rf1. A phase compensation capacitor Cf2 can be connected in parallel to the resistor Rf2. The phase compensation capacitors Cf1 and Cf2 are effective for preventing the current-voltage conversion amplifier 310 from oscillating, for example. A switch SWC can be arranged in series on the path including the resistor Rf2. A switch SWB can be arranged in series on the path constituted by the conductive lines CL.

制御部106は、制御信号VSXを検知回路120に供給することによって第1経路、第2経路および第3経路を含む複数の経路のうち有効にする経路を選択することによってフィードバックインピーダンスを制御する。ここで、スイッチSWBを閉じると、導電線CLで構成された第3経路が有効になり、抵抗Rf1を含む第1経路、および、抵抗Rf2を含む第2経路が無効になる。スイッチSWBを開き、スイッチSWCを閉じると、第3経路が無効になり、第1経路と第2経路が有効になる。   The control unit 106 supplies the control signal VSX to the detection circuit 120 to control the feedback impedance by selecting a path to be effective among a plurality of paths including the first path, the second path, and the third path. Here, when the switch SWB is closed, the third path constituted by the conductive line CL becomes valid, and the first path including the resistor Rf1 and the second path including the resistor Rf2 become invalid. When the switch SWB is opened and the switch SWC is closed, the third path becomes invalid and the first path and the second path become valid.

演算増幅器311の反転入力端子と接地との間には、スイッチSWAと抵抗Rとが直列に配置されてもよい。演算増幅器311の反転入力端子と接地との間には、容量Cが配置されてもよい。電流電圧変換アンプ310は、フィードバック経路312を有することにより、演算増幅器311の非反転入力端子(第1入力端子)に与えられる基準バイアス電位Vs_refに応じた電位を反転入力端子(第2入力端子)に発生するように機能する。より具体的には、電流電圧変換アンプ310は、差動増幅回路211の非反転入力端子に与えられる基準バイアス電位Vs_refとほぼ同一の電位を反転入力端子に発生するように機能する。ここで、電流電圧変換アンプ310のフィードバック経路312のインピーダンス(以下、フィードバックインピーダンス)は、制御部106によって制御される。   A switch SWA and a resistor R may be arranged in series between the inverting input terminal of the operational amplifier 311 and the ground. A capacitor C may be disposed between the inverting input terminal of the operational amplifier 311 and the ground. The current-voltage conversion amplifier 310 includes the feedback path 312, and thereby, a potential corresponding to the reference bias potential Vs_ref given to the non-inverting input terminal (first input terminal) of the operational amplifier 311 is inverted to the inverting input terminal (second input terminal). Function to occur. More specifically, the current-voltage conversion amplifier 310 functions to generate a potential substantially the same as the reference bias potential Vs_ref given to the non-inverting input terminal of the differential amplifier circuit 211 at the inverting input terminal. Here, the impedance of the feedback path 312 of the current-voltage conversion amplifier 310 (hereinafter referred to as feedback impedance) is controlled by the control unit 106.

フィードバックインピーダンスが大きいことは、電流電圧変換アンプ310のゲインが大きいことを意味する。一方で、フィードバックインピーダンスが大きいと、これによってバイアス電流I_Vsの大きさが制限され、バイアス線Vsの電位が不安定になりうる。そこで、放射線撮像装置100の動作、例えば、画素アレイ101への放射線の照射を検知する検知動作および画素PIXからの信号の読み出し動作などの動作に応じてフィードバックインピーダンスが制御されることが望まれる。以下、これをより具体的に説明する。   A large feedback impedance means that the gain of the current-voltage conversion amplifier 310 is large. On the other hand, if the feedback impedance is large, this limits the magnitude of the bias current I_Vs, and the potential of the bias line Vs may become unstable. Therefore, it is desired that the feedback impedance be controlled in accordance with the operation of the radiation imaging apparatus 100, for example, the detection operation for detecting the irradiation of the radiation to the pixel array 101 and the operation for reading the signal from the pixel PIX. Hereinafter, this will be described more specifically.

この実施形態では、算出部130が検知回路120からの出力、即ちバイアス電流信号VSDに基づいて放射線情報を算出し、この放射線情報に基づいて判定部131が画素アレイ101への放射線の照射の開始を検知する。該検知に応じて制御部106が複数の画素PIXによる電荷の蓄積動作を制御する。つまり、画素アレイ101への放射線の照射の開始を速やかに検知するためには、バイアス線Vsを流れる電流を検知回路120によって高い感度で検知する必要がある。そこで、画素アレイ101への放射線の照射を検知する検知動作においては、フィードバックインピーダンスが大きいことが望ましい。   In this embodiment, the calculation unit 130 calculates radiation information based on the output from the detection circuit 120, that is, the bias current signal VSD, and the determination unit 131 starts irradiation of radiation to the pixel array 101 based on the radiation information. Is detected. In response to the detection, the control unit 106 controls the charge accumulation operation by the plurality of pixels PIX. That is, in order to quickly detect the start of radiation irradiation to the pixel array 101, it is necessary to detect the current flowing through the bias line Vs with high sensitivity by the detection circuit 120. Therefore, it is desirable that the feedback impedance be large in the detection operation for detecting radiation irradiation to the pixel array 101.

一方、変換素子201の容量Csに蓄積された電荷をスイッチ素子Tを介して信号線Sigに転送する際、フィードバックインピーダンスが大きいと、変換素子201の第2電極s2側へのバイアス線Vsからの電流供給が遅くなる。特に、画素アレイ101に対して部分的に強い放射線が入射している場合には、変換素子201の第2電極s2側へのバイアス線Vsからの電流供給の遅れによって、撮像された画像にノイズが生じやすい。そこで、変換素子201の容量Csに蓄積された電荷をスイッチ素子Tを介して信号線Sigに転送する際は、フィードバックインピーダンスを小さくすることが望ましい。   On the other hand, when the charge accumulated in the capacitor Cs of the conversion element 201 is transferred to the signal line Sig via the switch element T, if the feedback impedance is large, the bias line Vs from the bias line Vs to the second electrode s2 side of the conversion element 201 Current supply is slow. In particular, when intense radiation is partially incident on the pixel array 101, noise is added to the captured image due to a delay in current supply from the bias line Vs to the second electrode s2 side of the conversion element 201. Is likely to occur. Therefore, when transferring the charge accumulated in the capacitor Cs of the conversion element 201 to the signal line Sig via the switch element T, it is desirable to reduce the feedback impedance.

そこで、制御部106は、放射線の照射を検知する検知動作時におけるフィードバックインピーダンスが画素PIXからの信号の読み出し動作時におけるフィードバックインピーダンスよりも大きくなるようにフィードバックインピーダンスを制御する。以下に、抵抗Rf1よりも抵抗Rf2が小さい場合の例を示す。この場合、抵抗Rf2を含む第2経路が選択されるとゲインが高くなる。   Therefore, the control unit 106 controls the feedback impedance so that the feedback impedance during the detection operation for detecting radiation irradiation is larger than the feedback impedance during the signal readout operation from the pixel PIX. An example in which the resistance Rf2 is smaller than the resistance Rf1 is shown below. In this case, the gain increases when the second path including the resistor Rf2 is selected.

制御部106は、例えば、放射線の照射を検知する検知動作では、スイッチSWBを開き、画素PIXからの信号の読み出し動作では、スイッチSWBを閉じる。この場合において、スイッチSWCの状態は、放射線の照射を検知する検知動作および画素PIXからの信号の読み出し動作の双方において、どちらでもよい。   For example, the control unit 106 opens the switch SWB in the detection operation for detecting radiation irradiation, and closes the switch SWB in the signal readout operation from the pixel PIX. In this case, the state of the switch SWC may be either in the detection operation for detecting the irradiation of radiation and in the operation for reading out the signal from the pixel PIX.

これに代えて、制御部106は、放射線の照射を検知する検知動作では、スイッチSWBを開き、スイッチSWCを閉じ、画素PIXからの信号の読み出し動作では、スイッチSWBを閉じる(スイッチSWBを閉じるので、スイッチSWCはどちらでもよい。)。   Instead, the control unit 106 opens the switch SWB and closes the switch SWC in the detection operation for detecting radiation irradiation, and closes the switch SWB in the signal reading operation from the pixel PIX (because the switch SWB is closed). The switch SWC may be either.

スイッチSWAおよび抵抗Rは必須ではないが、スイッチSWAおよび抵抗Rが設けられる場合、スイッチSWAは、検知回路120の非動作期間には閉じられ、放射線の照射を検知する検知動作では開かれうる。例えば、検知回路120の非動作期間は、放射線の照射を検知する検知動作、後述する蓄積動作及び画像出力動作を除く期間でありうる。また、画素PIXからの信号の読み出し動作では、スイッチSWAは閉じられても、開かれてもよい。ここで、抵抗Rは、抵抗Rf1及び抵抗Rf2よりも大きくてもよい。例えば、抵抗Rが10KΩ、抵抗Rf1が1KΩ、抵抗Rf2が1050Ωに設定されうる。   The switch SWA and the resistor R are not essential, but when the switch SWA and the resistor R are provided, the switch SWA is closed during a non-operation period of the detection circuit 120 and can be opened in a detection operation for detecting radiation irradiation. For example, the non-operation period of the detection circuit 120 may be a period excluding a detection operation for detecting radiation irradiation, an accumulation operation, and an image output operation described later. Further, in the signal reading operation from the pixel PIX, the switch SWA may be closed or opened. Here, the resistance R may be larger than the resistance Rf1 and the resistance Rf2. For example, the resistor R can be set to 10 KΩ, the resistor Rf1 can be set to 1 KΩ, and the resistor Rf2 can be set to 1050Ω.

電圧増幅アンプ320は、ゲインが可変のアンプとして構成されうる。例えば、スイッチSWDを閉じるか開くかによって電圧増幅アンプ320のゲインを変更することができる。   The voltage amplification amplifier 320 can be configured as an amplifier having a variable gain. For example, the gain of the voltage amplification amplifier 320 can be changed depending on whether the switch SWD is closed or opened.

放射線撮像装置100の動作は、初期化動作、蓄積動作、読み出し動作を含む。初期化動作は、画素アレイ101の複数の画素PIXを行単位で初期化する動作である。蓄積動作は、画素アレイ101の各画素PIXにおいて放射線の照射によって発生する電荷を蓄積する動作である。読み出し動作は、画素アレイ101への放射線の照射によって画素アレイ101の各画素PIXに蓄積された電荷に応じた信号を画素アレイ101から読み出して画像(画像信号)として出力する動作である。   The operation of the radiation imaging apparatus 100 includes an initialization operation, an accumulation operation, and a readout operation. The initialization operation is an operation for initializing the plurality of pixels PIX of the pixel array 101 in units of rows. The accumulation operation is an operation for accumulating charges generated by radiation irradiation in each pixel PIX of the pixel array 101. The read operation is an operation of reading a signal corresponding to the electric charge accumulated in each pixel PIX of the pixel array 101 by irradiation of radiation to the pixel array 101 from the pixel array 101 and outputting it as an image (image signal).

初期化動作から蓄積動作へは、検知回路120からの出力に基づいて判定部131が放射線撮像装置100への放射線の照射の開始を検知することによって移行する。蓄積動作から読み出し動作へは、例えば、蓄積動作の開始から所定時間が経過したことに応じて移行する。   The initialization operation is shifted to the accumulation operation when the determination unit 131 detects the start of radiation irradiation to the radiation imaging apparatus 100 based on the output from the detection circuit 120. For example, the operation shifts from the accumulation operation to the read operation in response to a predetermined time elapsed from the start of the accumulation operation.

図3および図4を参照しながら放射線撮像装置100の動作を説明する。制御部106は、ステップS310において、初期化動作を開始する。初期化動作では、制御部106は、第1行から最終行までの駆動線Gを順次にアクティブレベルにするとともにリセット信号RCをアクティブレベルにする動作を繰り返す。ここで、リセット信号RCがアクティブレベルにされると、積分増幅器203はボルテージフォロワ状態となり、基準電位Vref1が信号線Sigに供給される。この状態で、駆動線Gがアクティブレベルにされた行のスイッチTが導通状態となり、変換素子201の容量Csに蓄積されていた電荷が初期化される。図4において、Vg(0)、Vg(1)、Vg(2)、・・・、Vg(Ys)、Vg(Ys+1)、・・・Vg(Y−1)は、画素アレイ101の第1行から最終行の駆動線Gに供給される駆動信号を示している。すなわち、Yは画素アレイ101の行数、すなわち駆動線Gの本数を表す。以下では、制御部106が何れかの駆動線Gにアクティブレベルの信号を供給し始めてから、次の駆動線Gにアクティブレベルの信号を供給するまでの動作を1回の初期化動作と呼ぶ。また、すべての駆動線Gに1回ずつアクティブレベルの信号が供給されるまでの期間をフレームと呼ぶ。図4の例では、1フレームにY回の初期化動作が行われ、1回の初期化動作で1行の画素が初期化される。   The operation of the radiation imaging apparatus 100 will be described with reference to FIGS. 3 and 4. In step S310, the control unit 106 starts an initialization operation. In the initialization operation, the control unit 106 repeats the operation of sequentially setting the drive lines G from the first row to the last row to the active level and setting the reset signal RC to the active level. Here, when the reset signal RC is set to the active level, the integrating amplifier 203 enters a voltage follower state, and the reference potential Vref1 is supplied to the signal line Sig. In this state, the switch T in the row where the drive line G is set to the active level is turned on, and the charge accumulated in the capacitor Cs of the conversion element 201 is initialized. 4, Vg (0), Vg (1), Vg (2),..., Vg (Ys), Vg (Ys + 1),. A drive signal supplied from the row to the drive line G in the last row is shown. That is, Y represents the number of rows of the pixel array 101, that is, the number of drive lines G. Hereinafter, an operation from when the control unit 106 starts supplying an active level signal to any one of the drive lines G to when an active level signal is supplied to the next drive line G is referred to as one initialization operation. A period until an active level signal is supplied to all the drive lines G once is called a frame. In the example of FIG. 4, the initialization operation is performed Y times in one frame, and the pixels in one row are initialized by the initialization operation once.

初期化動作の期間において、検知回路120は、画素アレイ101への放射線の照射量に相関のある情報を検知し、該情報に対応する検知信号を算出部130に供給する。本実施形態では、検知回路120は、画素アレイ101への放射線の照射量に相関のある情報として、バイアス線Vsを流れる電流I_Vsを検知し、該情報に対応する検知信号として、該電流を示すバイアス電流信号VSDを算出部130に供給する。   In the initialization operation period, the detection circuit 120 detects information correlated with the radiation dose to the pixel array 101 and supplies a detection signal corresponding to the information to the calculation unit 130. In the present embodiment, the detection circuit 120 detects the current I_Vs flowing through the bias line Vs as information correlated with the radiation dose to the pixel array 101, and indicates the current as a detection signal corresponding to the information. The bias current signal VSD is supplied to the calculation unit 130.

初期化動作中に、ステップS320において、判定部131は、放射線の検知処理を行う。具体的には、算出部130がバイアス電流信号VSDに基づいて放射線情報を算出し、判定部131がこの放射線情報に基づいて画素アレイ101への放射線の照射の開始を判定する。本実施形態では1回の初期化動作ごとに判定部131が1回の検知処理を行う場合を扱うが、判定部131は複数回の初期化動作ごとに1回の検知処理を行ってもよい。ここで、制御部106は、放射線の照射を検知する検知動作時のフィードバックインピーダンスを画素PIXからの信号の読み出し動作時のフィードバックインピーダンスよりも大きく設定する。   During the initialization operation, in step S320, the determination unit 131 performs a radiation detection process. Specifically, the calculation unit 130 calculates radiation information based on the bias current signal VSD, and the determination unit 131 determines the start of radiation irradiation to the pixel array 101 based on the radiation information. In this embodiment, the determination unit 131 performs one detection process for each initialization operation. However, the determination unit 131 may perform one detection process for a plurality of initialization operations. . Here, the control unit 106 sets the feedback impedance during the detection operation for detecting radiation irradiation to be larger than the feedback impedance during the signal readout operation from the pixel PIX.

制御部106は、画素アレイ101への放射線の照射の開始が検知されるまでは、初期化動作の反復を継続する(ステップS370)。制御部106は、画素アレイ101への放射線の照射の開始を検知すると(ステップS320においてYES)、ステップS330において蓄積動作を開始する。即ち、放射線の照射の開始が検知されると(図4には、「照射開始検知」として示されている。)、初期化動作から蓄積動作に移行する。ステップS320における検知処理の詳細については後述する。   The control unit 106 continues the initialization operation until the start of radiation irradiation to the pixel array 101 is detected (step S370). When the control unit 106 detects the start of radiation irradiation to the pixel array 101 (YES in step S320), the control unit 106 starts an accumulation operation in step S330. That is, when the start of radiation irradiation is detected (indicated as “irradiation start detection” in FIG. 4), the operation proceeds from the initialization operation to the accumulation operation. Details of the detection process in step S320 will be described later.

蓄積動作中は、制御部106は、ステップS340において、放射線の照射の終了を判定する。放射線の終了の判定方法は、特に限定されないが、例えば、蓄積動作の開始から所定時間が経過したことによって放射線の照射が終了したものと判定することができる。あるいは、制御部106は、バイアス電流信号VSDに基づいて画素アレイ101への放射線の照射の終了を検知することができる。   During the accumulation operation, the control unit 106 determines the end of radiation irradiation in step S340. The method for determining the end of radiation is not particularly limited. For example, it can be determined that radiation irradiation has ended when a predetermined time has elapsed since the start of the accumulation operation. Alternatively, the control unit 106 can detect the end of radiation irradiation to the pixel array 101 based on the bias current signal VSD.

制御部106は、画素アレイ101への放射線の照射が終了したと判定するまで蓄積動作を継続する(ステップS380)。制御部106は、画素アレイ101への放射線の照射が終了したと判定すると(ステップS340においてYES)、ステップS350において、読み出し動作を開始する。即ち、放射線の照射が終了したと判定されると(図4には、「照射終了検知」として示されている。)、蓄積動作から読み出し動作に移行する。読み出し動作では、画素アレイ101の先頭行の画素から最終行の画素まで順番に信号が読み出される。   The control unit 106 continues the accumulation operation until it is determined that the irradiation of radiation to the pixel array 101 has been completed (step S380). If control unit 106 determines that the irradiation of radiation to pixel array 101 has ended (YES in step S340), it starts a read operation in step S350. That is, when it is determined that the radiation irradiation has ended (indicated as “irradiation end detection” in FIG. 4), the operation shifts from the accumulation operation to the reading operation. In the read operation, signals are sequentially read from the first row pixel to the last row pixel of the pixel array 101.

図5には、初期化動作から蓄積動作へ移行するタイミングに着目した放射線撮像装置100の動作例が示されている。図5において、Vg(Ys−2)、Vg(Ys−1)、Vg(Ys)、Vg(Ys+1)は、画素アレイ101の第(Ys−2)行から第(Ys+1)の駆動線Gに供給される駆動信号を示している。本実施形態ではスイッチ素子Tはハイアクティブであり、駆動線Gにハイレベルの電圧(オン電圧)が印加された場合に導通状態になり、ローレベルの電圧(オフ電圧)が印加された場合に非導通状態になる。これに代えて、スイッチ素子Tはローアクティブであってもよい。   FIG. 5 shows an operation example of the radiation imaging apparatus 100 focusing on the timing of shifting from the initialization operation to the accumulation operation. In FIG. 5, Vg (Ys−2), Vg (Ys−1), Vg (Ys), and Vg (Ys + 1) are transferred from the (Ys−2) th row to the (Ys + 1) th driving line G of the pixel array 101. The drive signal supplied is shown. In the present embodiment, the switch element T is high active, and becomes conductive when a high level voltage (on voltage) is applied to the drive line G, and when a low level voltage (off voltage) is applied. Non-conducting state. Alternatively, the switch element T may be low active.

放射線撮像装置100は、バイアス線Vsに流れるバイアス電流に関して、以下のような特徴を有しうる。
(1)放射線の照射中は、単位時間当たりの放射線の照射量に比例した電流がバイアス線Vsに流れる。この電流は、図5に「第1信号」として示されている。この電流は、画素PIXのスイッチ素子Tが非導通状態にある場合よりも、導通状態にある場合の方が多く流れうるが、図では簡単のために一定で表す。
(2)放射線が照射された画素PIXのスイッチ素子Tを導通すると、スイッチ素子Tを導通するまでに当該画素PIXの変換素子201に蓄積された電荷量に比例した電流がバイアス線Vsに流れる。この電流は、図5に「第2信号」として示されている。
(3)画素PIXのスイッチ素子Tの導通・非導通を切り替えると、バイアス線Vsに電流が流れる。この電流は、スイッチングノイズと呼ばれうるものである。
(4)放射線撮像装置100に衝撃や磁界を加えると、バイアス線Vsに電流が流れる。この電流は、外来ノイズと呼ばれうるものであり、図5に「外来ノイズ」として示されている。例えば、商用電源から生じた電磁界の影響により、バイアス線Vsに50〜60Hz程度の電流が流れうる。また、放射線撮像装置100に衝撃を与えると、バイアス線Vsに数Hz〜数kHzの電流が流れうる。
(5)放射線撮像装置100に磁界や衝撃を加えなくても、放射線撮像装置100自体が発生する電磁波や検知回路120の内部雑音などにより、バイアス線Vsに電流が流れる。この電流は、システムノイズと呼ばれうるものである。図5の「バイアス電流」では、第1信号・第2信号・外来ノイズが時間を通じて一定であるように示されるが、図5はこれらがどのタイミングで現われるかを概念的に示しているだけであり、時間を通じて一定であるとは限らない。
The radiation imaging apparatus 100 can have the following characteristics regarding the bias current flowing through the bias line Vs.
(1) During radiation irradiation, a current proportional to the radiation dose per unit time flows through the bias line Vs. This current is shown as “first signal” in FIG. This current can flow more when the switch element T of the pixel PIX is in the conductive state than when the switch element T is in the non-conductive state, but is shown constant in the figure for simplicity.
(2) When the switch element T of the pixel PIX irradiated with radiation is turned on, a current proportional to the amount of charge accumulated in the conversion element 201 of the pixel PIX before the switch element T is turned on flows in the bias line Vs. This current is shown as “second signal” in FIG.
(3) When the conduction / non-conduction of the switch element T of the pixel PIX is switched, a current flows through the bias line Vs. This current can be called switching noise.
(4) When an impact or magnetic field is applied to the radiation imaging apparatus 100, a current flows through the bias line Vs. This current may be referred to as external noise and is shown as “external noise” in FIG. For example, a current of about 50 to 60 Hz can flow through the bias line Vs due to the influence of an electromagnetic field generated from a commercial power source. Further, when an impact is applied to the radiation imaging apparatus 100, a current of several Hz to several kHz can flow through the bias line Vs.
(5) Even if no magnetic field or impact is applied to the radiation imaging apparatus 100, current flows through the bias line Vs due to electromagnetic waves generated by the radiation imaging apparatus 100 itself, internal noise of the detection circuit 120, or the like. This current can be referred to as system noise. The “bias current” in FIG. 5 shows that the first signal, the second signal, and the external noise are constant over time, but FIG. 5 only conceptually shows at what timing they appear. Yes, and not always constant over time.

放射線の照射、より具体的には放射線の照射の開始を検知するためには、検知信号としてのバイアス電流信号VSDのサンプル値をそのまま用いてもよい。しかしながら、本実施形態では、衝撃や磁界の影響などによる外来ノイズの影響を低減するため、算出部130が複数のバイアス電流信号VSDに処理を施して放射線情報を算出し、この放射線情報に基づいて判定部131が放射線の照射を検知する。例えば、判定部131は、放射線情報又は放射線情報の積分値が所定の閾値を上回った場合に放射線が照射されていると判断する。   In order to detect radiation irradiation, more specifically, the start of radiation irradiation, the sample value of the bias current signal VSD as a detection signal may be used as it is. However, in the present embodiment, in order to reduce the influence of external noise due to the impact or the influence of a magnetic field, the calculation unit 130 processes the plurality of bias current signals VSD to calculate radiation information, and based on this radiation information The determination unit 131 detects radiation irradiation. For example, the determination unit 131 determines that radiation is being applied when the radiation information or the integrated value of the radiation information exceeds a predetermined threshold.

図5に示されるように、駆動回路102の駆動周期をTIで表す。すなわち、放射線撮像装置100は時間TIごとに1回の初期化動作を行う。時間TIのうち、駆動回路102がハイレベルの駆動信号を供給する時間(以下、オン時間)をTHで表し、ローレベルの駆動信号を供給する時間(以下、オフ時間)をTLで表す。本実施形態では、TH=TLとなるように制御部106は駆動回路102を制御する。すなわち、1回の初期化動作の開始とともに、駆動回路102は、ある駆動線Gの駆動信号をローレベルからハイレベルに切り替え、時間THが経過した後にローレベルに戻し、さらに同じ長さの時間TLが経過した後に次回の初期化動作を開始する。例えば、TH=TL=16μ秒としうる。また、検知回路120のA/D変換器340のサンプリング周期をTSで表す。この場合に、検知回路120は時間TSごとにバイアス電流信号VSDの1つのサンプル値を算出部130に供給する。図5に示されるように、本実施形態では、TH=TL=TSとなるように検知回路120はサンプリングを行う。この場合に、検知回路120は1回の初期化動作ごとにバイアス電流信号VSDの2つのサンプル値を出力する。そこで、画素PIXのスイッチ素子Tが導通状態である場合について検知回路120が出力するサンプル値を有効値Sと呼び、画素PIXのスイッチ素子Tが非導通状態である場合について検知回路120が出力するサンプル値をノイズ値Nと呼ぶ。算出部130は、有効値Sとノイズ値Nとの差分を取ることによって外来ノイズを除去することができ、放射線情報として第2信号のみを取り出せる。   As shown in FIG. 5, the drive cycle of the drive circuit 102 is represented by TI. That is, the radiation imaging apparatus 100 performs an initialization operation once every time TI. Of the time TI, the time during which the drive circuit 102 supplies a high level drive signal (hereinafter referred to as ON time) is represented by TH, and the time during which the low level drive signal is provided (hereinafter referred to as OFF time) is represented by TL. In the present embodiment, the control unit 106 controls the drive circuit 102 so that TH = TL. That is, with the start of one initialization operation, the drive circuit 102 switches the drive signal of a certain drive line G from the low level to the high level, returns it to the low level after a lapse of time TH, and further has the same length of time. The next initialization operation is started after TL has elapsed. For example, TH = TL = 16 μsec. The sampling period of the A / D converter 340 of the detection circuit 120 is represented by TS. In this case, the detection circuit 120 supplies one sample value of the bias current signal VSD to the calculation unit 130 every time TS. As shown in FIG. 5, in the present embodiment, the detection circuit 120 performs sampling so that TH = TL = TS. In this case, the detection circuit 120 outputs two sample values of the bias current signal VSD for each initialization operation. Therefore, the sample value output by the detection circuit 120 when the switch element T of the pixel PIX is in a conductive state is called an effective value S, and the detection circuit 120 outputs when the switch element T of the pixel PIX is in a non-conductive state. The sample value is called a noise value N. The calculation unit 130 can remove the external noise by taking the difference between the effective value S and the noise value N, and can extract only the second signal as radiation information.

外来ノイズは時間経過に伴い変動するため、算出部130は、互いに近い時刻にサンプリングされた有効値Sとノイズ値Nとを用いて放射線信号を算出してもよい。例えば、y回目(yは任意の自然数)の初期化動作において出力された有効値S、ノイズ値NをそれぞれS(y)、N(y)とし、ステップS320(図3)で判定部131がy回目の初期化動作についての放射線照射の検知に用いる放射線情報をX(y)とする。この場合に、算出部130は(1)式〜(3)式のような演算によってX(y)を算出しうる。(1)式〜(3)式は、スイッチ素子Tが導通状態である場合のバイアス電流信号VSD(検知信号)とスイッチ素子Tが非導通状態である場合のバイアス電流信号VSD(検知信号)との差分の演算を意味する。
X(y)=S(y)−N(y) …(1)
X(y)=S(y)−N(y−1) …(2)
X(y)=S(y)−{N(y)+N(y−1)}/2 …(3)
Since the external noise varies with time, the calculation unit 130 may calculate the radiation signal using the effective value S and the noise value N sampled at times close to each other. For example, the effective value S and the noise value N output in the y-th initialization operation (y is an arbitrary natural number) are set to S (y) and N (y), respectively, and the determination unit 131 in step S320 (FIG. 3). Let X (y) be radiation information used to detect radiation exposure for the y-th initialization operation. In this case, the calculation unit 130 can calculate X (y) by operations such as Expressions (1) to (3). Equations (1) to (3) are expressed as follows: a bias current signal VSD (detection signal) when the switch element T is in a conductive state and a bias current signal VSD (detection signal) when the switch element T is in a nonconductive state. It means the difference calculation.
X (y) = S (y) -N (y) (1)
X (y) = S (y) -N (y-1) (2)
X (y) = S (y)-{N (y) + N (y-1)} / 2 (3)

以上のようにして外来ノイズを低減する方法を、本願明細書ではCDS(相関二重サンプリング)と称する。CDSの演算は、上記の演算方法に限定されるものではない。例えば、算出部130は、S(y−1)やN(y−2)等の隣接しないサンプル値を用いてX(y)を算出してもよい。また、算出部130は、バイアス電流信号VSDの複数個のサンプル値に対して他の四則演算および微分・積分を行ってから放射線情報を算出してもよい。また、y回目のサンプリングしたS(y)やN(y)として、当該期間に複数回(例えば8回)サンプリングをして得られた複数個のサンプル値を加算したものを用いてもよい。   The method of reducing external noise as described above is referred to as CDS (correlated double sampling) in the present specification. The CDS calculation is not limited to the above calculation method. For example, the calculation unit 130 may calculate X (y) using non-adjacent sample values such as S (y-1) and N (y-2). The calculation unit 130 may calculate radiation information after performing other four arithmetic operations and differentiation / integration on a plurality of sample values of the bias current signal VSD. Further, as S (y) or N (y) sampled at the yth time, a value obtained by adding a plurality of sample values obtained by sampling a plurality of times (for example, 8 times) during the period may be used.

続いて、図6を参照して、初期化動作から蓄積動作へ移行するタイミングに着目した放射線撮像装置100の別の動作例を説明する。図5の例とは、検知回路120のA/D変換器340のサンプリング周期TSが異なっている。その他の点は図5の例と同じであってもよいので、重複する説明を省略する。図6の例では、A/D変換器340のサンプリング周期TSを駆動回路102の駆動周期TIの1/2よりも短く設定する。そして、オン時間THの後半にサンプリングされたバイアス電流信号VSDのサンプル値を有効値Sとし、オフ時間TLの前半にサンプリングされたバイアス電流信号VSDのサンプル値をノイズ値Nとする。図5の例と同様に、y回目の初期化動作において出力された有効値S、ノイズ値NをそれぞれS(y)、N(y)とし、ステップS320(図3)で判定部131がy回目の初期化動作について放射線照射の検知に用いる放射線情報をX(y)とする。この場合に、算出部130は、(4)式のような演算によってX(y)を算出しうる。
X(y)=S(y)−N(y) …(4)
サンプリング周期TSを短くすることで、有効値Sに含まれる外来ノイズの値とノイズ値Nに含まれる外来ノイズの値とを近づけることができる。これにより、放射線情報における外来ノイズの影響を低減できる。
Next, with reference to FIG. 6, another operation example of the radiation imaging apparatus 100 focusing on the timing of shifting from the initialization operation to the accumulation operation will be described. The sampling period TS of the A / D converter 340 of the detection circuit 120 is different from the example of FIG. Other points may be the same as those in the example of FIG. In the example of FIG. 6, the sampling period TS of the A / D converter 340 is set to be shorter than ½ of the driving period TI of the driving circuit 102. Then, the sample value of the bias current signal VSD sampled in the second half of the on time TH is set as an effective value S, and the sample value of the bias current signal VSD sampled in the first half of the off time TL is set as a noise value N. Similar to the example of FIG. 5, the effective value S and the noise value N output in the y-th initialization operation are set to S (y) and N (y), respectively, and the determination unit 131 performs y in step S320 (FIG. 3). Let X (y) be the radiation information used for detection of radiation exposure for the initialization operation for the second time. In this case, the calculation unit 130 can calculate X (y) by an operation such as Equation (4).
X (y) = S (y) -N (y) (4)
By shortening the sampling period TS, the value of the external noise included in the effective value S and the value of the external noise included in the noise value N can be brought close to each other. Thereby, the influence of the external noise in radiation information can be reduced.

図7にサンプリング周期TSを様々な値に設定した場合のノイズ除去比を計算した実験結果を示す。図7のグラフでは、横軸が外来ノイズの周波数を示し、縦軸がノイズ除去比を示す。駆動信号のオン時間TH及びオフ時間TLをそれぞれ16μ秒とする。このとき、曲線701、702、703、704はそれぞれ、サンプリング周期TSを16μ秒、10.6μ秒、8μ秒、5.3μ秒とした場合の各周波数におけるノイズ除去比を示す。図から読み取れるように、低周波領域では、サンプリング周期TSが短いほど効率よくノイズが除去される。   FIG. 7 shows the experimental results of calculating the noise removal ratio when the sampling period TS is set to various values. In the graph of FIG. 7, the horizontal axis indicates the frequency of external noise, and the vertical axis indicates the noise removal ratio. The on-time TH and off-time TL of the drive signal are each 16 μs. At this time, curves 701, 702, 703, and 704 show the noise removal ratios at the respective frequencies when the sampling period TS is 16 μsec, 10.6 μsec, 8 μsec, and 5.3 μsec. As can be seen from the figure, in the low frequency region, noise is efficiently removed as the sampling period TS is shorter.

続いて、図8を参照して、初期化動作から蓄積動作へ移行するタイミングに着目した放射線撮像装置100のさらに別の動作例を説明する。図5の例とは、駆動回路102による駆動タイミング(オン時間TH、オフ時間TL)と検知回路120のA/D変換器340のサンプリング周期TSとが異なっている。その他の点は図5の例と同じであってもよいので、重複する説明を省略する。図8の例では、オフ時間TLがオン時間THよりも長い。例えば、オフ時間TLがオン時間THの3倍となるように駆動回路102が動作する。そして、サンプリング周期TSをオン時間THと同じにする。この場合に、検知回路120は1回のリセット動作について、1つの有効値Sと3つのノイズ値Nとを出力する。そこで、y回目(yは任意の自然数)の初期化動作において出力された有効値S、3つのノイズ値NをそれぞれS(y)、N1(y)、N2(y)、N3(y)とする。また、ステップS320(図3)で判定部131がy回目の初期化動作について放射線照射の検知に用いる放射線情報をX(y)とする。ただし、N1(y)、N2(y)、N3(y)は早い時刻にサンプリングされた値から順に並んでいる。   Next, with reference to FIG. 8, another operation example of the radiation imaging apparatus 100 focusing on the timing of shifting from the initialization operation to the accumulation operation will be described. The driving timing (ON time TH, OFF time TL) by the driving circuit 102 and the sampling period TS of the A / D converter 340 of the detection circuit 120 are different from the example of FIG. Other points may be the same as those in the example of FIG. In the example of FIG. 8, the off time TL is longer than the on time TH. For example, the drive circuit 102 operates so that the off time TL is three times the on time TH. Then, the sampling period TS is made the same as the ON time TH. In this case, the detection circuit 120 outputs one effective value S and three noise values N for one reset operation. Therefore, the effective value S and the three noise values N output in the y-th initialization operation (y is an arbitrary natural number) are S (y), N1 (y), N2 (y), and N3 (y), respectively. To do. In step S320 (FIG. 3), the determination unit 131 sets X (y) as radiation information used for detection of radiation irradiation for the y-th initialization operation. However, N1 (y), N2 (y), and N3 (y) are arranged in order from values sampled at an earlier time.

算出部130が有効値S及びノイズ値Nを用いてX(y)を算出する様々な方法を以下に説明する。算出部130は、図5で説明した例と同様に、以下の式(5)〜式(7)の何れかに従ってX(y)を算出してもよい。
X(y)=S(y)−N1(y) …(5)
X(y)=S(y)−N3(y−1) …(6)
X(y)=S(y)−{N1(y)+N3(y−1)}/2 …(7)
式(5)〜式(7)は、y回目の初期化動作において得られた有効値S(y)と、この前後でサンプリングされたノイズ値N1(y)、N3(y−1)とを用いてX(y)を算出する。
Various methods by which the calculation unit 130 calculates X (y) using the effective value S and the noise value N will be described below. The calculation unit 130 may calculate X (y) according to any of the following formulas (5) to (7), similarly to the example described with reference to FIG.
X (y) = S (y) -N1 (y) (5)
X (y) = S (y) -N3 (y-1) (6)
X (y) = S (y)-{N1 (y) + N3 (y-1)} / 2 (7)
Expressions (5) to (7) express the effective value S (y) obtained in the y-th initialization operation and the noise values N1 (y) and N3 (y−1) sampled before and after this. To calculate X (y).

これに代えて、算出部130は以下の式(8)に従ってX(y)を算出してもよい。
X(y)=S(y)−{3×N1(y)−3×N2(y)+N3(y)} …(8)
この式(8)では、ノイズ値N(上記の例ではN1(y)〜N3(y))に重みが付されている。すなわち、ノイズ値Nに異なる係数が与えられている。式(8)は同一の初期化動作において得られた1つの有効値S及び複数のノイズ値Nについて、隣接する値同士の減算を繰り返し行うことで得られる。具体的には、算出部130はまず、同一の初期化動作の隣接するサンプル値同士の減算を行い、有効値Sとノイズ値Nとの差分を新たな有効値Sとし、ノイズ値N同士の差分を新たなノイズ値Nとする。算出部130は、上記の演算を1つの値が得られるまで繰り返す。従って、1回の初期化動作で得られたノイズ値Nがn個の場合に、算出部130は上記の演算をn段繰り返すことになる。この処理を数式で表すと以下のようになる。ここで、更新された有効値及びノイズ値を「'」を付けて表す。
Instead of this, the calculation unit 130 may calculate X (y) according to the following equation (8).
X (y) = S (y)-{3 * N1 (y) -3 * N2 (y) + N3 (y)} (8)
In this equation (8), the noise value N (N1 (y) to N3 (y) in the above example) is weighted. That is, a different coefficient is given to the noise value N. Expression (8) is obtained by repeatedly subtracting adjacent values for one effective value S and a plurality of noise values N obtained in the same initialization operation. Specifically, the calculation unit 130 first subtracts adjacent sample values of the same initialization operation, sets the difference between the effective value S and the noise value N as a new effective value S, and Let the difference be a new noise value N. The calculation unit 130 repeats the above calculation until one value is obtained. Accordingly, when the noise value N obtained by one initialization operation is n, the calculation unit 130 repeats the above calculation n times. This process is expressed as follows. Here, the updated effective value and noise value are represented by “′”.

1段目の演算:
S'(y)=S(y)−N1(y)
N1'(y)=N1(y)−N2(y)
N2'(y)=N2(y)−N3(y)
2段目の演算:
S''(y)=S'(y)−N1'(y)
N1''(y)=N1'(y)−N2'(y)
3段目の演算:
X(y)=S''(y)−N1''(y)
First stage calculation:
S ′ (y) = S (y) −N1 (y)
N1 ′ (y) = N1 (y) −N2 (y)
N2 ′ (y) = N2 (y) −N3 (y)
Second stage calculation:
S ″ (y) = S ′ (y) −N1 ′ (y)
N1 ″ (y) = N1 ′ (y) −N2 ′ (y)
Third stage calculation:
X (y) = S ″ (y) −N1 ″ (y)

式(8)では、算出部130は、1つの有効値Sと、その後に連続して得られた3つのノイズ値Nとを用いて放射線情報を算出した。これに代えて、以下の式(9)のように、算出部130は、1つの有効値Sと、その前に連続して得られた3つのノイズ値Nとを用いて放射線情報を算出してもよい。
X(y)=S(y)−{3×N3(y−1)−3×N2(y−1)+N1(y−1)} …(9)
この式(8)も、式(7)と同様の計算によって得られる。
In Expression (8), the calculation unit 130 calculates radiation information using one effective value S and three noise values N obtained successively thereafter. Instead, the calculation unit 130 calculates radiation information using one effective value S and three noise values N obtained successively before that, as in the following Expression (9). May be.
X (y) = S (y)-{3 * N3 (y-1) -3 * N2 (y-1) + N1 (y-1)} (9)
This equation (8) is also obtained by the same calculation as equation (7).

さらに別の実施例では、以下の式(10)で示すように、算出部130は、式(8)で得られた放射線情報と式(9)で得られた放射線情報とを平均することによって放射線情報を算出してもよい。
X(y)=S(y)−{3×N1(y)−3×N2(y)+N3(y)+3×N3(y−1)−3×N2(y−1)+N1(y−1)}/2 …(10)
式(10)では、算出部130は、1つ有効値Sと、その前後に連続して得られた6つのノイズ値Nに重みを付したものとに基づいて放射線情報を算出する。
In yet another embodiment, as shown in the following equation (10), the calculation unit 130 averages the radiation information obtained by equation (8) and the radiation information obtained by equation (9). Radiation information may be calculated.
X (y) = S (y)-{3 * N1 (y) -3 * N2 (y) + N3 (y) + 3 * N3 (y-1) -3 * N2 (y-1) + N1 (y-1 )} / 2 (10)
In Expression (10), the calculation unit 130 calculates radiation information based on one effective value S and six noise values N obtained successively before and after the effective value S.

式(8)〜式(10)の何れも、有効値Sとノイズ値Nとの切り替わりのタイミングの近くにサンプリングされたノイズ値Nに大きな重みを付している。ここで、重みが大きいとは、放射線情報への影響が大きいことを意味し、具体的にはノイズ値Nの係数の絶対値が大きいことを意味しうる。以下の例でも同様である。   In any of the equations (8) to (10), the noise value N sampled near the timing of switching between the effective value S and the noise value N is given a large weight. Here, the large weight means that the influence on the radiation information is large, and specifically, it can mean that the absolute value of the coefficient of the noise value N is large. The same applies to the following examples.

図9に放射線情報X(y)を様々な方法で算出した場合のノイズ除去比を計算した実験結果を示す。図9のグラフでは、横軸が外来ノイズの周波数を示し、縦軸がノイズ除去比を示す。駆動信号のオン時間THを8μ秒とし、オフ時間TLを24μ秒とする。このとき、曲線801、802、803、804はそれぞれ、式(5)、式(7)、式(8)、式(10)で放射線情報X(y)を算出した場合の各周波数におけるノイズ除去比を示す。比較のため、図7の曲線701も図9に示される。図から読み取れるように、低周波領域では、複数のノイズ値Nに重みを付して放射線情報を算出することで、効率よくノイズが除去される。   FIG. 9 shows the experimental results of calculating the noise removal ratio when the radiation information X (y) is calculated by various methods. In the graph of FIG. 9, the horizontal axis indicates the frequency of the external noise, and the vertical axis indicates the noise removal ratio. The on time TH of the drive signal is 8 μsec, and the off time TL is 24 μsec. At this time, the curves 801, 802, 803, and 804 respectively remove noise at each frequency when the radiation information X (y) is calculated by the equations (5), (7), (8), and (10). Indicates the ratio. For comparison, a curve 701 in FIG. 7 is also shown in FIG. As can be seen from the figure, in the low frequency region, noise is efficiently removed by calculating radiation information with weights assigned to a plurality of noise values N.

式(8)〜式(10)の放射線情報は、隣接するサンプル値同士の減算を逐次計算することによって算出されてもよいし、これらの式に従ってサンプル値に係数を乗じたものを加算・減算することによって算出されてもよい。後述する式に従って放射線情報を算出する場合も同様である。また、放射線撮像装置100に圧力や衝撃が加わった際に流れる外来ノイズは、放射線照射時にバイアス線Vsに流れる電流の10〜100倍の値をとりうる。そこで、検知回路120のダイナミックレンジは、外来ノイズが飽和することなくサンプリングできるように設定されうる。検知回路120のダイナミックレンジを広げた場合に、除算による量子化誤差の発生を軽減するために、放射線情報と閾値とを整数倍して、加算・減算・乗算のみで放射線情報が算出されるように制御部106が構成されてもよい。   The radiation information of Expression (8) to Expression (10) may be calculated by sequentially calculating the subtraction between adjacent sample values, or adding / subtracting the sample values multiplied by a coefficient according to these expressions May be calculated. The same applies to the case where the radiation information is calculated according to the formula described later. Further, the external noise that flows when pressure or impact is applied to the radiation imaging apparatus 100 can take a value 10 to 100 times the current that flows through the bias line Vs during radiation irradiation. Therefore, the dynamic range of the detection circuit 120 can be set so that the external noise can be sampled without being saturated. When the dynamic range of the detection circuit 120 is expanded, the radiation information is calculated only by addition / subtraction / multiplication by multiplying the radiation information and the threshold by an integer to reduce the occurrence of quantization error due to division. In addition, the control unit 106 may be configured.

続いて、図10を参照して、初期化動作から蓄積動作へ移行するタイミングに着目した放射線撮像装置100のさらに別の動作例を説明する。図5の例とは、検知回路120のA/D変換器340のサンプリング周期TSが異なっている。その他の点は図5の例と同じであってもよいので、重複する説明を省略する。図10の例では、オフ時間TLとオン時間THとは等しい。そして、サンプリング周期TSをオン時間THよりも短くする。例えば、サンプリング周期TSをオン時間THの1/3に設定する。この場合に、検知回路120は1回のリセット動作について、3つの有効値Sと3つのノイズ値Nとを出力する。そこで、y回目(yは任意の自然数)の初期化動作において出力された3つの有効値S、3つのノイズ値NをそれぞれS1(y)、S2(y)、S3(y)、N1(y)、N2(y)、N3(y)とする。また、ステップS320(図3)で制御部106がy回目の初期化動作について放射線照射の検知に用いる放射線情報をX(y)とする。ただし、S1(y)、S2(y)、S3(y)、N1(y)、N2(y)、N3(y)は早い時刻にサンプリングされた値から順に並んでいる。   Next, with reference to FIG. 10, still another operation example of the radiation imaging apparatus 100 focusing on the timing of shifting from the initialization operation to the accumulation operation will be described. The sampling period TS of the A / D converter 340 of the detection circuit 120 is different from the example of FIG. Other points may be the same as those in the example of FIG. In the example of FIG. 10, the off time TL and the on time TH are equal. Then, the sampling period TS is made shorter than the ON time TH. For example, the sampling period TS is set to 1/3 of the on time TH. In this case, the detection circuit 120 outputs three effective values S and three noise values N for one reset operation. Therefore, the three effective values S and three noise values N output in the y-th initialization operation (y is an arbitrary natural number) are converted into S1 (y), S2 (y), S3 (y), and N1 (y ), N2 (y), and N3 (y). In step S320 (FIG. 3), X (y) is radiation information used by the control unit 106 to detect radiation irradiation for the y-th initialization operation. However, S1 (y), S2 (y), S3 (y), N1 (y), N2 (y), and N3 (y) are arranged in order from the value sampled at an earlier time.

算出部130が有効値S及びノイズ値Nを用いてX(y)を算出する様々な方法を以下に説明する。例えば、算出部130は、X(y)を以下の式(11)〜式(13)の何れかに従って算出してもよい。
X(y)=S1(y)+S2(y)+S3(y)−{N1(y)+N2(y)+N3(y)} …(11)
X(y)=S1(y)+S2(y)+S3(y)−{N1(y−1)+N2(y−1)+N3(y−1)} …(12)
X(y)=2×S1(y)+2×S2(y)+2×S3(y)−{N1(y)+N2(y)+N3(y)+N1(y−1)+N2(y−1)+N3(y−1)} …(13)
式(11)〜式(13)では、算出部130は、y回目の初期化動作において得られた3つの有効値S(y)と、この前後でサンプリングされた3つのノイズ値N又は6つのノイズ値Nとを用いてX(y)を算出する。ここで、上述の理由から、算出部130は、放射線情報を有効値・ノイズ値の加算・減算のみで算出しており、除算を用いていない。
Various methods by which the calculation unit 130 calculates X (y) using the effective value S and the noise value N will be described below. For example, the calculation unit 130 may calculate X (y) according to any of the following formulas (11) to (13).
X (y) = S1 (y) + S2 (y) + S3 (y)-{N1 (y) + N2 (y) + N3 (y)} (11)
X (y) = S1 (y) + S2 (y) + S3 (y)-{N1 (y-1) + N2 (y-1) + N3 (y-1)} (12)
X (y) = 2 * S1 (y) + 2 * S2 (y) + 2 * S3 (y)-{N1 (y) + N2 (y) + N3 (y) + N1 (y-1) + N2 (y-1) + N3 (Y-1)} (13)
In Expressions (11) to (13), the calculation unit 130 calculates three effective values S (y) obtained in the y-th initialization operation and three noise values N or six sampled before and after this. X (y) is calculated using the noise value N. Here, for the reason described above, the calculation unit 130 calculates the radiation information only by adding / subtracting the effective value / noise value, and does not use division.

これに代えて、以下の式(14)に従って算出部130がX(y)を算出してもよい。
X(y)={11×S1(y)+5×S2(y)+2×S3(y)}/18−{11×N3(y−1)+5×N2(y−1)+2×N1(y−1)}/18 …(14)
この式(14)では、有効値S・ノイズ値N(上記の例ではS1(y)〜S3(y)、N1(y−1)〜N3(y−1))に重みが付されている。すなわち、有効値S・ノイズ値Nに異なる係数が与えられている。式(14)は、y回目の初期化動作において得られた3つの有効値Sと、その直前のy−1回目の初期化動作において得られた3つのノイズ値Nのうち、隣接するk個同士の平均の差分を、k=1〜3まで平均することで得られる。この処理を数式で表すと以下のようになる。ここで、有効値Sの平均とノイズ値Nの平均との差分をD1〜D3で表す。
Instead of this, the calculation unit 130 may calculate X (y) according to the following equation (14).
X (y) = {11 * S1 (y) + 5 * S2 (y) + 2 * S3 (y)} / 18- {11 * N3 (y-1) + 5 * N2 (y-1) + 2 * N1 (y -1)} / 18 (14)
In this equation (14), the effective value S and the noise value N (in the above example, S1 (y) to S3 (y), N1 (y-1) to N3 (y-1)) are weighted. . That is, different coefficients are given to the effective value S and the noise value N. Equation (14) is expressed as follows: k effective values S among the three effective values S obtained in the y-th initialization operation and the three noise values N obtained in the immediately preceding y-1 initialization operation. It is obtained by averaging the average difference between k = 1-3. This process is expressed as follows. Here, the difference between the average of the effective values S and the average of the noise values N is represented by D1 to D3.

1個同士の差分:
D1=S1(y)−N3(y−1)
2個の平均同士の差分:
D2={S1(y)+S2(y)}/2−{N3(y−1)+N2(y−1)}/2
3個の平均同士の差分:
D3={S1(y)+S2(y)+S3(y)}/3−{N3(y−1)+N2(y−1)+N1(y−1)}/3
差分の平均:
X(y)=(D1+D2+D3)/3
Difference between one piece:
D1 = S1 (y) -N3 (y-1)
Difference between two averages:
D2 = {S1 (y) + S2 (y)} / 2- {N3 (y-1) + N2 (y-1)} / 2
Difference between three averages:
D3 = {S1 (y) + S2 (y) + S3 (y)} / 3- {N3 (y-1) + N2 (y-1) + N1 (y-1)} / 3
Difference average:
X (y) = (D1 + D2 + D3) / 3

式(14)で算出部130は3つ有効値Sと、その前に連続して得られた3つのノイズ値Nとを用いて放射線情報を算出した。これに代えて、以下の式(15)のように、算出部130は3つの有効値Sと、その後に連続して得られた3つのノイズ値Nとを用いて放射線情報を算出してもよい。
X(y)={11×S3(y)+5×S2(y)+2×S1(y)}/18−{11×N1(y)+5×N2(y)+2×N3(y)}/18 …(15)
この式(15)も、式(14)と同様の計算によって得られる。さらに別の実施例では、算出部130は式(14)で得られた放射線情報と式(15)で得られた放射線情報とを平均することによって放射線情報を算出してもよい。この場合に、算出部130は、y回目の初期化動作についての放射線情報を、y回目の初期化動作で得られた3つの有効値Sと、この前後に隣接して取得された6つのノイズ値Nに重みを付けた値とに基づいて算出することになる。式(14)、式(15)の何れも、有効値Sとノイズ値Nとの切り替わりのタイミングの近くにサンプリングされたノイズ値Nに大きな重みを付している。
In Expression (14), the calculation unit 130 calculates radiation information using the three effective values S and the three noise values N obtained successively before that. Instead, the calculation unit 130 may calculate radiation information using the three effective values S and the three noise values N obtained successively thereafter, as in the following equation (15). Good.
X (y) = {11 * S3 (y) + 5 * S2 (y) + 2 * S1 (y)} / 18- {11 * N1 (y) + 5 * N2 (y) + 2 * N3 (y)} / 18 ... (15)
This equation (15) is also obtained by the same calculation as the equation (14). In yet another embodiment, the calculation unit 130 may calculate the radiation information by averaging the radiation information obtained by Expression (14) and the radiation information obtained by Expression (15). In this case, the calculation unit 130 uses the three effective values S obtained by the y-th initialization operation and the six noises acquired adjacent to the y-th initialization operation as radiation information about the y-th initialization operation. The calculation is based on the value N weighted. Both Expression (14) and Expression (15) give a large weight to the noise value N sampled near the timing of switching between the effective value S and the noise value N.

図11に放射線情報X(y)を様々な方法で算出した場合のノイズ除去比を計算した実験結果を示す。図11のグラフでは、横軸が外来ノイズの周波数を示し、縦軸がノイズ除去比を示す。駆動信号のオン時間THを16μ秒とし、オフ時間TLを16μ秒とする。また、サンプリング時間TSを5.3μ秒とする。このとき、曲線1101、1102はそれぞれ、式(14)と、式(14)及び式(15)の平均とで放射線情報X(y)を算出した場合の各周波数におけるノイズ除去比を示す。比較のため、図7の曲線701も図11に示される。図から読み取れるように、低周波領域では、複数のノイズ値Nに重みを付して放射線情報を算出することで、効率よくノイズが除去される。   FIG. 11 shows the experimental results of calculating the noise removal ratio when the radiation information X (y) is calculated by various methods. In the graph of FIG. 11, the horizontal axis indicates the frequency of the external noise, and the vertical axis indicates the noise removal ratio. The on-time TH of the drive signal is 16 μsec, and the off-time TL is 16 μsec. The sampling time TS is set to 5.3 μsec. At this time, the curves 1101 and 1102 indicate the noise removal ratios at the respective frequencies when the radiation information X (y) is calculated by the equation (14) and the average of the equations (14) and (15). For comparison, a curve 701 in FIG. 7 is also shown in FIG. As can be seen from the figure, in the low frequency region, noise is efficiently removed by calculating radiation information with weights assigned to a plurality of noise values N.

続いて、図12を参照して、初期化動作から蓄積動作へ移行するタイミングに着目した放射線撮像装置100のさらに別の動作例を説明する。図5の例とは、検知回路120のA/D変換器340のサンプリング周期TSと、オフ時間TLとが異なっている。その他の点は図5の例と同じであってもよいので、重複する説明を省略する。図12の例では、駆動回路102の駆動周期TIがオン時間THに等しく、オフ時間TLが0である。すなわち、1回の初期化動作において、駆動回路102は対象の駆動線Gへの駆動信号をアクティブレベルに維持する。その結果、ある行への駆動信号がハイレベルからローレベルへ切り替わると同時に、次の行への駆動信号がローレベルからハイレベルに切り替わる。また、サンプリング周期TSをオン時間THよりも短くする。例えば、サンプリング周期TSをオン時間THの1/3に設定する。この場合に、検知回路120は1回のリセット動作について、3つの有効値Sを出力する。   Next, with reference to FIG. 12, another operation example of the radiation imaging apparatus 100 focusing on the timing of shifting from the initialization operation to the accumulation operation will be described. The sampling period TS of the A / D converter 340 of the detection circuit 120 and the off time TL are different from the example of FIG. Other points may be the same as those in the example of FIG. In the example of FIG. 12, the driving cycle TI of the driving circuit 102 is equal to the on time TH, and the off time TL is zero. That is, in one initialization operation, the drive circuit 102 maintains the drive signal for the target drive line G at an active level. As a result, the drive signal to a certain row is switched from the high level to the low level, and at the same time, the drive signal to the next row is switched from the low level to the high level. Further, the sampling period TS is made shorter than the ON time TH. For example, the sampling period TS is set to 1/3 of the on time TH. In this case, the detection circuit 120 outputs three valid values S for one reset operation.

一般的に、スイッチ素子Tの導通・非導通を切り替えると、バイアス線Vsに電流が流れることが知られている。この電流はスイッチングノイズと呼ばれうる。図12に示されるように、ある画素行のスイッチ素子Tへの駆動信号の立ち下がりと、別の画素行のスイッチ素子Tへの駆動信号の立ち上がりとを重ねることによって、スイッチングノイズを打ち消しあうことができる。従って、図12の例はスイッチングノイズが大きい場合に有効である。   In general, it is known that when the switch element T is switched between conduction and non-conduction, a current flows through the bias line Vs. This current can be referred to as switching noise. As shown in FIG. 12, the switching noise is canceled by overlapping the falling edge of the driving signal to the switching element T in a certain pixel row and the rising edge of the driving signal to the switching element T in another pixel row. Can do. Therefore, the example of FIG. 12 is effective when the switching noise is large.

y回目(yは任意の自然数)の初期化動作において出力された3つの有効値SをそれぞれS1(y)、S2(y)、S3(y)とする。また、ステップS320(図3)で判定部131がy回目の初期化動作について放射線照射の検知に用いる放射線情報をX(y)とする。ただし、S1(y)、S2(y)、S3(y)は早い時刻にサンプリングされた値から順に並んでいる。   Three effective values S output in the y-th initialization operation (y is an arbitrary natural number) are assumed to be S1 (y), S2 (y), and S3 (y), respectively. In step S320 (FIG. 3), the determination unit 131 sets X (y) as radiation information used for detection of radiation irradiation for the y-th initialization operation. However, S1 (y), S2 (y), and S3 (y) are arranged in order from values sampled at an earlier time.

この場合に、算出部130は、X(y)を以下の式(16)に従って算出してもよい。
X(y)={11×S1(y)+5×S2(y)+2×S3(y)}/18−{11×S3(y−1)+5×S2(y−1)+2×S1(y−1)}/18 …(16)
この式(16)は、式(14)と同様に、y回目の初期化動作において得られた3つの有効値Sと、y−1回目の初期化動作において得られた3つの有効値Sのうち、隣接するk個同士の平均の差分を、k=1〜3まで平均することで得られる。この処理を数式で表すと以下のようになる。ここで、y回目の初期化で得られた有効値Sの平均とy−1回目の初期化で得られた有効値Nの平均との差分をD1〜D3で表す。
In this case, the calculation unit 130 may calculate X (y) according to the following equation (16).
X (y) = {11 * S1 (y) + 5 * S2 (y) + 2 * S3 (y)} / 18- {11 * S3 (y-1) + 5 * S2 (y-1) + 2 * S1 (y -1)} / 18 (16)
This equation (16) is similar to the equation (14) in that the three effective values S obtained in the y-th initialization operation and the three effective values S obtained in the y−1-th initialization operation. Of these, the average difference between adjacent k pieces is obtained by averaging up to k = 1 to 3. This process is expressed as follows. Here, the difference between the average of the effective values S obtained by the y-th initialization and the average of the effective values N obtained by the y−1-th initialization is represented by D1 to D3.

1個同士の差分:
D1=S1(y)−S3(y−1)
2個の平均同士の差分:
D2={S1(y)+S2(y)}/2−{S3(y−1)+S2(y−1)}/2
3個の平均同士の差分:
D3={S1(y)+S2(y)+S3(y)}/3−{S3(y−1)+S2(y−1)+S1(y−1)}/3
差分の平均:
X(y)=(D1+D2+D3)/3
Difference between one piece:
D1 = S1 (y) -S3 (y-1)
Difference between two averages:
D2 = {S1 (y) + S2 (y)} / 2- {S3 (y-1) + S2 (y-1)} / 2
Difference between three averages:
D3 = {S1 (y) + S2 (y) + S3 (y)} / 3− {S3 (y−1) + S2 (y−1) + S1 (y−1)} / 3
Difference average:
X (y) = (D1 + D2 + D3) / 3

式(16)は、外来ノイズに対して式(14)と同じ演算を行っているので、式(14)と同様のノイズ除去特性を有しうる。式(16)で得られる放射線情報X(y)は、連続する初期化動作で得られた複数の有効値Sに重みを付して差分を取った値である。判定部131はこの値が閾値を超えた場合に放射線の照射を検知する。   Since Expression (16) performs the same calculation as Expression (14) for external noise, it can have the same noise removal characteristics as Expression (14). The radiation information X (y) obtained by the equation (16) is a value obtained by weighting a plurality of effective values S obtained by successive initialization operations and taking a difference. The determination unit 131 detects radiation irradiation when this value exceeds a threshold value.

続いて、図13を参照して、初期化動作から蓄積動作へ移行するタイミングに着目した放射線撮像装置100のさらに別の動作例を説明する。図5の例とは、駆動回路102による駆動タイミング(オン時間TH、オフ時間TL)が異なっている。その他の点は図5の例と同じであってもよいので、重複する説明を省略する。図13の例では、駆動回路102は前後して供給する2つの駆動信号の立ち下がりと立ち上がりとを重ねる。例えば、駆動回路102は奇数回目の初期化動作における駆動信号の立ち下がりと偶数回目の初期化動作における駆動信号の立ち上がりとを重ねる。言い換えると、駆動回路102は奇数回目の初期化動作におけるオフ時間TLをゼロにする。その結果、奇数回目と偶数回目とでは駆動周期TIが異なる。図13の例では、Ys−1行目の駆動線Gへ供給する駆動信号の立ち下がりとYs行目の駆動線Gへ供給する駆動信号の立ち上がりとが重なっている。   Next, with reference to FIG. 13, another operation example of the radiation imaging apparatus 100 focusing on the timing of shifting from the initialization operation to the accumulation operation will be described. The drive timing (ON time TH, OFF time TL) by the drive circuit 102 is different from the example of FIG. Other points may be the same as those in the example of FIG. In the example of FIG. 13, the drive circuit 102 overlaps the falling and rising edges of two drive signals supplied before and after. For example, the drive circuit 102 overlaps the fall of the drive signal in the odd-numbered initialization operation with the rise of the drive signal in the even-numbered initialization operation. In other words, the drive circuit 102 sets the off time TL in the odd-numbered initialization operation to zero. As a result, the driving cycle TI is different between the odd number and the even number. In the example of FIG. 13, the fall of the drive signal supplied to the drive line G in the Ys-1th row overlaps with the rise of the drive signal supplied to the drive line G in the Ys row.

A/D変換器340のサンプリング周期TSと、オン時間THと、オフ時間TLとを互いに等しくすると、検知回路120は奇数回目のリセット動作で1つの有効値Sを出力し、偶数回目のリセット動作で1つの有効値Sと1つのノイズ値Nとを出力する。y回目(yは任意の奇数)の初期化動作において出力された有効値SをS(y)とし、その直後のy+1回目の初期化動作において出力された有効値S、ノイズ値NをそれぞれS(y+1)、N(y+1)とする。また、ステップS320(図3)で判定部131がy回目の初期化動作について放射線照射の検知に用いる放射線情報をX(y)とする。   When the sampling period TS of the A / D converter 340, the ON time TH, and the OFF time TL are equal to each other, the detection circuit 120 outputs one effective value S in the odd-numbered reset operation, and the even-numbered reset operation. Outputs one effective value S and one noise value N. The effective value S output in the y-th initialization operation (y is an arbitrary odd number) initialization operation is S (y), and the effective value S and the noise value N output in the immediately subsequent y + 1 initialization operation are S. Let (y + 1) and N (y + 1). In step S320 (FIG. 3), the determination unit 131 sets X (y) as radiation information used for detection of radiation irradiation for the y-th initialization operation.

この場合に、算出部130は、X(y)を以下の式(16)に従って算出してもよい。
X(y)=[S(y)+S(y+1)−{N(y+1)−N(y−1)}/18] …(17)
この式では、単位時間当たりの放射線信号量を増加させることができる。
In this case, the calculation unit 130 may calculate X (y) according to the following equation (16).
X (y) = [S (y) + S (y + 1) − {N (y + 1) −N (y−1)} / 18] (17)
In this equation, the amount of radiation signal per unit time can be increased.

続いて、図14を参照して、検知回路120のサンプリングタイミングの別の例を示す。放射線が照射された画素PIXのスイッチ素子Tを導通するまでに当該画素PIXの変換素子201に蓄積された電荷量に比例してバイアス線Vsに流れる電流(第2信号)は、以下の性質を有しうる。すなわち、この電流は、駆動信号の立ち上がりとともに(時刻t0で)流れ始め、スイッチ素子Tが導通状態になると(時刻t1で)ピークとなり、その後(時刻t2で)流れ終わるスパイク状の電流である。駆動信号の立ち上がりからスイッチ素子Tが導通状態となるまでの時間は駆動線Gの抵抗及び寄生容量の時定数で定まる。   Next, another example of the sampling timing of the detection circuit 120 will be shown with reference to FIG. The current (second signal) that flows through the bias line Vs in proportion to the amount of charge accumulated in the conversion element 201 of the pixel PIX until the switch element T of the pixel PIX irradiated with radiation is turned on has the following properties. Can have. That is, this current is a spike-like current that begins to flow (at time t0) with the rise of the drive signal, peaks when the switch element T becomes conductive (at time t1), and then ends (at time t2). The time from when the drive signal rises until the switch element T becomes conductive is determined by the time constant of the resistance and parasitic capacitance of the drive line G.

そこで、図14に示される例では、検知回路120は、1回の初期化動作において駆動回路102が(時刻t0で)駆動信号を立ち上げた後、遅延時間TDの経過後に(時刻t1で)バイアス線Vsに流れる電流をサンプリングする。この場合に検知回路120から出力されるサンプル値が有効値Sとなる。また、検知回路120は、1回の初期化動作において駆動回路102が(時刻t3で)駆動信号を立ち下げた後、同じ遅延時間TDの経過後に(時刻t4で)バイアス線Vsに流れる電流をサンプリングする。この場合に検知回路120から出力されるサンプル値がノイズ値Nとなる。有効値S及びノイズ値Nから放射線情報を算出する方法は上述の何れの方法を用いてもよい。スイッチ素子Tのスイッチングノイズは、駆動信号の立ち上がり及び立ち下がりと同時に流れ始め、スイッチ素子Tが導通状態・非導通状態に切り替わった後には流れなくなることが知られている。そのため、検知回路120が上述のタイミングでサンプリングを行うことによって、放射線信号からスイッチングノイズの影響を軽減できる。   Therefore, in the example shown in FIG. 14, the detection circuit 120 detects that the delay time TD has elapsed (at time t1) after the drive circuit 102 raises the drive signal (at time t0) in one initialization operation. The current flowing through the bias line Vs is sampled. In this case, the sample value output from the detection circuit 120 is the effective value S. In addition, the detection circuit 120 detects a current flowing through the bias line Vs after the same delay time TD (at time t4) after the drive circuit 102 has lowered the drive signal (at time t3) in one initialization operation. Sampling. In this case, the sample value output from the detection circuit 120 is the noise value N. As a method for calculating radiation information from the effective value S and the noise value N, any of the above-described methods may be used. It is known that the switching noise of the switch element T starts to flow at the same time as the drive signal rises and falls, and stops flowing after the switch element T is switched between the conductive state and the non-conductive state. Therefore, when the detection circuit 120 performs sampling at the above-described timing, the influence of switching noise can be reduced from the radiation signal.

遅延時間TDは、バイアス線Vsを流れる電流のピークのタイミング(例えば、時刻t1)でサンプリングが行われるように設定される。例えば、遅延時間TDは、駆動線Gの時定数や、バイアス線Vsの時定数に基づいて決定される。また、遅延時間TDは、検知回路120のうちA/D変換器340の前段の回路の処理時間にさらに基づいて決定されてもよい。   The delay time TD is set so that sampling is performed at the timing of the peak of the current flowing through the bias line Vs (for example, time t1). For example, the delay time TD is determined based on the time constant of the drive line G and the time constant of the bias line Vs. Further, the delay time TD may be determined further based on the processing time of the circuit preceding the A / D converter 340 in the detection circuit 120.

図15を参照して、遅延時間TDを決定する方法の一例を説明する。制御部106は、図14のサンプリング間隔よりも短い時間間隔で、バイアス線Vsに流れる電流をプリサンプリングする。放射線撮像装置100の製造者は、プリサンプリングが行われている間に、テスト用の放射線を放射線撮像装置100へ照射する。そして、制御部106は、1回の初期化動作における駆動信号の立ち上がり時刻と、この初期化動作に対してバイアス電流信号VSDのサンプル値が最大となったサンプリング時刻との間の時間を遅延時間TDとして記憶する。   An example of a method for determining the delay time TD will be described with reference to FIG. The control unit 106 pre-samples the current flowing through the bias line Vs at a time interval shorter than the sampling interval of FIG. The manufacturer of the radiation imaging apparatus 100 irradiates the radiation imaging apparatus 100 with test radiation while pre-sampling is being performed. Then, the control unit 106 delays the time between the rise time of the drive signal in one initialization operation and the sampling time when the sample value of the bias current signal VSD becomes the maximum for this initialization operation. Store as TD.

テスト用の放射線を使用する代わりに、画素PIXに蓄積された暗電荷によってバイアス線Vsに流れる電流を利用してもよい。制御部106は、所定の期間、駆動回路102の供給する駆動信号をローレベルに維持して、画素PIXに暗電荷が蓄積されるのを待つ。その後、図15に示した初期化動作を開始する。スイッチ素子Tが導通状態になると、バイアス線Vsに暗電荷に応じた電流が流れるので、制御部106はこの電流に基づいて遅延時間TDを決定する。   Instead of using the test radiation, a current flowing in the bias line Vs due to the dark charge accumulated in the pixel PIX may be used. The control unit 106 maintains the drive signal supplied from the drive circuit 102 at a low level for a predetermined period, and waits for dark charge to be accumulated in the pixel PIX. Thereafter, the initialization operation shown in FIG. 15 is started. When the switch element T becomes conductive, a current corresponding to the dark charge flows through the bias line Vs, so the control unit 106 determines the delay time TD based on this current.

駆動線Gの時定数や、バイアス線Vsの時定数、検知回路120の処理時間は、製品出荷後の経年劣化や使用環境の温度などによっても変わりうる。そこで、上述の遅延時間TDの決定方法を製品出荷後にも行えるようにしてもよい。例えば、放射線撮像装置100は、上述のプリサンプリングを実行する調整モードと、通常のサンプリングを実行する通常モードとを切り替えられるように構成されてもよい。調整モードにおいて、放射線撮像装置100のユーザは、テスト用の放射線を放射線撮像装置100へ照射する。これに代えて、放射線撮像装置100は、暗電荷を蓄積する動作モードに移行してもよい。そして、制御部106は、1回の初期化動作における駆動信号の立ち上がり時刻と、この初期化動作に対してバイアス電流信号VSDのサンプル値が最大となったサンプリング時刻との間の時間を遅延時間TDとして記憶する。放射線撮像装置100が通常モードに変更された場合に、記憶された遅延時間TDに従って検知回路120がサンプリングを行う。   The time constant of the drive line G, the time constant of the bias line Vs, and the processing time of the detection circuit 120 may change depending on the aging deterioration after the product shipment, the temperature of the use environment, and the like. Therefore, the method for determining the delay time TD described above may be performed even after product shipment. For example, the radiation imaging apparatus 100 may be configured to be able to switch between an adjustment mode in which the above pre-sampling is performed and a normal mode in which normal sampling is performed. In the adjustment mode, the user of the radiation imaging apparatus 100 irradiates the radiation imaging apparatus 100 with test radiation. Instead of this, the radiation imaging apparatus 100 may shift to an operation mode in which dark charges are accumulated. Then, the control unit 106 delays the time between the rise time of the drive signal in one initialization operation and the sampling time when the sample value of the bias current signal VSD becomes the maximum for this initialization operation. Store as TD. When the radiation imaging apparatus 100 is changed to the normal mode, the detection circuit 120 performs sampling according to the stored delay time TD.

上述のように、バイアス線Vsを流れる電流のピークのタイミングでサンプリングを行うことによって、S/N比が向上し、放射線の照射の検知の精度が向上する。図14では、図5に示した駆動回路102の駆動タイミングに基づいて説明したが、図12や図13の駆動タイミングでも同様に遅延時間の経過後にサンプリングを行ってもよい。   As described above, by performing sampling at the timing of the peak of the current flowing through the bias line Vs, the S / N ratio is improved, and the accuracy of detection of radiation irradiation is improved. Although FIG. 14 is described based on the drive timing of the drive circuit 102 shown in FIG. 5, sampling may be performed after the elapse of the delay time similarly in the drive timings of FIGS. 12 and 13.

続いて、図16を参照して、放射線撮像装置100の別の動作例を説明する。図5の例とは、検知回路120のA/D変換器340のサンプリング周期TSが異なっている。その他の点は図5の例と同じであってもよいので、重複する説明を省略する。図16の例では、オン時間TH=オフ時間TL=16μ秒とし、サンプリング周期TS=1μ秒とする。この場合に、1回の初期化動作に対して32個のバイアス電流信号VSDが検知回路120から出力される。   Next, another operation example of the radiation imaging apparatus 100 will be described with reference to FIG. The sampling period TS of the A / D converter 340 of the detection circuit 120 is different from the example of FIG. Other points may be the same as those in the example of FIG. In the example of FIG. 16, the on time TH = the off time TL = 16 μsec, and the sampling period TS = 1 μsec. In this case, 32 bias current signals VSD are output from the detection circuit 120 for one initialization operation.

y回目の初期化動作において、時刻t0でYs行目の駆動線Gへ供給される駆動信号がハイレベルに切り替わるとする。そして、駆動信号がハイレベルに切り替わったことによる、検知回路120のA/D変換器340へ入力されるアナログ信号への影響が時刻t1で現われるとする。この場合に、時刻t1〜時刻t5までに検知回路120が出力する16個のサンプル値がy回目の初期化動作におけるスイッチ素子Tが導通状態にある場合に対応する。算出部130はこの16個のサンプル値のうち、時刻t3〜時刻t4に出力された中頃の8個のサンプル値の合計値をy回目の初期化動作に対する有効値S(y)とする。同様に、時刻t5〜時刻t9までに検知回路120が出力する16個のサンプル値がy回目の初期化動作におけるスイッチ素子Tが非導通状態にある場合に対応する。算出部130はこの16個のサンプル値のうち、時刻t7〜時刻t8に出力された中頃の8個のサンプル値の合計値をy回目の初期化動作に対するノイズ値N(y)とする。そして、算出部130は、例えば上述の式(1)〜(3)に従って放射線情報を算出する。   In the y-th initialization operation, it is assumed that the drive signal supplied to the drive line G in the Ys row switches to a high level at time t0. Then, it is assumed that the influence on the analog signal input to the A / D converter 340 of the detection circuit 120 due to the switching of the drive signal to the high level appears at time t1. In this case, the 16 sample values output from the detection circuit 120 from time t1 to time t5 correspond to the case where the switch element T in the y-th initialization operation is in a conductive state. Of the 16 sample values, the calculation unit 130 sets the total value of the middle 8 sample values output from time t3 to time t4 as an effective value S (y) for the y-th initialization operation. Similarly, 16 sample values output from the detection circuit 120 from time t5 to time t9 correspond to the case where the switch element T in the y-th initialization operation is in a non-conductive state. Of the 16 sample values, the calculation unit 130 sets the total value of the middle 8 sample values output from time t7 to time t8 as the noise value N (y) for the y-th initialization operation. And the calculation part 130 calculates radiation information according to above-mentioned Formula (1)-(3), for example.

続いて、図17を参照しながら放射線撮像装置100の動作の別の例を説明する。図4の例とは、駆動回路102が初期化動作において駆動線Gに供給する駆動信号のタイミングが異なっている。その他の点は図4の例と同じであってもよいので、重複する説明を省略する。駆動回路102は、1フレームの初期化動作において、画素アレイ101の1辺から数えて奇数本目の駆動線Gにハイレベルの駆動信号を順次に供給した後、偶数本目の駆動線Gにハイレベルの駆動信号を順次に供給する。放射線が実際に照射され始めてから、放射線の照射が検知され蓄積動作に移行するまでの間、画素PIXが放射線情報を蓄積しているにもかかわらず、放射線撮像装置100はこの画素PIXに対して初期化動作を行ってしまう。そのため、この間に初期化された画素行からは、放射線情報の一部が失われてしまう。図17の例のように、隣接する画素行が時間的に連続してリセットされないようにすることで、放射線情報の一部が失われた画素行を画像データ内で分散させることができる。これにより、正常に放射線が取得された画素行の情報を用いて、失われた放射線情報を補完して、画像データを補正することが容易になる。   Next, another example of the operation of the radiation imaging apparatus 100 will be described with reference to FIG. The timing of the drive signal that the drive circuit 102 supplies to the drive line G in the initialization operation is different from the example of FIG. Since other points may be the same as the example of FIG. 4, overlapping description is omitted. The drive circuit 102 sequentially supplies high-level drive signals to odd-numbered drive lines G counted from one side of the pixel array 101 in the initialization operation of one frame, and then high-level to even-numbered drive lines G. Are sequentially supplied. Despite the fact that the pixel PIX has accumulated the radiation information from when radiation is actually applied until the irradiation is detected and the storage operation is started, the radiation imaging apparatus 100 applies the pixel PIX to the pixel PIX. The initialization operation will be performed. Therefore, a part of the radiation information is lost from the pixel row initialized during this period. As in the example of FIG. 17, by preventing the adjacent pixel rows from being reset continuously in time, the pixel rows in which a part of the radiation information is lost can be dispersed in the image data. Thus, it becomes easy to correct the image data by complementing the lost radiation information using the information of the pixel row from which the radiation has been normally acquired.

また、図17の例では、駆動回路102は2本の駆動線Gに同時にハイレベルの駆動信号を供給する。これにより、1回の初期化動作において、バイアス線Vsに2行分の画素に蓄積された電荷に比例した電流が流れる。その結果、バイアス電流信号のS/N比を向上できる。図17の例では2本の駆動線Gが同時に駆動されたが、2本以上の任意の本数の駆動線Gを含む駆動線グループであってもよい。また、図17とは異なり、同時に駆動される駆動線Gが互いに隣接していてもよい。放射線撮像装置100は、ユーザによる入力により、同時に駆動される駆動線の本数を変更可能なように構成されてもよい。この場合に、同時に駆動される駆動線の本数の増加に伴い、スイッチングノイズも増加するので、制御部106は駆動線の本数に応じて検知回路120のゲインを切り替えてもよい。   In the example of FIG. 17, the drive circuit 102 supplies a high level drive signal to the two drive lines G simultaneously. Thus, in one initialization operation, a current proportional to the charge accumulated in the pixels for two rows flows through the bias line Vs. As a result, the S / N ratio of the bias current signal can be improved. In the example of FIG. 17, the two drive lines G are driven simultaneously, but a drive line group including an arbitrary number of two or more drive lines G may be used. Further, unlike FIG. 17, the drive lines G that are driven simultaneously may be adjacent to each other. The radiation imaging apparatus 100 may be configured to be able to change the number of drive lines that are driven simultaneously by an input by a user. In this case, as the number of drive lines that are driven simultaneously increases, the switching noise also increases. Therefore, the control unit 106 may switch the gain of the detection circuit 120 according to the number of drive lines.

以上のように、本実施形態では、様々な駆動タイミング、サンプリング周期、算出式によって放射線情報が取得される。しかしながら、本発明は上述の実施形態に限られるものではない。例えば、オン時間THがオフ時間TLよりも長くてもよい。また、1回の初期化動作において、複数の有効値Sと1つのノイズ値Nとがサンプリングされてもよい。また、算出部130は、1回の初期化動作において得られた複数の有効値Sのうちの1つ以上と、複数のノイズ値Nのうちの1つ以上とを用いて放射線情報を算出してもよい。また、算出部130は、有効値Sとノイズ値Nとの両方を用いて放射線情報を算出する必要はなく、複数の有効値Sを用いて放射線情報を算出してもよいし、複数のノイズ値Nを用いて放射線情報を算出してもよい。図5を参照して説明したように、バイアス電流の第1信号はスイッチ素子Tの導通・非導通に限らず、画素アレイ101に放射線が照射されている場合に流れる。従って、算出部130は、放射線が照射されている場合の有効値Sと、その前に取得された放射線が照射されていない場合の有効値Sとの差分を放射線情報としてもよい。同様に、算出部130は、放射線が照射されている場合のノイズ値Nと、その前に取得された放射線が照射されていない場合のノイズ値Nとの差分を放射線情報としてもよい。一般に、算出部130は、検知回路120から供給されたバイアス電流信号VSDの複数回取得されたサンプル値に基づいて放射線情報を算出し、判定部131は、これを閾値と比較することによって、放射線照射の有無を判定しうる。また、有効値S・ノイズ値Nへの重みについても、上述のような方法で決定された値に限られず、1つ以上の有効値S及び1つ以上のノイズ値Nのそれぞれに任意の重みを付してもよい。   As described above, in the present embodiment, radiation information is acquired by various drive timings, sampling cycles, and calculation formulas. However, the present invention is not limited to the above-described embodiment. For example, the on time TH may be longer than the off time TL. Further, a plurality of effective values S and one noise value N may be sampled in one initialization operation. Further, the calculation unit 130 calculates radiation information using one or more of the plurality of effective values S obtained in one initialization operation and one or more of the plurality of noise values N. May be. Further, the calculation unit 130 does not have to calculate radiation information using both the effective value S and the noise value N, and may calculate radiation information using a plurality of effective values S, or may calculate a plurality of noises. Radiation information may be calculated using the value N. As described with reference to FIG. 5, the first signal of the bias current flows not only when the switch element T is turned on / off, but also when the pixel array 101 is irradiated with radiation. Therefore, the calculation unit 130 may use, as radiation information, the difference between the effective value S when radiation is irradiated and the effective value S when radiation previously acquired is not irradiated. Similarly, the calculation unit 130 may use, as radiation information, the difference between the noise value N when radiation is irradiated and the noise value N when radiation acquired before that is not irradiated. In general, the calculation unit 130 calculates radiation information based on a sample value acquired a plurality of times of the bias current signal VSD supplied from the detection circuit 120, and the determination unit 131 compares the radiation information with a threshold value to thereby determine radiation. The presence or absence of irradiation can be determined. In addition, the weights to the effective value S and the noise value N are not limited to the values determined by the above-described method, and arbitrary weights are assigned to each of the one or more effective values S and the one or more noise values N. May be attached.

[第2実施形態]
図18を参照しながら本発明の別の実施形態の放射線撮像装置1800の全体構成を説明する。放射線撮像装置1800は、メモリ132及び加算器133をさらに有する点で図1の放射線撮像装置100とは異なる。その他の構成は第1実施形態と同様であってもよいので、重複する説明を省略する。
[Second Embodiment]
The overall configuration of a radiation imaging apparatus 1800 according to another embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The radiation imaging apparatus 1800 is different from the radiation imaging apparatus 100 of FIG. 1 in that it further includes a memory 132 and an adder 133. Other configurations may be the same as those in the first embodiment, and thus redundant description is omitted.

メモリ132は、算出部130から出力された放射線情報を1フレーム分(上述の例ではY個)蓄積可能であり、格納した順にFIFO方式で加算器133に出力する。加算器133は、算出部130から出力された放射線情報から、メモリ132から出力された放射線情報を減算して判定部131へ供給する。例えば、算出部130からy回目の初期化動作について得られた放射線情報X(y)が出力される場合に、判定部131にはX(y)−X(y−Y)が供給される。すなわち、判定部131には、1フレーム分前の放射線情報との差分が供給される。   The memory 132 can store the radiation information output from the calculation unit 130 for one frame (Y in the above example), and outputs it to the adder 133 in the order of storage in the FIFO manner. The adder 133 subtracts the radiation information output from the memory 132 from the radiation information output from the calculation unit 130 and supplies the result to the determination unit 131. For example, when the radiation information X (y) obtained for the y-th initialization operation is output from the calculation unit 130, X (y) −X (y−Y) is supplied to the determination unit 131. That is, the determination unit 131 is supplied with a difference from the radiation information for one frame before.

発明者らは、スイッチングノイズの量が駆動線Gごとに異なりうるものの、同一の駆動線Gについては再現性が高いことを見出した。そこで、上述のように、ある駆動線Gを駆動することによって得られた放射線情報から、以前に同一の駆動線Gを駆動することによって得られた放射線情報を減算することによって、スイッチングノイズを効果的に除去できる。これをフレーム補正と呼ぶ。   The inventors have found that although the amount of switching noise can be different for each drive line G, the same drive line G is highly reproducible. Therefore, as described above, by subtracting the radiation information previously obtained by driving the same drive line G from the radiation information obtained by driving a certain drive line G, switching noise is effectively obtained. Can be removed. This is called frame correction.

上述の例では現在の放射線情報から1フレーム前の放射線情報を減算したが、kフレーム(kは2以上)前の放射線情報を減算してもよいし、同じ駆動線Gについての複数フレーム分の放射線情報の平均値(単純平均や加重平均)を減算してもよい。また、メモリ132を算出部130と判定部131との間ではなく、検知回路120と算出部130との間に配置して、算出部130に供給されるバイアス電流信号VSDの段階で減算を行ってもよい。このように、フレーム間で差分をとる場合には、フレームごとに、駆動信号の駆動タイミングとA/D変換器340のサンプル・ホールドタイミングとを一定に揃えることによって効果的にスイッチングノイズを除去しうる。そのため、共通のクロック生成器から駆動回路102とA/D変換器340とにクロックが供給されてもよい。   In the above example, the radiation information of one frame before is subtracted from the current radiation information, but the radiation information of k frames (k is 2 or more) may be subtracted, or a plurality of frames for the same drive line G may be subtracted. You may subtract the average value (simple average or weighted average) of radiation information. Further, the memory 132 is arranged not between the calculation unit 130 and the determination unit 131 but between the detection circuit 120 and the calculation unit 130, and subtraction is performed at the stage of the bias current signal VSD supplied to the calculation unit 130. May be. In this way, when taking a difference between frames, switching noise is effectively removed by making the drive timing of the drive signal and the sample / hold timing of the A / D converter 340 uniform for each frame. sell. Therefore, a clock may be supplied from the common clock generator to the drive circuit 102 and the A / D converter 340.

放射線検出装置1800は、加算器133と判定部131との間に、図21に示される積分回路500を含んでもよい。積分回路500は、シフトレジスタ501と、加算器502a、502bと、積分値を保持するレジスタ503a、503bとを含みうる。判定部131は、比較器504a、504bと、論理和回路505とを含みうる。図21において、加算器133から出力された最新の放射線情報は、Xとして記載されている。   The radiation detection apparatus 1800 may include an integration circuit 500 illustrated in FIG. 21 between the adder 133 and the determination unit 131. The integration circuit 500 can include a shift register 501, adders 502a and 502b, and registers 503a and 503b that hold integration values. The determination unit 131 can include comparators 504a and 504b and an OR circuit 505. In FIG. 21, the latest radiation information output from the adder 133 is described as X.

まず、シフトレジスタ501に格納されている値X[n]およびレジスタ503a、503bに保持されている積分値Sum[m]を初期化する。これを積分器のリセットと呼ぶ。次に、不図示のクロックがシフトレジスタ501に与えられる度に、シフトレジスタ501に格納されたX[n]をシフトする。すなわち、シフトレジスタ501は、以下の式で表わされる処理を行う。
X[n]=X[n−1] (n>1)
X[n]=X (n=0)
First, the value X [n] stored in the shift register 501 and the integral value Sum [m] held in the registers 503a and 503b are initialized. This is called integrator reset. Next, every time a clock (not shown) is supplied to the shift register 501, X [n] stored in the shift register 501 is shifted. That is, the shift register 501 performs processing represented by the following formula.
X [n] = X [n-1] (n> 1)
X [n] = X (n = 0)

加算器502a、502bと積分値を保持するレジスタ503a、503bとは、不図示のクロックが与えられる度に累積加算(積分)を行う。すなわち、加算器502a、502bおよびレジスタ503a、503bは、以下の式で表わされる処理を行う。加算器502aおよびレジスタ503aによって1つの積分器が構成され、加算器502bおよびレジスタ503bによって他の1つの積分器が構成される。
Sum[m]=X+Sum[m]−X[W[m]]
The adders 502a and 502b and the registers 503a and 503b for holding integrated values perform cumulative addition (integration) every time a clock (not shown) is given. That is, adders 502a and 502b and registers 503a and 503b perform processing represented by the following expression. The adder 502a and the register 503a constitute one integrator, and the adder 502b and the register 503b constitute another one integrator.
Sum [m] = X + Sum [m] −X [W [m]]

例えば、リセットが行われてからkクロック後の放射線情報Xkとすると、W[m]=4のときのSum[m]の値は、以下のように変化する。Sum[m]は、放射線情報Xを積分区間W[m]で積分した値である。
Sum[m]=0 (リセット直後)
Sum[m]=X1 (k=1)
Sum[m]=X2+X1 (k=2)
Sum[m]=X3+X2+X1 (k=3)
Sum[m]=X4+X3+X2+X1 (k=4)
Sum[m]=X5+X4+X3+X2 (k=5)
Sum[m]=X6+X5+X4+X3 (k=6)
・・・
Sum[m]=XK+XK−1+XK−2+XK−3 (k=K)
For example, assuming that the radiation information Xk is k clocks after the reset, the value of Sum [m] when W [m] = 4 changes as follows. Sum [m] is a value obtained by integrating the radiation information X in the integration interval W [m].
Sum [m] = 0 (immediately after reset)
Sum [m] = X1 (k = 1)
Sum [m] = X2 + X1 (k = 2)
Sum [m] = X3 + X2 + X1 (k = 3)
Sum [m] = X4 + X3 + X2 + X1 (k = 4)
Sum [m] = X5 + X4 + X3 + X2 (k = 5)
Sum [m] = X6 + X5 + X4 + X3 (k = 6)
...
Sum [m] = XK + XK-1 + XK-2 + XK-3 (k = K)

すなわち、シフトレジスタ501のタップ(読み出し位置)により決定される積分区間で積分値を計算することができる。このような積分値の計算は1クロックで完了するため、照射開始判定の所要時間を大幅に短縮することができる。   That is, the integration value can be calculated in the integration interval determined by the tap (reading position) of the shift register 501. Since such calculation of the integral value is completed in one clock, the time required for the irradiation start determination can be greatly shortened.

上記のような積分器をM個配置することにより、第m積分区間W[m]における第m積分値Sum[m]を得ることができる(m=1〜M)。また、比較器504a、504bのような比較器もM個配置される。比較器は、第m閾値T[m]と第m積分値Sum[m]の比較を行う。論理和回路505により、いずれかの比較器においてSum[m]>T[m]となる場合は、放射線の照射が開始されたものと判定できる。いずれの比較器においてSum[m]>T[m]とならない場合は、放射線が照射されていないと判定する。   By arranging M integrators as described above, the m-th integrated value Sum [m] in the m-th integration interval W [m] can be obtained (m = 1 to M). Also, M comparators such as comparators 504a and 504b are arranged. The comparator compares the mth threshold value T [m] with the mth integral value Sum [m]. When the logical sum circuit 505 satisfies Sum [m]> T [m] in any of the comparators, it can be determined that radiation irradiation has started. If Sum [m]> T [m] is not satisfied in any of the comparators, it is determined that no radiation is applied.

図22に示された構成例では、積分値を保持するレジスタごとに加算器および比較器が設けられているが、これは一例に過ぎない。例えば、1つの加算器および比較器を複数のレジスタで共有してもよい。シフトレジスタ501は、単一のブロックで構成されうるが、複数のブロックに分割されてもよい。シフトレジスタ501を構成する複数のブロックは、例えば、FPGA上の互いに異なるメモリ区画に実装されうる。図22に示された構成は、ソフトウエアで実現されてもよい。   In the configuration example shown in FIG. 22, an adder and a comparator are provided for each register that holds an integral value, but this is only an example. For example, one adder and comparator may be shared by a plurality of registers. The shift register 501 can be configured by a single block, but may be divided into a plurality of blocks. The plurality of blocks constituting the shift register 501 can be mounted in different memory partitions on the FPGA, for example. The configuration shown in FIG. 22 may be realized by software.

判定部131は、放射線情報又は放射線情報の積分値が所定の閾値を上回った場合に放射線が照射されていると判断する。また、図10で示したように、複数の有効値Sの加算値と、複数のノイズ値Nの加算値に対してCDSを行う構成が用いられうる。これらの演算は順不同である。ただし、扱うデータ量を少なくために、加算、CDS、フレーム補正、積分の順に信号処理を行った後、所定の閾値との比較を行ってもよい。   The determination unit 131 determines that radiation is being applied when the radiation information or the integrated value of the radiation information exceeds a predetermined threshold. Further, as shown in FIG. 10, a configuration in which CDS is performed on the added value of a plurality of effective values S and the added value of a plurality of noise values N can be used. These operations are out of order. However, in order to reduce the amount of data to be handled, signal processing may be performed in the order of addition, CDS, frame correction, and integration, and then comparison with a predetermined threshold value may be performed.

[第3実施形態]
図19を参照しながら本発明の別の実施形態の放射線撮像装置1900の全体構成を説明する。放射線撮像装置1900は、画素列ごとにバイアス線Vsが配置されており、検知回路120及び基準バイアス電位発生回路126を複数備える点で図1の放射線撮像装置100とは異なる。1本のバイアス線Vsごとに検知回路120及び基準バイアス電位発生回路126が設けられている。その他の構成は第1実施形態と同様であってもよいので、重複する説明を省略する。また、放射線撮像装置1900は、第2実施形態のように算出部130と判定部131との間にメモリ132を有してもよい。また、放射線撮像装置1900は、1本のバイアス線Vsごとに検知回路120及び基準バイアス電位発生回路126を有する代わりに、2本以上のバイアス線Vsごとに検知回路120及び基準バイアス電位発生回路126を有してもよい。
[Third Embodiment]
The overall configuration of a radiation imaging apparatus 1900 according to another embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The radiation imaging apparatus 1900 is different from the radiation imaging apparatus 100 of FIG. 1 in that a bias line Vs is arranged for each pixel column and a plurality of detection circuits 120 and reference bias potential generation circuits 126 are provided. A detection circuit 120 and a reference bias potential generation circuit 126 are provided for each bias line Vs. Other configurations may be the same as those in the first embodiment, and thus redundant description is omitted. Further, the radiation imaging apparatus 1900 may include a memory 132 between the calculation unit 130 and the determination unit 131 as in the second embodiment. Further, the radiation imaging apparatus 1900 has the detection circuit 120 and the reference bias potential generation circuit 126 for each of two or more bias lines Vs instead of having the detection circuit 120 and the reference bias potential generation circuit 126 for each bias line Vs. You may have.

図14を参照して上述したように、駆動信号が立ち上がってから、バイアス電流の第2信号がピークとなるまでの時間は、駆動回路102からスイッチ素子Tまでの駆動線Gの部分の時定数に依存する。そこで、本実施形態では、駆動回路102からスイッチ素子Tまでの駆動線Gの部分の長さが互いに等しい、列方向に並んだ画素PIXに共通にバイアス線Vsを接続し、バイアス線Vsごとに検知回路120及び基準バイアス電位発生回路126を設ける。この場合に、バイアス電流の第2信号のピークの位置は検知回路120ごとに異なりうるので、検知回路120ごとに上述の方法で遅延時間TDを決定し、サンプリングを行う。複数の検知回路120のそれぞれから出力されたバイアス電流信号VSDは加算されて算出部130に供給される。以降の処理は第1実施形態と同様であるため、説明を省略する。本実施形態では、バイアス電流信号のS/N比をさらに向上できる。   As described above with reference to FIG. 14, the time from when the drive signal rises until the second signal of the bias current reaches a peak is the time constant of the portion of the drive line G from the drive circuit 102 to the switch element T. Depends on. Therefore, in the present embodiment, the bias line Vs is connected in common to the pixels PIX arranged in the column direction in which the lengths of the drive lines G from the drive circuit 102 to the switch element T are equal to each other, and for each bias line Vs. A detection circuit 120 and a reference bias potential generation circuit 126 are provided. In this case, since the position of the peak of the second signal of the bias current may be different for each detection circuit 120, the delay time TD is determined for each detection circuit 120 by the above-described method, and sampling is performed. The bias current signals VSD output from each of the plurality of detection circuits 120 are added and supplied to the calculation unit 130. Since the subsequent processing is the same as that of the first embodiment, description thereof is omitted. In this embodiment, the S / N ratio of the bias current signal can be further improved.

[第4実施形態]
本実施形態に係る放射線撮像装置の構成は、上述の第1実施形態から第3実施形態の何れの放射線撮像装置と同じであってもよいので、放射線撮像装置100を例として説明する。本実施形態では、放射線撮像装置100は放射線が照射されていない場合に発生しているノイズを測定し、このノイズの量に基づいて自身の動作設定を変更する。ここで、動作設定とは、上述のオン時間TH、オフ時間TL、サンプリング周期TS、放射線情報を算出するための数式、同時に駆動する駆動線Gの本数、判定部131が放射線情報と比較する閾値などの、図3の放射線検知動作に関する設定でありうる。
[Fourth Embodiment]
Since the configuration of the radiation imaging apparatus according to the present embodiment may be the same as any of the radiation imaging apparatuses according to the first to third embodiments described above, the radiation imaging apparatus 100 will be described as an example. In the present embodiment, the radiation imaging apparatus 100 measures noise generated when radiation is not irradiated, and changes its own operation setting based on the amount of this noise. Here, the operation setting refers to the above-described on-time TH, off-time TL, sampling period TS, mathematical formula for calculating radiation information, the number of drive lines G to be driven simultaneously, and a threshold value that the determination unit 131 compares with radiation information. The setting related to the radiation detection operation of FIG.

図20を参照して、本実施形態における放射線撮像装置100の動作例を説明する。S2010で、制御部106はノイズ測定を開始する。制御部106は、放射線撮像装置100のユーザからの入力に応じてノイズ測定を開始してもよいし、放射線撮像装置100の電源投入後に自動的にノイズ測定を開始してもよい。   With reference to FIG. 20, the operation example of the radiation imaging device 100 in this embodiment is demonstrated. In step S2010, the control unit 106 starts noise measurement. The control unit 106 may start noise measurement in response to an input from the user of the radiation imaging apparatus 100, or may automatically start noise measurement after the radiation imaging apparatus 100 is turned on.

S2020で、制御部106はノイズ測定終了条件を満たしたかを判定する。ノイズ測定の終了条件は、例えばノイズ測定の開始から所定の時間が経過したことであってもよいし、ユーザから終了を示す入力があったことであってもよい。ノイズ測定終了条件を満たしていない場合(S2020でNO)に、制御部106はS2030で初期化動作を継続する。ここでの初期化動作とは、図3の初期化動作S370と同様であるが、判定部131は放射線照射の有無を判定する代わりに、算出部130から供給された放射線情報を格納する。例えば、判定部131は最新の1フレーム分の放射線情報を格納しうる。そして、処理はS2020に戻り、制御部106は、ノイズ測定終了条件を満たすかを判定する。   In step S2020, the control unit 106 determines whether the noise measurement end condition is satisfied. The noise measurement end condition may be, for example, that a predetermined time has elapsed from the start of noise measurement, or that there is an input indicating the end from the user. When the noise measurement end condition is not satisfied (NO in S2020), the control unit 106 continues the initialization operation in S2030. The initialization operation here is the same as the initialization operation S370 in FIG. 3, but the determination unit 131 stores the radiation information supplied from the calculation unit 130 instead of determining the presence or absence of radiation irradiation. For example, the determination unit 131 can store the latest one frame of radiation information. Then, the process returns to S2020, and the control unit 106 determines whether the noise measurement end condition is satisfied.

ノイズ測定終了条件を満たした場合(S2020でYES)に、S2040で、制御部106は、判定部131に格納された放射線情報が所定の値よりも大きいか否かを判定する。図20のノイズ判定処理では、放射線撮像装置100に放射線が照射されないため、放射線情報は、上述のCDS動作によっても除去されなかったノイズを表す。このノイズが大きい状態では、図3の処理を開始したとしても、放射線照射の有無を正常に判定できない場合がある。そこで、ノイズが所定の値よりも大きい場合(S2040でYES)に、S2050で、制御部106は動作設定を変更する。例えば、制御部106は判定部131がS320で放射線情報との比較に用いる閾値を大きくしてもよいし、検出されたノイズの周波数特性に応じて、外来ノイズの影響を減らすように、駆動回路102の駆動周期を変更してもよい。ノイズが所定の値よりも小さい場合(S2040でNO)に、制御部106は、図3のS310に移行し、撮像待機開始状態を開始する。この場合に、制御部106は動作設定を変更してもよい。例えば、制御部106は判定部131がS320で放射線情報との比較に用いる閾値を小さくしてもよい。   When the noise measurement end condition is satisfied (YES in S2020), in S2040, the control unit 106 determines whether or not the radiation information stored in the determination unit 131 is greater than a predetermined value. In the noise determination process of FIG. 20, since the radiation imaging apparatus 100 is not irradiated with radiation, the radiation information represents noise that has not been removed by the above-described CDS operation. In a state where the noise is large, even if the processing of FIG. Therefore, when the noise is larger than the predetermined value (YES in S2040), the control unit 106 changes the operation setting in S2050. For example, the control unit 106 may increase the threshold used by the determination unit 131 for comparison with the radiation information in S320, or may reduce the influence of external noise according to the detected frequency characteristics of the noise. The driving cycle of 102 may be changed. When the noise is smaller than the predetermined value (NO in S2040), the control unit 106 proceeds to S310 in FIG. 3 and starts an imaging standby start state. In this case, the control unit 106 may change the operation setting. For example, the control unit 106 may decrease the threshold used by the determination unit 131 for comparison with radiation information in S320.

S2050で、動作設定を変更した後、更にS2020に戻ってノイズ測定を繰り返してもよい。また、S2040で、ノイズの値が所定の値を大幅に超えて上回った場合に、制御部106はこの結果をユーザに提示してもよい。この場合に、制御部106は撮像待機状態への移行を禁止してもよい。   After the operation setting is changed in S2050, the process may return to S2020 and noise measurement may be repeated. In S2040, when the noise value greatly exceeds the predetermined value, the control unit 106 may present this result to the user. In this case, the control unit 106 may prohibit the transition to the imaging standby state.

図22は、本発明に係る放射線撮像装置をX線診断システム(放射線撮像システム)応用した例を示した図である。放射線撮像システムは、放射線撮像装置6040(上記の放射線撮像装置100、1800、1900に対応)と、放射線撮像装置6040から出力される信号を処理するイメージプロセッサ6070とを備える。X線チューブ(放射線源)6050で発生したX線6060は患者あるいは被験者6061の胸部6062を透過し、放射線撮像装置6040に入射する。この入射したX線には被験者6061の体内部の情報が含まれている。イメージプロセッサ(プロセッサ)6070は、放射線撮像装置6040から出力される信号(画像)を処理し、例えば、処理によって得られた信号に基づいて制御室のディスプレイ6080に画像を表示させることができる。   FIG. 22 is a diagram showing an example in which the radiation imaging apparatus according to the present invention is applied to an X-ray diagnostic system (radiation imaging system). The radiation imaging system includes a radiation imaging apparatus 6040 (corresponding to the radiation imaging apparatuses 100, 1800, and 1900) and an image processor 6070 that processes a signal output from the radiation imaging apparatus 6040. X-rays 6060 generated by an X-ray tube (radiation source) 6050 pass through the chest 6062 of the patient or subject 6061 and enter the radiation imaging apparatus 6040. This incident X-ray includes information inside the body of the subject 6061. The image processor (processor) 6070 processes a signal (image) output from the radiation imaging apparatus 6040, and can display an image on the display 6080 of the control room based on the signal obtained by the processing, for example.

また、イメージプロセッサ6070は、処理によって得られた信号を伝送路6090を介して遠隔地へ転送することができる。これにより、別の場所のドクタールームなどに配置されたディスプレイ6081に画像を表示させたり、光ディスク等の記録媒体に画像を記録したりすることができる。記録媒体は、フィルム6110であってもよく、この場合、フィルムプロセッサ6100がフィルム6110に画像を記録する。   Further, the image processor 6070 can transfer a signal obtained by the processing to a remote place via the transmission path 6090. Accordingly, an image can be displayed on a display 6081 disposed in a doctor room or the like in another place, or an image can be recorded on a recording medium such as an optical disk. The recording medium may be a film 6110. In this case, the film processor 6100 records an image on the film 6110.

上述の各実施形態の一部の動作は、コンピュータがプログラムを実行することによって実現することもできる。また、プログラムをコンピュータに供給するための手段、例えばかかるプログラムを記録したCD−ROM等のコンピュータ読み取り可能な記録媒体又はかかるプログラムを伝送するインターネット等の伝送媒体も本発明の実施形態として適用することができる。また、上記のプログラムも本発明の実施形態として適用することができる。   Some operations of the above-described embodiments can be realized by a computer executing a program. Also, means for supplying a program to a computer, for example, a computer-readable recording medium such as a CD-ROM recording such a program, or a transmission medium such as the Internet for transmitting such a program is also applied as an embodiment of the present invention. Can do. The above program can also be applied as an embodiment of the present invention.

100 放射線撮像装置、101 画素アレイ、102 駆動回路、105 信号処理回路、106 制御部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 100 Radiation imaging device, 101 Pixel array, 102 Drive circuit, 105 Signal processing circuit, 106 Control part

Claims (18)

放射線を電荷に変換し蓄積する変換素子及び前記変換素子を信号線に接続するスイッチ素子を含む複数の画素が複数の行および複数の列を構成するように配列された画素アレイと、
前記複数の画素の前記変換素子にバイアス電位を与えるためのバイアス線と、
前記複数の画素の前記スイッチ素子の制御端子に接続された複数の駆動線と、
1つ以上の駆動線ごとに駆動信号を供給する駆動部であって、各駆動信号を、前記スイッチ素子を非導通状態にするオフ電圧から、前記スイッチ素子を導通状態にするオン電圧に切り替え、前記オフ電圧に戻す初期化動作を繰り返す駆動部と、
ある1つ以上の駆動線への駆動信号を前記オン電圧へ切り替えてから、次の1つ以上の駆動線への駆動信号を前記オン電圧へ切り替えるまでの駆動周期ごとに、前記バイアス線を流れる電流を表す信号を前記駆動周期よりも短い周期でサンプリングする取得部であって、駆動信号を前記オン電圧へ切り替えてから所定の遅延時間の経過後にサンプリングした信号を有効値として取得し、駆動信号を前記オフ電圧へ切り替えてから遅延時間の経過後にサンプリングした信号をノイズ値として取得する取得部と、
前記有効値及び前記ノイズ値に基づいて放射線情報を算出する算出部と、
前記放射線情報に基づいて前記画素アレイへの放射線の照射の有無を判定する判定部とを備えることを特徴とする放射線撮像装置。
A pixel array in which a plurality of pixels including a conversion element that converts radiation into electric charge and stores and a switch element that connects the conversion element to a signal line are arranged to form a plurality of rows and a plurality of columns;
A bias line for applying a bias potential to the conversion elements of the plurality of pixels;
A plurality of drive lines connected to control terminals of the switch elements of the plurality of pixels;
Switching a driving unit for supplying a driving signal to one or more drive lines your capital, each drive signal from the off-voltage to the switching element non-conductive, the ON voltage of the switching element to a conducting state , A drive unit that repeats the initialization operation to return to the off-voltage,
A current flows through the bias line every driving cycle from when a driving signal to one or more driving lines is switched to the on voltage to when a driving signal to the next one or more driving lines is switched to the on voltage. An acquisition unit that samples a signal representing a current with a cycle shorter than the drive cycle, acquires a signal sampled after a predetermined delay time has elapsed since switching the drive signal to the on-voltage, and obtains a drive signal An acquisition unit for acquiring a signal sampled after a delay time has elapsed since switching to the off-voltage as a noise value;
A calculation unit for calculating radiation information based on the effective value and the noise value ;
A radiation imaging apparatus comprising: a determination unit that determines presence / absence of radiation irradiation to the pixel array based on the radiation information.
前記駆動部は、ある1つ以上の駆動線への駆動信号を前記オフ電圧へ戻した後、時間間隔をおいて、次の1つ以上の駆動線への駆動信号を前記オン電圧へ切り替えることを特徴とする請求項1に記載の放射線撮像装置。 The driver, after returning the drive signal to have more than one drive line to the off-voltage, at a time interval, then switch the driving signal to the next one or more drive lines to the on-voltage The radiation imaging apparatus according to claim 1. 前記算出部は、ある駆動周期について取得された前記有効値と、当該駆動周期について取得された前記ノイズ値及び当該駆動周期の直前の駆動周期について取得された前記ノイズ値の少なくとも一方とに基づいて前記放射線情報を算出することを特徴とする請求項1又は2に記載の放射線撮像装置。 The calculating unit, based an the effective value obtained for driving cycle in, in at least one of said noise values obtained for driving the immediately preceding cycle of the noise value and the driving cycle obtained for the drive cycle the radiation imaging apparatus according to claim 1 or 2, characterized in that to calculate the radiation information. 前記算出部は、1つ以上の前記有効値から算出される値と、1つ以上の前記ノイズ値から算出される値との差分に基づいて前記放射線情報を算出し、
前記判定部は、前記放射線情報を閾値と比較することによって前記判定を行うことを特徴とする請求項1乃至3の何れか1項に記載の放射線撮像装置。
The calculation unit calculates the radiation information based on a difference between a value calculated from one or more effective values and a value calculated from one or more noise values,
The determination unit, the radiation imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3, characterized in that the determination by comparing the radiation information with the threshold value.
前記取得部は、前記駆動周期ごとに、前記ノイズ値を複数回取得し、
前記算出部は、前記1つ以上のノイズ値から算出される値を、複数の前記ノイズ値に重みを付けて加算することによって算出することを特徴とする請求項4に記載の放射線撮像装置。
The acquisition unit acquires the noise value a plurality of times for each driving cycle,
The radiation imaging apparatus according to claim 4, wherein the calculation unit calculates a value calculated from the one or more noise values by adding a weight to the plurality of noise values.
前記算出部は、前記放射線情報を算出するために用いられる有効値に対して近い時刻に取得されたノイズ値ほど大きな重みを付けることを特徴とする請求項5に記載の放射線撮像装置。   The radiation imaging apparatus according to claim 5, wherein the calculation unit assigns a greater weight to a noise value acquired at a time closer to an effective value used for calculating the radiation information. 前記取得部は、前記駆動周期ごとに、前記有効値を複数回取得し、
前記算出部は、前記1つ以上の有効値から算出される値を、複数の前記有効値に重みを付けて加算することによって算出することを特徴とする請求項4又は5に記載の放射線撮像装置。
The acquisition unit acquires the effective value a plurality of times for each driving cycle,
The radiation imaging according to claim 4, wherein the calculation unit calculates a value calculated from the one or more effective values by adding a weight to the plurality of effective values. apparatus.
前記算出部は、前記有効値と、当該有効値の取得とは時間間隔をおいて取得されたノイズ値とに基づいて前記放射線情報を算出することを特徴とする請求項乃至7の何れか1項に記載の放射線撮像装置。 The said calculation part calculates the said radiation information based on the said effective value and the noise value acquired at the time interval for acquisition of the said effective value, The any one of Claim 1 thru | or 7 characterized by the above-mentioned. The radiation imaging apparatus according to item 1. 前記駆動部は、ある1つ以上の駆動線への駆動信号を前記オフ電圧に切り替えるとともに、次の1つ以上の駆動線への駆動信号を前記オン電圧に切り替え、
前記算出部は、ある駆動周期について取得された前記有効値と、当該駆動周期とは異なる駆動周期について取得された前記有効値とに基づいて前記放射線情報を算出することを特徴とする請求項1に記載の放射線撮像装置。
The drive unit switches a drive signal to one or more drive lines to the off voltage, and switches a drive signal to the next one or more drive lines to the on voltage.
The said calculation part calculates the said radiation information based on the said effective value acquired about a certain driving cycle, and the said effective value acquired about the driving cycle different from the said driving cycle. The radiation imaging apparatus described in 1.
前記所定の遅延時間は、前記駆動線の時定数と前記バイアス線の時定数との少なくとも一方に基づいて決定されることを特徴とする請求項1乃至9の何れか1項に記載の放射線撮像装置。 The radiation imaging according to any one of claims 1 to 9, wherein the predetermined delay time is determined based on at least one of a time constant of the drive line and a time constant of the bias line. apparatus. 前記バイアス線を複数備えるとともに、複数の前記バイアス線のそれぞれについて前記取得部を備え、
前記所定の遅延時間は、前記取得部ごとに決定されることを特徴とする請求項10に記載の放射線撮像装置。
A plurality of the bias lines, and the acquisition unit for each of the plurality of bias lines,
The radiation imaging apparatus according to claim 10 , wherein the predetermined delay time is determined for each acquisition unit.
前記放射線情報を記憶するためのメモリを更に備え、
前記判定部は、ある駆動周期について算出された前記放射線情報と、当該駆動周期で前記オン電圧が供給された1つ以上の駆動線について、当該駆動周期よりも前の駆動周期で算出されて、前記メモリに記憶された放射線情報との差分に基づいて前記画素アレイへの放射線の照射の有無を判定することを特徴とする請求項1乃至11の何れか1項に記載の放射線撮像装置。
A memory for storing the radiation information;
The determination unit calculates the radiation information calculated for a certain driving cycle and one or more driving lines to which the on-voltage is supplied in the driving cycle, in a driving cycle prior to the driving cycle, the radiation imaging apparatus according to any one of claims 1 to 11, characterized in that to determine the presence or absence of irradiation of radiation to the pixel array based on the difference between the radiation information stored in the memory.
前記取得部はA/D変換器を含み、
前記有効値及び前記ノイズ値は、前記バイアス線を流れる電流を表すアナログ信号値を前記A/D変換器がサンプリングすることによって得られたディジタル信号値であることを特徴とする請求項1乃至12の何れか1項に記載の放射線撮像装置。
The acquisition unit includes an A / D converter,
Said effective value and said noise value, claims 1 to 12, characterized in that said A / D converter analog signal values representative of the current flowing through the bias line is a digital signal value obtained by sampling The radiation imaging apparatus according to any one of the above.
前記駆動部は、ある駆動周期で前記オン電圧が供給される1つ以上の駆動線と、次の駆動周期で前記オン電圧が供給される1つ以上の駆動線とが互いに隣接しないように前記駆動信号を供給することを特徴とする請求項1乃至13の何れか1項に記載の放射線撮像装置。 The driving unit is configured such that one or more drive lines to which the on-voltage is supplied in a certain driving cycle and one or more driving lines to which the on-voltage is supplied in the next driving cycle are not adjacent to each other. the radiation imaging apparatus according to any one of claims 1 to 13 and supplying a driving signal. 前記駆動部は、前記画素アレイの1辺から数えて奇数本目にある前記駆動線への前記駆動信号を順次に前記オン電圧に切り替えた後、偶数本目にある前記駆動線への前記駆動信号を順次に前記オン電圧に切り替えることを特徴とする請求項1乃至14の何れか1項に記載の放射線撮像装置。 The drive unit sequentially switches the drive signal to the odd-numbered drive lines counted from one side of the pixel array to the on-voltage, and then sends the drive signal to the even-numbered drive lines. the radiation imaging apparatus according to any one of claims 1 to 14, wherein the switching to sequentially the on-voltage. 前記駆動部は、2つ以上の駆動線ごとに駆動信号を供給することを特徴とする請求項1乃至15の何れか1項に記載の放射線撮像装置。 The drive unit, the radiation imaging apparatus according to any one of claims 1 to 15, characterized in that for supplying a driving signal every two or more drive lines. 前記判定部が前記画素アレイへ放射線が照射されていると判定した場合に、前記駆動部は前記駆動信号の前記オン電圧への切り替えを終了することを特徴とする請求項1乃至16の何れか1項に記載の放射線撮像装置。 When the determination unit determines that radiation to the pixel array is illuminated, any one of claims 1 to 16 wherein the drive unit is characterized in that to end the switching to the on-voltage of said drive signal The radiation imaging apparatus according to item 1. 請求項1乃至17の何れか1項に記載の放射線撮像装置と、
前記放射線撮像装置から出力される信号を処理するプロセッサと
を備えることを特徴とする放射線撮像システム。
A radiation imaging apparatus according to any one of claims 1 to 17 ,
A radiation imaging system comprising: a processor that processes a signal output from the radiation imaging apparatus.
JP2016094150A 2016-05-09 2016-05-09 Radiation imaging apparatus and radiation imaging system Active JP6166821B2 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016094150A JP6166821B2 (en) 2016-05-09 2016-05-09 Radiation imaging apparatus and radiation imaging system

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016094150A JP6166821B2 (en) 2016-05-09 2016-05-09 Radiation imaging apparatus and radiation imaging system

Related Parent Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2013040030A Division JP5934128B2 (en) 2013-02-28 2013-02-28 Radiation imaging apparatus and radiation imaging system

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2017123527A Division JP6501827B2 (en) 2017-06-23 2017-06-23 Radiation imaging apparatus and radiation imaging system

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2016213840A JP2016213840A (en) 2016-12-15
JP6166821B2 true JP6166821B2 (en) 2017-07-19

Family

ID=57551946

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2016094150A Active JP6166821B2 (en) 2016-05-09 2016-05-09 Radiation imaging apparatus and radiation imaging system

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP6166821B2 (en)

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3950665B2 (en) * 2001-10-23 2007-08-01 キヤノン株式会社 Radiation imaging apparatus and imaging method of radiation imaging apparatus
JP4865291B2 (en) * 2005-10-11 2012-02-01 株式会社日立メディコ X-ray imaging device
JP5233831B2 (en) * 2009-05-14 2013-07-10 コニカミノルタエムジー株式会社 Radiographic imaging apparatus and radiographic imaging system
JP5459066B2 (en) * 2010-05-24 2014-04-02 コニカミノルタ株式会社 Radiation imaging equipment

Also Published As

Publication number Publication date
JP2016213840A (en) 2016-12-15

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5934128B2 (en) Radiation imaging apparatus and radiation imaging system
JP6016673B2 (en) Radiation imaging apparatus and radiation imaging system
JP5986524B2 (en) Radiation imaging apparatus and radiation imaging system
US20140239186A1 (en) Radiation imaging apparatus, radiation inspection apparatus, method for correcting signal, and computer-readable storage medium
JP6385179B2 (en) Radiation imaging apparatus and driving method thereof
CN107710738B (en) Radiation imaging apparatus and control method thereof
EP2538664B1 (en) Imaging apparatus and method of driving the same
JP2016116773A (en) Radiation imaging apparatus and radiation imaging system
WO2019022017A1 (en) Radiation image capturing device
US20140320685A1 (en) Imaging apparatus and imaging system
JP6148758B2 (en) Radiation imaging apparatus and radiation imaging system
JP6501827B2 (en) Radiation imaging apparatus and radiation imaging system
JP6108878B2 (en) Imaging device, driving method of imaging device, imaging system, and driving method of imaging system
JP6166821B2 (en) Radiation imaging apparatus and radiation imaging system
JP7441032B2 (en) Radiation imaging devices and radiation imaging systems
JP2019144142A (en) Transportable radiographic device and radiation image correction method
US11592583B2 (en) Radiation imaging apparatus, radiation imaging system, method of controlling radiation imaging apparatus, and non-transitory computer-readable storage medium
US20230417934A1 (en) Radiation imaging apparatus, radiation imaging system, control method for radiation imaging apparatus, non-transitory computer-readable storage medium, and signal processing apparatus
JP2016061739A (en) Radiation imaging apparatus and method for adjusting the same
JP2019121924A (en) Imaging apparatus and control method thereof
JP2020081664A (en) Radiation imaging device and method for controlling radiation imaging

Legal Events

Date Code Title Description
A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20170421

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20170526

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20170623

R151 Written notification of patent or utility model registration

Ref document number: 6166821

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R151