JP6299497B2 - X-ray imaging apparatus and X-ray imaging system - Google Patents

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本発明は、Ｘ線画像撮影装置およびＸ線画像撮影システムに係り、特に、Ｘ線発生装置との間で信号の送受信を行わない非連携方式で撮影を行うＸ線画像撮影装置およびＸ線画像撮影システムに関する。   The present invention relates to an X-ray imaging apparatus and an X-ray imaging system, and in particular, an X-ray imaging apparatus and an X-ray image that perform imaging in a non-cooperative manner that does not transmit and receive signals to and from the X-ray generator. It relates to a shooting system.

照射されたＸ線の線量に応じて検出素子で画像を生成するＸ線画像撮影装置が種々開発されている。このタイプのＸ線画像撮影装置はＦＰＤ（Flat Panel Detector）として知られており、従来は支持台等と一体的に形成された、いわゆる専用機型（固定型等ともいう。）として構成されていたが、近年、検出素子等を筐体内に収納し、持ち運び可能とした可搬型（カセッテ型等ともいう。）のＸ線画像撮影装置が開発され、実用化されている。   Various X-ray imaging apparatuses that generate an image with a detection element according to the dose of irradiated X-rays have been developed. This type of X-ray imaging apparatus is known as an FPD (Flat Panel Detector), and is conventionally configured as a so-called dedicated machine type (also referred to as a fixed type) integrally formed with a support base or the like. However, in recent years, a portable (also referred to as a cassette type) X-ray imaging apparatus in which a detection element or the like is housed in a casing and can be carried has been developed and put into practical use.

このようなＸ線画像撮影装置では、従来、Ｘ線発生装置との間でインターフェースを構築して互いに信号を送受信し、Ｘ線画像撮影装置の準備が整った段階で、Ｘ線発生装置から被写体を介してＸ線画像撮影装置にＸ線を照射して撮影が行われていた。   In such an X-ray imaging apparatus, conventionally, an interface is constructed with the X-ray generation apparatus to transmit and receive signals to and from the X-ray imaging apparatus when the X-ray imaging apparatus is ready. The X-ray imaging apparatus is irradiated with X-rays via the X-ray imaging apparatus.

すなわち、Ｘ線画像撮影装置は、撮影前に、各検出素子内に残存している電荷を除去するリセット処理を行い、放射線技師がＸ線発生装置を操作する等してＸ線発生装置からＸ線の照射を開始する旨を表す照射開始信号が送信されてくるとリセット処理を停止する。そして、各検出素子のスイッチ素子をオフ状態にして、照射されるＸ線の線量に応じて検出素子内で生じる電荷が検出素子内に蓄積される電荷蓄積状態に移行するとともに、Ｘ線発生装置にインターロック解除信号を送信する。Ｘ線発生装置は、Ｘ線画像撮影装置からインターロック解除信号が送信されてくると、被写体を介してＸ線画像撮影装置にＸ線を照射する。   In other words, the X-ray imaging apparatus performs a reset process for removing charges remaining in each detection element before imaging, and a radiographer operates the X-ray generation apparatus to perform X-ray generation from the X-ray generation apparatus. When the irradiation start signal indicating that the irradiation of the line is started is transmitted, the reset process is stopped. Then, the switch element of each detection element is turned off, and the charge generated in the detection element according to the irradiated X-ray dose shifts to the charge accumulation state in which the detection element is accumulated. Sends an interlock release signal. When an interlock release signal is transmitted from the X-ray imaging apparatus, the X-ray generation apparatus irradiates the X-ray imaging apparatus via the subject with X-rays.

従来のＸ線画像撮影システムでは、このようにして撮影が行われていた。そして、このようにして撮影を行うことで、リセット処理で各検出素子内に残存する電荷がほとんどない状態にしてスイッチ素子をオフ状態とし、Ｘ線発生装置から照射されたＸ線により各検出素子内で電荷が発生すると、それを各検出素子内に蓄積させて的確に撮影が行われるようになっていた。   In the conventional X-ray imaging system, imaging is performed in this way. Then, by performing imaging in this way, the reset element makes almost no electric charge remaining in each detection element so that the switch element is turned off, and each detection element is irradiated with X-rays emitted from the X-ray generator. When charges are generated in the sensor, the charges are accumulated in each detection element so that photographing is accurately performed.

しかし、例えば、Ｘ線画像撮影装置とＸ線発生装置との製造元が異なっているような場合には、両者の間でインターフェースを構築することが必ずしも容易でない場合があり、或いは、インターフェースを構築できない場合がある。そして、このような場合には、上記と同様に、Ｘ線画像撮影装置で、各検出素子のリセット処理と同時並行で、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始されたことを検出する検出処理を行い、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射開始を検出するとすぐにスイッチ素子をオフ状態にして電荷蓄積状態に移行させるように構成されたＸ線画像撮影装置が種々開発されている。   However, for example, when the manufacturers of the X-ray imaging apparatus and the X-ray generator are different, it may not always be easy to construct an interface between them, or the interface cannot be constructed. There is a case. In such a case, as described above, the X-ray imaging apparatus detects that X-ray irradiation from the X-ray generation apparatus has started in parallel with the reset processing of each detection element. Various X-ray imaging apparatuses have been developed that are configured to perform detection processing and detect the start of X-ray irradiation from the X-ray generation apparatus to immediately turn off the switch element and shift to the charge accumulation state. .

そして、Ｘ線画像撮影装置自体でＸ線の照射開始を検出する方法としては、例えば特許文献１、２等に記載されているように、Ｘ線画像撮影装置の各検出素子に逆バイアス電圧を印加するために接続されているバイアス線を流れる電流を検出する電流検出手段を設け、Ｘ線画像撮影装置にＸ線が照射されるとバイアス線を流れる電流が増加することを利用してＸ線の照射開始を検出する方法が知られている。   As a method for detecting the start of X-ray irradiation by the X-ray imaging apparatus itself, for example, as described in Patent Documents 1 and 2, etc., a reverse bias voltage is applied to each detection element of the X-ray imaging apparatus. Current detection means for detecting a current flowing through a bias line connected for application is provided, and an X-ray is obtained by utilizing an increase in current flowing through a bias line when the X-ray imaging apparatus is irradiated with X-rays. A method for detecting the start of irradiation is known.

また、例えば特許文献３等に記載されているように、スイッチ素子を介して検出素子からリークする電荷をリークデータｄleakとして読み出すように構成し、Ｘ線画像撮影装置にＸ線が照射されると読み出されるリークデータｄleakの値が増加することを利用してＸ線の照射開始を検出する方法も知られている。さらに、例えば特許文献４等に記載されているように、撮影前から画像データｄの読み出し処理を行うように構成し、Ｘ線画像撮影装置にＸ線が照射されると読み出される画像データｄの値が増加することを利用してＸ線の照射開始を検出する方法も知られている。   Further, as described in, for example, Patent Document 3 and the like, when the X-ray imaging apparatus is irradiated with X-rays, the leakage from the detection element via the switch element is read as leakage data dleak. A method for detecting the start of X-ray irradiation using an increase in the value of leaked data dleak to be read is also known. Further, for example, as described in Patent Document 4 or the like, the image data d is read out before imaging, and the image data d read out when the X-ray imaging apparatus is irradiated with X-rays. A method of detecting the start of X-ray irradiation using an increase in value is also known.

米国特許第７２１１８０３号明細書US Pat. No. 7,211,803 特開２００９−２１９５３８号公報JP 2009-219538 A 国際公開第２０１１／１３５９１７号パンフレットInternational Publication No. 2011/13517 Pamphlet 国際公開第２０１１／１５２０９３号パンフレットInternational Publication No. 2011-152093 Pamphlet

ところで、例えば特許文献１、２等に記載されているように、バイアス線を流れる電流を電流検出手段で検出するように構成すると、電流検出手段で生じたノイズがバイアス線を介して各検出手段に伝達してしまい、読み出される本画像としての画像データＤにこのノイズが重畳されてしまう虞れがある。そのため、電流検出手段で生じたノイズがバイアス線を介して各検出手段に伝達しないようにする手段を講じる必要がある場合があった。   By the way, as described in, for example, Patent Documents 1 and 2 and the like, when the current flowing through the bias line is detected by the current detection unit, noise generated by the current detection unit is detected via the bias line. The noise may be superimposed on the image data D as the main image to be read out. For this reason, it may be necessary to provide means for preventing noise generated by the current detection means from being transmitted to each detection means via the bias line.

また、特許文献３、４等に記載された方法では、例えば可搬型のＸ線画像撮影装置を被写体である患者の身体にあてがったり、或いは患者とベッド等との間に差し込んだりする際に、Ｘ線画像撮影装置に衝撃や振動等が加わると、それによって読み出されるリークデータｄleakや画像データｄが増加してしまい、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始されていないにもかかわらず、Ｘ線の照射が開始されたと誤検出してしまう虞れがある。   Further, in the methods described in Patent Documents 3, 4 and the like, for example, when a portable X-ray imaging apparatus is applied to a patient's body as a subject or inserted between a patient and a bed, When an impact, vibration, or the like is applied to the X-ray imaging apparatus, leak data dleak or image data d read out thereby increases, and X-ray irradiation from the X-ray generator is not started. There is a risk of erroneous detection that X-ray irradiation has started.

このような誤検出は、例えば、Ｘ線画像撮影装置を患者の身体にあてがう等した後で（すなわちいわゆるポジショニングが完了した後で）検出処理を開始する等すれば的確に回避することが可能である。しかし、そのためには、放射線技師等が、ポジショニングを完了した時点で、Ｘ線画像撮影装置に対してポジショニングが完了したことを示す操作をする等して、Ｘ線画像撮影装置にポジショニングが完了したことを認識させることが必要になる。   Such erroneous detection can be accurately avoided by, for example, starting the detection process after applying the X-ray imaging apparatus to the patient's body (that is, after completing the so-called positioning). is there. However, for that purpose, when the radiographer or the like completes the positioning, the X-ray imaging apparatus has been positioned by, for example, performing an operation indicating that the positioning has been completed with respect to the X-ray imaging apparatus. It will be necessary to recognize this.

しかし、Ｘ線画像撮影装置のユーザーである放射線技師等にとっては、上記のような操作をし忘れる場合もあり、また、撮影のたびにそのような操作を行わなければならないことを面倒に感じる可能性もある。そして、上記のような操作を行わずに撮影を行うことが可能なＸ線画像撮影装置の方が、使い勝手が良いと感じられるであろう。そして、放射線技師等が上記のような操作を行わなくても、Ｘ線画像撮影装置が上記のような誤検出を生じることなく的確に撮影を行うことができるように構成されていることが望ましい。   However, a radiographer who is a user of an X-ray imaging apparatus may forget to perform the above operation and may feel troublesome to perform such an operation every time an image is taken. There is also. An X-ray imaging apparatus that can perform imaging without performing the above operation will feel more convenient. Further, it is desirable that the X-ray imaging apparatus is configured so as to be able to perform imaging accurately without causing the above-described erroneous detection even if a radiologist or the like does not perform the above-described operation. .

本発明は、上記の点を鑑みてなされたものであり、Ｘ線の照射開始を誤検出することなく的確に撮影を行うことが可能なＸ線画像撮影装置やそれを用いたＸ線画像撮影システムを提供することを目的とする。   The present invention has been made in view of the above points, and an X-ray image capturing apparatus capable of accurately capturing an image without erroneously detecting the start of X-ray irradiation, and X-ray image capturing using the X-ray image capturing apparatus. The purpose is to provide a system.

前記の問題を解決するために、本発明のＸ線画像撮影装置は、
Ｘ線を照射するＸ線発生装置との間で信号の送受信を行わない非連携方式で撮影を行うＸ線画像撮影装置において、
二次元状に配列された複数の検出素子を備え、
前記検出素子として、入射したＸ線の光子の個数、または入射したＸ線がシンチレーターで変換されて当該検出素子に入射した電磁波の光子の個数をカウントするフォトカウンティング方式の検出素子が用いられていることを特徴とする。 In order to solve the above problem, the X-ray imaging apparatus of the present invention provides:
In an X-ray imaging apparatus that performs imaging in an uncooperative manner that does not transmit and receive signals to and from an X-ray generation apparatus that irradiates X-rays,
A plurality of detection elements arranged in a two-dimensional manner,
As the detection element, a photo-counting type detection element that counts the number of incident X-ray photons or the number of incident X-ray photons converted by a scintillator and incident on the detection element is used. It is characterized by that.

また、本発明のＸ線画像撮影システムは、
上記の本発明のＸ線画像撮影装置を備え、
前記Ｘ線画像撮影装置の前記検出素子の前記カウント回路は、前記個数をカウントした時刻の情報をも保存するように構成されており、
さらに、前記Ｘ線画像撮影装置から転送されてきた前記検出素子ごとの前記個数の情報に基づいて、前記各検出素子に入射したＸ線または電磁波の光子の、単位時間あたりの個数を算出し、前記単位時間あたりの個数に基づいてＸ線の照射が開始された時刻および照射が終了した時刻を割り出し、割り出した照射開始時刻から照射終了時刻までの間に前記検出素子ごとにカウントされた前記個数を前記検出素子ごとの個数とし、前記検出素子ごとの個数に基づいてＸ線画像を生成する画像処理装置を備えることを特徴とする。 The X-ray imaging system of the present invention is
The X-ray imaging apparatus of the present invention described above is provided,
The count circuit of the detection element of the X-ray imaging apparatus is configured to store information on the time when the number is counted,
Further, based on the information on the number of each detection element transferred from the X-ray imaging apparatus, the number of photons of X-rays or electromagnetic waves incident on each detection element is calculated per unit time, Based on the number per unit time, the time when the X-ray irradiation is started and the time when the irradiation is ended are calculated, and the number counted for each detection element between the calculated irradiation start time and the irradiation end time. And an image processing apparatus that generates an X-ray image based on the number of each detection element.

本発明のような方式のＸ線画像撮影装置およびＸ線画像撮影システムによれば、Ｘ線の照射開始を誤検出することなく的確に撮影を行うことが可能となる。   According to the X-ray image capturing apparatus and the X-ray image capturing system of the system of the present invention, it is possible to accurately capture without erroneously detecting the start of X-ray irradiation.

本実施形態に係るＸ線画像撮影装置の外観を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the external appearance of the X-ray image imaging device which concerns on this embodiment. 図１のＸ−Ｘ線に沿う断面図である。It is sectional drawing which follows the XX line of FIG. Ｘ線画像撮影装置の等価回路を概略的に表すブロック図である。1 is a block diagram schematically showing an equivalent circuit of an X-ray imaging apparatus. センサー基板上に半導体基板を二次元状に配列させた状態を表す図であり、（Ａ）は斜視図、（Ｂ）は断面図を表す。It is a figure showing the state which arranged the semiconductor substrate two-dimensionally on the sensor board, (A) shows a perspective view and (B) shows a sectional view. 半導体基板の具体的な構成を表す図である。It is a figure showing the specific structure of a semiconductor substrate. （Ａ）光電変換部に光子が１個入射するごとに個数が１ずつ増加することを表すグラフであり、（Ｂ）光電変換部に入射したのがエネルギーが大きな自然放射線である場合には個数が増加しないことを表すグラフである。(A) It is a graph showing that the number increases by 1 every time one photon enters the photoelectric conversion unit, and (B) the number when natural energy having a large energy is incident on the photoelectric conversion unit. It is a graph showing that does not increase. （Ａ）ノイズ等がない理想的な状態においてカウント回路で個数がカウントされる状態等を表す図であり、（Ｂ）ノイズがある状態においてカウント回路で個数がカウントされる状態等を表す図である。(A) It is a figure showing a state where the number is counted by the count circuit in an ideal state where there is no noise, and (B) is a figure showing a state where the number is counted by the counting circuit in a state where there is noise. is there. 画像処理装置や本実施形態に係るＸ線画像撮影システムを表す図である。1 is a diagram illustrating an image processing apparatus and an X-ray imaging system according to the present embodiment. 検出素子の別の構成を表すブロック図である。It is a block diagram showing another structure of a detection element.

以下、本発明に係るＸ線画像撮影装置およびＸ線画像撮影システムの実施の形態について、図面を参照して説明する。   Embodiments of an X-ray imaging apparatus and an X-ray imaging system according to the present invention will be described below with reference to the drawings.

なお、以下では、Ｘ線画像撮影装置として、検出素子に入射したＸ線を直接検出する、いわゆる直接型のＸ線画像撮影装置について説明するが、本発明は、シンチレーター等を備え、放射されたＸ線をシンチレーターで可視光等の他の波長の電磁波に変換し、検出素子に入射した電磁波を検出する、いわゆる間接型のＸ線画像撮影装置に対しても適用することができる。   In the following, a so-called direct X-ray imaging apparatus that directly detects X-rays incident on the detection element will be described as an X-ray imaging apparatus. However, the present invention includes a scintillator and the like and is emitted. The present invention can also be applied to a so-called indirect X-ray imaging apparatus that converts X-rays into electromagnetic waves having other wavelengths such as visible light with a scintillator and detects electromagnetic waves incident on the detection element.

また、以下では、Ｘ線画像撮影装置が、可搬型のＸ線画像撮影装置である場合について説明するが、非連携方式での撮影を専用機型のＸ線画像撮影装置で行う場合にも適用することが可能である。   In the following, the case where the X-ray image capturing apparatus is a portable X-ray image capturing apparatus will be described. However, the present invention is also applicable to a case where non-cooperative imaging is performed by a dedicated machine type X-ray image capturing apparatus. Is possible.

さらに、以下の各図における各部材の相対的な大きさや長さ等は、必ずしも現実の装置における相対的な大きさや長さ等を反映していない。また、以下では、Ｘ線発生装置から照射されたＸ線が入射するＸ線画像撮影装置１の面であるＸ線入射面Ｒの法線方向（すなわち図１や図２等に示すようにＸ線画像撮影装置１を載置した場合の上下方向）を、Ｘ線画像撮影装置１における上下方向として説明する。   Furthermore, the relative sizes and lengths of the respective members in the following drawings do not necessarily reflect the relative sizes and lengths of actual devices. In the following, the normal direction of the X-ray incident surface R that is the surface of the X-ray imaging apparatus 1 on which the X-rays irradiated from the X-ray generator enter (that is, as shown in FIGS. 1 and 2 etc.) The vertical direction when the line image capturing apparatus 1 is placed will be described as the vertical direction in the X-ray image capturing apparatus 1.

［Ｘ線画像撮影装置の構成について］
図１は、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置の外観を示す斜視図であり、図２は、図１のＸ−Ｘ線に沿う断面図である。本実施形態では、Ｘ線画像撮影装置１は、後述する検出素子２０等が形成されたセンサーパネルＳＰが筐体２内に収納されて構成されている。また、筐体２の一方の側面には、電源スイッチ３ａを含むスイッチ類３やコネクター４、インジケーター５等が配置されており、図示を省略するが、筐体２の側面等に、外部と無線通信を行うためのアンテナ（後述する図３の３５参照）等が設けられている。 [Configuration of X-ray imaging apparatus]
FIG. 1 is a perspective view showing an appearance of an X-ray imaging apparatus according to the present embodiment, and FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line XX of FIG. In the present embodiment, the X-ray imaging apparatus 1 is configured such that a sensor panel SP in which a detection element 20 and the like described later are formed is housed in the housing 2. Further, on one side surface of the housing 2, switches 3 including a power switch 3a, a connector 4, an indicator 5, and the like are arranged. An antenna for performing communication (see 35 in FIG. 3 to be described later) and the like are provided.

図２に示すように、筐体２内には、基台１０が配置されており、基台１０のＸ線入射面Ｒ側すなわち上面側に、図示しない鉛の薄板等を介してガラス基板等の絶縁基板で形成されたセンサー基板１１が配置されている。そして、本実施形態では、センサー基板１１上に、複数の検出素子２０が二次元状に配列されて設けられている。   As shown in FIG. 2, a base 10 is disposed in the housing 2, and a glass substrate or the like is disposed on the X-ray incident surface R side, that is, the upper surface side of the base 10 through a lead thin plate or the like (not shown). A sensor substrate 11 formed of an insulating substrate is disposed. In the present embodiment, a plurality of detection elements 20 are two-dimensionally arranged on the sensor substrate 11.

そして、本実施形態では、図２に示すように、センサー基板１１の上方すなわちＸ線入射面Ｒ側には、センサー基板１１や各検出素子２０等を保護したり、センサーパネルＳＰにある程度の剛性を持たせたりするためのガラス基板１２が、センサー基板１１に貼付される等して設けられている。なお、ガラス基板１２は必ずしも設けなくてもよい。また、図示を省略するが、前述したように、Ｘ線画像撮影装置１を、シンチレーターを備えるいわゆる間接型のＸ線画像撮影装置として形成する場合には、ガラス基板１２の代わりに、シンチレーターの蛍光体層等が形成されたシンチレーター基板をセンサー基板１１に貼付してもよく、また、検出素子２０上に直接的または間接的に蒸着したり貼付する等して設けるように構成することが可能である。   In this embodiment, as shown in FIG. 2, the sensor substrate 11, the detection elements 20, and the like are protected above the sensor substrate 11, that is, on the X-ray incident surface R side, and the sensor panel SP has a certain degree of rigidity. A glass substrate 12 is provided for attaching to the sensor substrate 11 or the like. Note that the glass substrate 12 is not necessarily provided. Although not shown, as described above, when the X-ray imaging apparatus 1 is formed as a so-called indirect X-ray imaging apparatus including a scintillator, the scintillator fluorescence is used instead of the glass substrate 12. A scintillator substrate on which a body layer or the like is formed may be affixed to the sensor substrate 11, and can be configured to be directly or indirectly deposited or affixed on the detection element 20. is there.

また、図２に示すように、基台１０の下面側には、電子部品１３等の必要な部材や回路等が配設されたＰＣＢ基板１４やバッテリー１５等が取り付けられている。本実施形態では、このようにして、基台１０やセンサー基板１１、複数の検出素子２０等でセンサーパネルＳＰが形成されている。また、センサーパネルＳＰと筐体２の側面との間に緩衝材１６が設けられている。   Further, as shown in FIG. 2, a PCB board 14, a battery 15, and the like on which necessary members such as electronic components 13, circuits, and the like are disposed are attached to the lower surface side of the base 10. In the present embodiment, the sensor panel SP is thus formed by the base 10, the sensor substrate 11, the plurality of detection elements 20, and the like. In addition, a buffer material 16 is provided between the sensor panel SP and the side surface of the housing 2.

次に、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１の回路構成等について説明する。図３は、Ｘ線画像撮影装置の等価回路を概略的に表すブロック図である。   Next, a circuit configuration and the like of the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment will be described. FIG. 3 is a block diagram schematically showing an equivalent circuit of the X-ray imaging apparatus.

［検出素子の構成について］
図３に示すように、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１は、複数の検出素子２０１〜２０ｘを備えている。以下、各検出素子２０１〜２０ｘを区別せずに説明する場合は、検出素子２０として説明する。また、この場合のｘは、例えば検出素子２０がｍ行ｎ列配列されている場合にはｍ×ｎに等しい。 [Configuration of detection element]
As shown in FIG. 3, the X-ray imaging apparatus 1 according to this embodiment includes a plurality of detection elements 20 1 to 20 x . Hereinafter, when the detection elements 20 1 to 20 x are described without being distinguished, the detection elements 20 are described. Further, x in this case is equal to m × n when the detection elements 20 are arranged in m rows and n columns, for example.

本実施形態では、検出素子２０として、入射したＸ線の光子の個数、または入射したＸ線がシンチレーターで変換されて当該検出素子に入射した電磁波の光子の個数をカウントするフォトカウンティング方式の検出素子が用いられている。以下、図３に基づいて検出素子２０の構成について説明する。   In the present embodiment, the detection element 20 is a photo-counting detection element that counts the number of incident X-ray photons or the number of incident X-ray photons converted by a scintillator and incident on the detection element. Is used. Hereinafter, the configuration of the detection element 20 will be described with reference to FIG.

検出素子２０は、例えばシリコン等で形成された光電変換部２１を備えている。光電変換部２１は、Ｘ線画像撮影装置１が直接型の場合には当該光電変換素子２１にＸ線が入射した場合、Ｘ線画像撮影装置１が間接型の場合には入射したＸ線がシンチレーターで変換された可視光等の電磁波が当該光電変換部２１に入射した場合に、その内部で電荷すなわち電子正孔対を発生させるようになっている。   The detection element 20 includes a photoelectric conversion unit 21 made of, for example, silicon. When the X-ray imaging apparatus 1 is a direct type, the photoelectric conversion unit 21 receives X-rays when the X-ray imaging apparatus 1 is an indirect type. When an electromagnetic wave such as visible light converted by the scintillator is incident on the photoelectric conversion unit 21, a charge, that is, an electron-hole pair is generated therein.

そして、本実施形態では、光電変換部２１は、当該光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子が有しているエネルギーの大きさに応じた量の電子正孔対を生じさせるようになっている。なお、入射したＸ線がシンチレーターで変換されて生じた電磁波のエネルギーの大きさは、シンチレーターに入射したＸ線のエネルギーの大きさに応じて決まるため、光電変換部２１は、当該光電変換部２１に直接入射したＸ線またはシンチレーターを介して間接的に入射したＸ線のエネルギーに応じた量の電子正孔対を生じさせるようになっている。   In the present embodiment, the photoelectric conversion unit 21 generates an amount of electron-hole pairs according to the magnitude of energy of the photons of X-rays or electromagnetic waves incident on the photoelectric conversion unit 21. It has become. In addition, since the magnitude | size of the energy of the electromagnetic wave produced | generated when the incident X-ray was converted with the scintillator is decided according to the magnitude | size of the energy of the X-ray which injected into the scintillator, the photoelectric conversion part 21 is the said photoelectric conversion part 21. An amount of electron-hole pairs corresponding to the energy of X-rays directly incident on the X-rays or X-rays indirectly incident via a scintillator is generated.

光電変換部２１では、このようにして、入射したＸ線が電子正孔対（すなわち電荷）に変換される。なお、光電変換部２１内で生じた電子正孔対を再結合させずに的確に分離させるために、光電変換部２１には、バイアス電源３１からいわゆる逆バイアス電圧が印加されるようになっている。   In the photoelectric conversion unit 21, the incident X-rays are thus converted into electron-hole pairs (that is, electric charges). A so-called reverse bias voltage is applied to the photoelectric conversion unit 21 from the bias power source 31 in order to accurately separate the electron-hole pairs generated in the photoelectric conversion unit 21 without recombination. Yes.

光電変換部２１には、プレアンプ２２ａおよびメインアンプ２２ｂ等を備えるアンプ回路２２が接続されており、アンプ回路２２では、光電変換部２１内で発生し、光電変換部２１から流出した電荷が増幅され、この電荷量に応じた大きさのアナログ値の電圧が出力されるようになっている。   An amplifier circuit 22 including a preamplifier 22a, a main amplifier 22b, and the like is connected to the photoelectric conversion unit 21, and the amplifier circuit 22 amplifies charges generated in the photoelectric conversion unit 21 and flowing out of the photoelectric conversion unit 21. An analog value voltage having a magnitude corresponding to the charge amount is output.

すなわち、本実施形態に係る検出素子２０では、光電変換部２１に入射した光子のエネルギーに応じた量の電荷が発生し、その電荷量に応じてアンプ回路２２からアナログ値の電圧が出力されるため、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子のエネルギーとアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧とが１：１に対応し、光電変換部２１に入射した光子のエネルギーが大きいほどアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が大きくなるようになっている。   That is, in the detection element 20 according to the present embodiment, an amount of charge corresponding to the energy of the photon incident on the photoelectric conversion unit 21 is generated, and an analog voltage is output from the amplifier circuit 22 according to the amount of charge. Therefore, the energy of photons of X-rays or electromagnetic waves incident on the photoelectric conversion unit 21 and the voltage of the analog value output from the amplifier circuit 22 correspond to 1: 1, and the energy of photons incident on the photoelectric conversion unit 21 is large. The voltage value of the analog value output from the amplifier circuit 22 is increased.

そして、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧は、コンパレーター２３の一方の入力端子に入力するようになっている。また、コンパレーター２３の他方の入力端子には、基準電圧源３２から基準電圧Ｖ０が入力するようになっている。   The voltage of the analog value output from the amplifier circuit 22 is input to one input terminal of the comparator 23. The reference voltage V 0 is input from the reference voltage source 32 to the other input terminal of the comparator 23.

コンパレーター２３は、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧の値が基準電圧Ｖ０以上であれば「１」の電気信号を出力し、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧の値が基準電圧Ｖ０未満であれば「０」の電気信号を出力するようになっている。なお、「１」、「０」の電気信号は、コンパレーター２３から出力する電圧値の高低で表すことができ、以下では、「１」の電気信号が「０」の電気信号より高い電圧値で表される場合について説明するが、「０」、「１」の電気信号を表す電圧値の高低は逆であってもよい。   The comparator 23 outputs an electrical signal of “1” if the analog voltage value output from the amplifier circuit 22 is equal to or higher than the reference voltage V0, and the analog voltage value output from the amplifier circuit 22 is If it is less than the reference voltage V0, an electric signal of “0” is output. The electric signals “1” and “0” can be expressed by the level of the voltage value output from the comparator 23. In the following, the electric value “1” is higher than the electric signal “0”. However, the magnitudes of the voltage values representing the electric signals “0” and “1” may be reversed.

いずれにせよ、コンパレーター２３により、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧が、「１」、「０」のデジタル値の電気信号（すなわちデジタル信号）に変換されるようになっている。   In any case, the analog voltage output from the amplifier circuit 22 is converted by the comparator 23 into an electric signal having a digital value of “1” or “0” (that is, a digital signal).

なお、上記の基準電圧Ｖ０は、光電変換部２１にＸ線や電磁波が入射しない場合にアンプ回路２２から出力される電圧値の揺らぎと、光電変換部２１にＸ線や電磁波が入射したことにより上昇するアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧とを的確に判別することが可能な電圧値に設定される。   Note that the reference voltage V0 is the result of fluctuations in the voltage value output from the amplifier circuit 22 when no X-rays or electromagnetic waves are incident on the photoelectric conversion unit 21 and the X-rays or electromagnetic waves incident on the photoelectric conversion unit 21. The voltage value is set such that the voltage of the analog value output from the rising amplifier circuit 22 can be accurately determined.

また、上記のように、光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が入射すると、光電変換部２１内で発生した電荷が流出し、電荷量に応じてアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が上昇して基準電圧Ｖ０以上になり、コンパレーター２３から「１」のデジタル信号が出力される。そして、Ｘ線や電磁波の光子の入射に基づく光電変換部２１での電荷の発生や流出が収まると、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が低下するため、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が基準電圧Ｖ０未満になり、コンパレーター２３から出力されるデジタル信号が「０」に変わる。   Further, as described above, when X-rays or photons of electromagnetic waves enter the photoelectric conversion unit 21, the charge generated in the photoelectric conversion unit 21 flows out, and the analog value output from the amplifier circuit 22 according to the amount of charge The value of the voltage increases and becomes equal to or higher than the reference voltage V 0, and a digital signal “1” is output from the comparator 23. When the generation or outflow of charges in the photoelectric conversion unit 21 based on the incidence of photons of X-rays or electromagnetic waves is reduced, the analog voltage value output from the amplifier circuit 22 is reduced, and thus output from the amplifier circuit 22. The value of the analog value to be output becomes less than the reference voltage V0, and the digital signal output from the comparator 23 is changed to “0”.

このように、光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が１個入射すると、コンパレーター２３から出力されるデジタル信号が１回だけ「０」から「１」に変わり「０」に戻るようになる。そのため、本実施形態では、光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が１個入射すると、検出素子２０のコンパレーター２３から１個のパルス信号が出力される状態になる。   As described above, when one photon of X-rays or electromagnetic waves enters the photoelectric conversion unit 21, the digital signal output from the comparator 23 changes from “0” to “1” only once and returns to “0”. Become. Therefore, in this embodiment, when one photon of X-rays or electromagnetic waves enters the photoelectric conversion unit 21, one pulse signal is output from the comparator 23 of the detection element 20.

また、コンパレーター２３には、カウント回路２４が接続されている。本実施形態では、カウント回路２４は、積分回路等で形成されており、コンパレーター２３から出力されるデジタル信号が「０」から「１」に変わるごとに、すなわち、本実施形態ではコンパレーター２３から出力されるデジタル信号の立ち上がりを検出するごとに、カウント値Ｎ（初期値は０）に１ずつ加算していくようになっている。   In addition, a count circuit 24 is connected to the comparator 23. In the present embodiment, the count circuit 24 is formed by an integration circuit or the like, and every time the digital signal output from the comparator 23 changes from “0” to “1”, that is, in the present embodiment, the comparator 23. Each time the rising edge of the digital signal output from is detected, the count value N (initial value is 0) is incremented by one.

すなわち、本実施形態では、検出素子２０のカウント回路２４で算出されるカウント値Ｎが、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎということになる。そして、後述する画像処理装置Ｃ（図８参照）で、この検出素子２０ごとの個数Ｎに基づいて検出素子２０ごとの画像データが生成され、生成された画像データに基づいてＸ線画像が生成される。   That is, in the present embodiment, the count value N calculated by the count circuit 24 of the detection element 20 is the number N of X-rays or electromagnetic photons incident on the photoelectric conversion unit 21. Then, an image processing apparatus C (see FIG. 8) described later generates image data for each detection element 20 based on the number N for each detection element 20, and generates an X-ray image based on the generated image data. Is done.

一方、Ｘ線撮影の際に照射されるＸ線以外の、宇宙線等の自然放射線が光電変換部２１に入射しても、それはＸ線画像にとってノイズにしかならない。そこで、本実施形態では、光電変換部２１に自然放射線が入射しても、それを検出素子２０で光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数としてカウントしないように構成されている。   On the other hand, even if natural radiation such as cosmic rays other than the X-rays irradiated at the time of X-ray imaging is incident on the photoelectric conversion unit 21, it is only noise for the X-ray image. Therefore, in the present embodiment, even if natural radiation is incident on the photoelectric conversion unit 21, the detection element 20 does not count it as the number of photons of X-rays or electromagnetic waves incident on the photoelectric conversion unit 21. .

なお、ここで言う自然放射線には、Ｘ線発生装置から照射されたＸ線以外の全ての放射線が含まれる。すなわち、自然放射線には、上記のような宇宙線のほか、地表や地中等に存在する放射性元素等から放射される自然由来の放射線や、病院等の施設内に存在する放射性治療薬や放射性検査薬等からの放射線、或いは、原子力発電所等から飛散したり漏れ出す等した人工の核燃料等に由来する放射性物質等からの放射線等も含まれる。   In addition, the natural radiation said here contains all the radiations other than the X-rays irradiated from the X-ray generator. In other words, in addition to cosmic rays as described above, natural radiation includes naturally derived radiation emitted from radioactive elements present on the earth's surface and underground, and radiotherapeutic drugs and radiological examinations present in hospitals and other facilities. This includes radiation from drugs, etc., or radiation from radioactive materials derived from artificial nuclear fuel that has been scattered or leaked from nuclear power plants or the like.

以下、自然放射線が光電変換部２１に入射しても、カウント回路２４がそれを光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数としてカウントしないようにさせるための構成について説明する。   A configuration for preventing the counting circuit 24 from counting the number of photons of X-rays or electromagnetic waves incident on the photoelectric conversion unit 21 even when natural radiation enters the photoelectric conversion unit 21 will be described below.

本実施形態では、図３に示すように、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧は、前述したコンパレーター２３以外に、もう１つのコンパレーター２５の一方の入力端子にも入力するようになっている。また、マスク用コンパレーター２５の他方の入力端子には、基準電圧源３２から、上記の基準電圧Ｖ０より高い電圧値に設定された基準電圧Ｖthが入力するようになっている。なお、以下、コンパレーター２３と区別し易くするためにマスク用コンパレーター２５といい、基準電圧Ｖ０と区別するために、マスク用基準電圧Ｖthという。   In the present embodiment, as shown in FIG. 3, the voltage of the analog value output from the amplifier circuit 22 is input to one input terminal of another comparator 25 in addition to the comparator 23 described above. It has become. A reference voltage Vth set to a voltage value higher than the reference voltage V0 is input from the reference voltage source 32 to the other input terminal of the mask comparator 25. Hereinafter, in order to make it easy to distinguish from the comparator 23, it is referred to as a mask comparator 25, and in order to distinguish from the reference voltage V0, it is referred to as a mask reference voltage Vth.

そして、マスク用コンパレーター２５は、コンパレーター２３の場合と同様に、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧の値が、マスク用基準電圧Ｖth以上であれば「１」のデジタル信号を出力し、マスク用基準電圧Ｖth未満であれば「０」のデジタル信号を出力するようになっている。   Then, as in the case of the comparator 23, the mask comparator 25 outputs a digital signal of “1” if the analog value output from the amplifier circuit 22 is equal to or higher than the mask reference voltage Vth. If it is less than the mask reference voltage Vth, a digital signal of “0” is output.

また、マスク用コンパレーター２５の出力端子は、前述したコンパレーター２３からカウント回路２４へのデジタル信号の入力経路上に設けられたマスク回路２６に接続されている。そして、マスク回路２６は、マスク用コンパレーター２５から出力されるデジタル信号が「０」から「１」に変わると、出力されるデジタル信号が「１」である間、或いは出力されるデジタル信号の立ち上がりから所定時間が経過するまでの間、コンパレーター２３からカウント回路２４へのデジタル信号の入力をマスクするようになっている。すなわちコンパレーター２３からカウント回路２４にデジタル信号を入力させないようになっている。   The output terminal of the mask comparator 25 is connected to the mask circuit 26 provided on the digital signal input path from the comparator 23 to the count circuit 24 described above. Then, when the digital signal output from the mask comparator 25 changes from “0” to “1”, the mask circuit 26 keeps outputting the digital signal while the digital signal is “1”. The digital signal input from the comparator 23 to the count circuit 24 is masked until a predetermined time elapses from the rise. That is, no digital signal is input from the comparator 23 to the count circuit 24.

光電変換部２１に入射した光子のエネルギーのうち、検出素子２０のアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値がマスク用基準電圧ＶthになるようなエネルギーをＥthとすると、本実施形態では、上記のように構成することにより、少なくともＸ線撮影の際にＸ線発生装置から照射されるＸ線よりも大きく、所定の閾値Ｅth以上の大きなエネルギーを有する自然放射線が検出素子２０に入射した場合、カウント回路２４がそれを光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数としてカウントさせないようになっている。   In the present embodiment, when the energy of the photon incident on the photoelectric conversion unit 21 is such that the voltage of the analog value output from the amplifier circuit 22 of the detection element 20 becomes the mask reference voltage Vth, Eth. With the above-described configuration, natural radiation having a larger energy than the X-ray irradiated from the X-ray generator at the time of X-ray imaging and greater than or equal to a predetermined threshold Eth is incident on the detection element 20. In this case, the count circuit 24 does not count it as the number of X-rays or electromagnetic photons incident on the photoelectric conversion unit 21.

なお、上記のマスク用基準電圧Ｖthや光子のエネルギーに関する閾値Ｅthは、Ｘ線撮影の際にＸ線発生装置から照射されるＸ線とエネルギーが大きな自然放射線とを的確に切り分けることが可能な値に設定される。   The mask reference voltage Vth and the threshold value Eth relating to photon energy are values that can accurately separate X-rays emitted from the X-ray generator and natural radiation having a large energy during X-ray imaging. Set to

すなわち、Ｘ線撮影の際にＸ線発生装置からＸ線画像撮影装置１にＸ線が照射され、光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が入射すると、上記のように、検出素子２０のアンプ回路２２から、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子のエネルギーに応じたアナログ値の電圧が出力される。   That is, when X-rays are irradiated from the X-ray generator to the X-ray imaging apparatus 1 and X-rays or photons of electromagnetic waves are incident on the photoelectric conversion unit 21 during X-ray imaging, as described above, the detection element 20 The amplifier circuit 22 outputs an analog voltage corresponding to the energy of X-rays or electromagnetic photons incident on the photoelectric conversion unit 21.

そして、この電圧の値が基準電圧Ｖ０以上であれば、コンパレーター２３から「１」のデジタル信号が出力されるが、光電変換部２１にＸ線や電磁波が入射した場合には、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値はマスク用基準電圧Ｖthよりは低いため、マスク用コンパレーター２５から出力されるデジタル信号は「０」のままとなる。そのため、カウント回路２４は、コンパレーター２３から出力されるデジタル信号の立ち上がりを検出して、カウント値Ｎに１だけ加算する。   When the voltage value is equal to or higher than the reference voltage V0, a digital signal “1” is output from the comparator 23. However, when X-rays or electromagnetic waves are incident on the photoelectric conversion unit 21, the amplifier circuit 22 is output. Since the voltage value of the analog value output from the mask is lower than the mask reference voltage Vth, the digital signal output from the mask comparator 25 remains “0”. Therefore, the count circuit 24 detects the rising edge of the digital signal output from the comparator 23 and adds 1 to the count value N.

しかし、光電変換部２１に上記の所定の閾値Ｅth以上の大きなエネルギーを有する自然放射線が入射すると、検出素子２０のアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値は、基準電圧Ｖ０以上であるが、マスク用基準電圧Ｖth以上でもあるため、コンパレーター２３とマスク用基準電圧Ｖthのいずれからも「１」のデジタル信号が出力される。そのため、マスク回路２６により、コンパレーター２３からカウント回路２４へのデジタル信号の入力がマスクされるため、カウント回路２４は、コンパレーター２３から出力されるデジタル信号の立ち上がりを検出できない。   However, when natural radiation having large energy equal to or greater than the predetermined threshold Eth is incident on the photoelectric conversion unit 21, the value of the analog voltage output from the amplifier circuit 22 of the detection element 20 is equal to or higher than the reference voltage V0. However, since it is equal to or higher than the mask reference voltage Vth, a digital signal of “1” is output from both the comparator 23 and the mask reference voltage Vth. Therefore, since the mask circuit 26 masks the input of the digital signal from the comparator 23 to the count circuit 24, the count circuit 24 cannot detect the rising edge of the digital signal output from the comparator 23.

本実施形態では、このようにして、少なくとも光電変換部２１に入射した、エネルギーが閾値Ｅth以上の光子（すなわち自然放射線の光子）を検出素子２０のカウント回路２４が上記の個数Ｎとしてカウントさせないようになっている。すなわち、本実施形態では、マスク用コンパレーター２５とマスク回路２６とが、光電変換部２１に入射した、エネルギーが設定された閾値Ｅth以上の自然放射線の光子を、カウント回路２４が光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎとしてカウントしないようにさせるための手段として機能するようになっている。   In the present embodiment, the counting circuit 24 of the detection element 20 does not count the number N of photons (that is, photons of natural radiation) that have entered at least the photoelectric conversion unit 21 and have energy equal to or higher than the threshold Eth in this way. It has become. That is, in the present embodiment, the mask comparator 25 and the mask circuit 26 enter the photon of natural radiation incident on the photoelectric conversion unit 21 and whose energy is greater than or equal to the threshold value Eth, and the count circuit 24 uses the photoelectric conversion unit 21. It functions as a means for not counting as the number N of photons of X-rays or electromagnetic waves incident on.

［半導体基板の具体的な構成等について］
なお、本実施形態では、Ｘ線画像撮影装置１は、例えば１４×１７インチ等のサイズに形成され、比較的大型である。そのため、前述したようにセンサー基板１１上に複数の検出素子２０を二次元状に配列する場合、例えば、センサー基板１１上に各検出素子２０を１つ１つ貼付する等して複数の検出素子２０を二次元状に配列することも不可能ではないが、縦横１００μｍ程度の大きさの検出素子２０をセンサー基板１１上に二次元状に貼付していく作業は現実的には必ずしも容易に行うことはできない。また、例えば、複数の検出素子２０を１つの半導体基板上に一体的に形成しようとしても、現状では、半導体基板を例えば１４×１７インチの大きさに形成することができない。 [Specific configuration of semiconductor substrate]
In the present embodiment, the X-ray imaging apparatus 1 is formed to a size of, for example, 14 × 17 inches and is relatively large. Therefore, when the plurality of detection elements 20 are arranged two-dimensionally on the sensor substrate 11 as described above, for example, the plurality of detection elements 20 are adhered to the sensor substrate 11 one by one. Although it is not impossible to arrange the two-dimensional array 20 in a two-dimensional manner, it is practically not always easy to apply the detection element 20 having a size of about 100 μm in length and width to the sensor substrate 11 two-dimensionally. It is not possible. Further, for example, even if a plurality of detection elements 20 are formed integrally on one semiconductor substrate, the semiconductor substrate cannot be formed in a size of, for example, 14 × 17 inches at present.

そこで、本実施形態では、複数の検出素子２０を二次元状（或いは一次元状でもよい。）に形成した複数の半導体基板２０Ａを、図４（Ａ）、（Ｂ）に示すようにセンサー基板１１上に圧着したり接着したりすることで、複数の検出素子２０をセンサー基板１１上に二次元状に配列するようになっている。   Therefore, in this embodiment, a plurality of semiconductor substrates 20A in which a plurality of detection elements 20 are formed in a two-dimensional shape (or a one-dimensional shape) may be used as a sensor substrate as shown in FIGS. The plurality of detection elements 20 are arranged on the sensor substrate 11 in a two-dimensional manner by being pressure-bonded or bonded onto the sensor 11.

なお、例えばＸ線画像撮影装置１がより面積が小さい小型の装置である場合には、上記のように半導体基板上に複数の検出素子２０を二次元状に形成することも可能である。本発明では、複数の検出素子２０が二次元状に配列されていればよく、その形態は特定の形態に限定されない。また、図４（Ａ）、（Ｂ）では図示が省略されているが、各半導体基板２０Ａを保護するための樹脂や無機材料等からなる保護層で各半導体基板２０Ａ等を被覆するように形成するなど、必要な構成が適宜設けられる。   For example, when the X-ray imaging apparatus 1 is a small apparatus having a smaller area, it is also possible to form a plurality of detection elements 20 on the semiconductor substrate in a two-dimensional manner as described above. In the present invention, it suffices that the plurality of detection elements 20 are two-dimensionally arranged, and the form is not limited to a specific form. Although not shown in FIGS. 4A and 4B, each semiconductor substrate 20A is covered with a protective layer made of a resin or an inorganic material for protecting each semiconductor substrate 20A. For example, necessary configurations are appropriately provided.

ここで、半導体基板２０Ａの具体的な構成例について説明する。本実施形態では、半導体基板２０Ａは、例えば図５に示すように各層の積層構造として構成されている。なお、半導体基板２０Ａとしては、例えば、特開２０１４−９３６１６号公報に記載されているＳＯＩ（Silicon-On-Insulator）基板を用いることが可能であるが、必ずしもＳＯＩ基板を用いる場合に限定されない。また、図５における半導体基板２０Ａの各層や各部の相対的な厚さや大きさ等は、必ずしも現実を反映していない。   Here, a specific configuration example of the semiconductor substrate 20A will be described. In the present embodiment, the semiconductor substrate 20A is configured as a stacked structure of layers as shown in FIG. 5, for example. As the semiconductor substrate 20A, for example, an SOI (Silicon-On-Insulator) substrate described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2014-93616 can be used. However, the semiconductor substrate 20A is not necessarily limited to an SOI substrate. Further, the relative thickness and size of each layer and each part of the semiconductor substrate 20A in FIG. 5 do not necessarily reflect reality.

本実施形態に係る半導体基板２０Ａでは、図５では図示を省略した各検出素子２０の光電変換部２１は共通とされているが、光電変換部２１を各検出素子２０ごとに区画したり分離する等して構成することも可能である。そして、シリコン等で形成された光電変換部２１の上側（すなわちＸ線入射面Ｒ（図１、図２参照）に近い側）には、電極２０ａが形成されており、電極２０ａには、バイアス電源３１（図３参照）から逆バイアス電圧が印加されるようになっている。なお、Ｘ線画像撮影装置１を間接型として形成する場合には、図示しないシンチレーターからの電磁波が光電変換部２１に到達するようにするために、電極２０ａは透明電極とされる。   In the semiconductor substrate 20A according to the present embodiment, the photoelectric conversion unit 21 of each detection element 20 (not shown in FIG. 5) is common, but the photoelectric conversion unit 21 is partitioned or separated for each detection element 20. It is also possible to configure the same. An electrode 20a is formed on the upper side of the photoelectric conversion unit 21 made of silicon or the like (that is, the side close to the X-ray incident surface R (see FIGS. 1 and 2)), and the electrode 20a has a bias. A reverse bias voltage is applied from a power supply 31 (see FIG. 3). When the X-ray imaging apparatus 1 is formed as an indirect type, the electrode 20 a is a transparent electrode so that electromagnetic waves from a scintillator (not shown) reach the photoelectric conversion unit 21.

また、光電変換部２１の下側には、酸化膜等で形成された絶縁層２０ｂを介して回路部２０ｃが形成されており、さらに、回路部２０ｃには、回路部２０ｃに必要な電力を供給したり、後述する制御手段３０（図３参照）からの信号を送信したり、或いは各カウント回路２４で上記のように加算処理された、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎの情報を制御手段３０に送信したりするための各配線２０ｄが接続されている。   A circuit unit 20c is formed below the photoelectric conversion unit 21 via an insulating layer 20b formed of an oxide film or the like. Further, the circuit unit 20c receives power necessary for the circuit unit 20c. X-rays or electromagnetic wave photons incident on the photoelectric conversion unit 21 that have been supplied, transmitted from a control unit 30 (see FIG. 3) described later, or added as described above by each count circuit 24 Each wiring line 20d for transmitting information on the number N of the number N to the control means 30 is connected.

そして、本実施形態では、回路部２０ｃ内に、前述した各検出素子２０のアンプ回路２２やコンパレーター２３、カウント回路２４、マスク用コンパレーター２５、マスク回路２６（図３参照）等の必要な回路等が形成されている。   In the present embodiment, the amplifier circuit 22, the comparator 23, the count circuit 24, the mask comparator 25, the mask circuit 26 (see FIG. 3), etc. of each detection element 20 described above are necessary in the circuit unit 20c. A circuit or the like is formed.

そして、図示を省略するが、本実施形態では、絶縁層２０ｂ中に、光電変換部２１と回路部２０ｃ内のアンプ回路２２とを電気的に接続する複数のホールが二次元状に形成されており（すなわち図５に示した半導体基板２０Ａを図中上側から見た場合に複数のホールが二次元状に配列されており）、これらの複数のホールがそれぞれ各検出素子２０に相当している。なお、光電変換部２１内の所定の部分にVI族元素をドープしたりIII族元素をドープしてｎ層やｐ層を形成するなど、必要な処理が行われている。   And although illustration is abbreviate | omitted, in this embodiment, the several hole which electrically connects the photoelectric conversion part 21 and the amplifier circuit 22 in the circuit part 20c is formed in the two-dimensional form in the insulating layer 20b. 5 (that is, when the semiconductor substrate 20A shown in FIG. 5 is viewed from the upper side in the drawing, a plurality of holes are two-dimensionally arranged), and each of the plurality of holes corresponds to each detection element 20. . It should be noted that necessary processing is performed such as doping a predetermined part in the photoelectric conversion unit 21 with a VI group element or doping a group III element to form an n layer or a p layer.

本実施形態では、このようにして、複数の検出素子２０が半導体基板２０Ａ内に形成されており、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎをカウントする各検出素子２０のカウント回路２４等が当該半導体基板２０Ａ内にそれぞれ設けられるようになっている。   In the present embodiment, a plurality of detection elements 20 are thus formed in the semiconductor substrate 20A, and each detection element 20 that counts the number N of X-rays or electromagnetic photons incident on the photoelectric conversion unit 21 is counted. A count circuit 24 and the like are provided in the semiconductor substrate 20A.

［Ｘ線画像撮影装置における検出素子以外の構成等について］
次に、図３に基づいて、Ｘ線画像撮影装置１における検出素子２０以外の構成等について説明する。 [Configuration other than detection element in X-ray imaging apparatus]
Next, a configuration other than the detection element 20 in the X-ray imaging apparatus 1 will be described with reference to FIG.

制御手段３０は、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピューターや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等で構成されている。専用の制御回路で構成されていてもよい。   The control means 30 is a CPU (Central Processing Unit), a ROM (Read Only Memory), a RAM (Random Access Memory), an input / output interface, etc., not shown, connected to the bus, an FPGA (Field Programmable Gate Array) or the like. It is configured. It may be configured by a dedicated control circuit.

そして、制御手段３０は、前述したバイアス電源３１を制御して、バイアス線３１ａを介して光電変換部２１に逆バイアス電圧を印加させるようになっている。また、制御手段３０は、前述した基準電圧源３２を制御してコンパレーター２３やマスク用コンパレーター２５に基準電圧Ｖ０やマスク用基準電圧Ｖthを供給させたり、或いは基準電圧Ｖ０やマスク用基準電圧Ｖthの値を設定するようになっている。   And the control means 30 controls the bias power supply 31 mentioned above, and applies a reverse bias voltage to the photoelectric conversion part 21 via the bias line 31a. The control unit 30 controls the reference voltage source 32 to supply the reference voltage V0 and the mask reference voltage Vth to the comparator 23 and the mask comparator 25, or the reference voltage V0 and the mask reference voltage. The value of Vth is set.

また、制御手段３０には、ＳＲＡＭ（Static ＲＡＭ）やＳＤＲＡＭ（Synchronous ＤＲＡＭ）等で構成される記憶手段３３が接続されており、制御手段３０から各検出素子２０に送信した信号に基づいて各検出素子２０のカウント回路２４から、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎの情報が送信されてくると、制御手段３０は、それらの情報を記憶手段３３に順次保存させるようになっている。   The control means 30 is connected to a storage means 33 composed of SRAM (Static RAM), SDRAM (Synchronous DRAM) or the like, and each detection is performed based on a signal transmitted from the control means 30 to each detection element 20. When information about the number N of photons of X-rays or electromagnetic waves incident on the photoelectric conversion unit 21 is transmitted from the count circuit 24 of the element 20, the control unit 30 sequentially stores the information in the storage unit 33. It has become.

さらに、制御手段３０には、アンテナ３５やコネクター４（図１参照）等が接続された通信部３４が接続されており、制御手段３０は、通信部３４を制御して、記憶手段３３に保存している個数Ｎの情報を、アンテナ３５を介して無線方式で、或いはコネクター４を介して有線方式で、外部装置に転送させたり、或いは、通信部３４を介して外部装置から送信されてきた信号等を受信するようになっている。なお、図３では図示を省略するが、Ｘ線画像撮影装置１には、このほか、バッテリー等の必要な機器や回路等が適宜備えられる。   Furthermore, a communication unit 34 to which an antenna 35, a connector 4 (see FIG. 1) and the like are connected is connected to the control unit 30. The control unit 30 controls the communication unit 34 and saves it in the storage unit 33. The number N of information being transmitted is transferred to the external device wirelessly via the antenna 35 or wired via the connector 4 or transmitted from the external device via the communication unit 34. Signals etc. are received. In addition, although illustration is abbreviate | omitted in FIG. 3, in addition to this, the X-ray imaging apparatus 1 is suitably equipped with required apparatuses, circuits, etc., such as a battery.

［作用］
次に、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１の作用について説明する。Ｘ線画像撮影装置１の制御手段３０は、Ｘ線画像撮影装置１の電源スイッチ３ａ（図１参照）がオンされると、例えば検出素子２０のアンプ回路２２に電力を供給させたり、バイアス電源３１（図３参照）から光電変換部２１に逆バイアス電圧を印加させたり、各カウント回路２４のカウント数すなわち個数Ｎをリセットする（すなわち０を設定する）等の所定の初期動作を行わせて、検出素子２０によるフォトンカウンティング処理を開始させる。 [Action]
Next, the operation of the X-ray imaging apparatus 1 according to this embodiment will be described. When the power switch 3a (see FIG. 1) of the X-ray imaging apparatus 1 is turned on, the control unit 30 of the X-ray imaging apparatus 1 supplies power to the amplifier circuit 22 of the detection element 20, for example, or bias power supply 31 (see FIG. 3), a reverse bias voltage is applied to the photoelectric conversion unit 21, or a predetermined initial operation such as resetting the count number, that is, the number N of each count circuit 24 (that is, setting 0) is performed. Then, the photon counting process by the detection element 20 is started.

なお、Ｘ線画像撮影装置１は、例えば図示しないブッキー装置に装填してＸ線撮影に用いることも可能であり、また、Ｘ線画像撮影装置１を被写体である患者の身体にあてがったり、患者とベッド等との間に差し込んだりした状態で、ポータブルのＸ線発生装置からＸ線を照射させて用いることも可能である。   Note that the X-ray imaging apparatus 1 can be used for X-ray imaging, for example, by loading it in a bucky device (not shown). The X-ray imaging apparatus 1 is applied to the body of a patient as a subject, or the patient It is also possible to irradiate X-rays from a portable X-ray generation apparatus while being inserted between the bed and the bed.

そして、Ｘ線発生装置から被写体を介してＸ線画像撮影装置１にＸ線が照射されると、Ｘ線画像撮影装置１が直接型である場合には、Ｘ線の光子が光電変換部２１に入射する。また、Ｘ線画像撮影装置１が間接型である場合には、Ｘ線画像撮影装置１にＸ線が照射されるとシンチレーターでＸ線が可視光等の別の波長の電磁波に変換され、変換された電磁波の光子が光電変換部２１に入射する。   When the X-ray imaging apparatus 1 is irradiated with X-rays from the X-ray generation apparatus via the subject, when the X-ray imaging apparatus 1 is a direct type, the X-ray photons are converted into the photoelectric conversion unit 21. Is incident on. Further, when the X-ray imaging apparatus 1 is an indirect type, when the X-ray imaging apparatus 1 is irradiated with X-rays, the X-rays are converted into electromagnetic waves having other wavelengths such as visible light by the scintillator and converted. The photons of the electromagnetic waves incident on the photoelectric conversion unit 21.

光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が入射すると、そのエネルギーに応じた量の電子正孔対が光電変換部２１内で発生し、光電変換部２１に印加された逆バイアス電圧による電位勾配に従って電子と正孔が光電変換部２１内をそれぞれの方向に移動する。そして、一方の電荷（例えば電子）は前述したホールを通って検出素子２０のアンプ回路２２側に流出し、他方の電荷（例えば正孔）は、半導体基板２０Ａの電極２０ａ（図５参照）やバイアス線３１ａ（図３参照）を介してバイアス電源３１に流出する。   When photons of X-rays or electromagnetic waves are incident on the photoelectric conversion unit 21, electron-hole pairs in an amount corresponding to the energy are generated in the photoelectric conversion unit 21, and a potential gradient due to a reverse bias voltage applied to the photoelectric conversion unit 21. Accordingly, electrons and holes move in the photoelectric converter 21 in the respective directions. Then, one charge (for example, electrons) flows out to the amplifier circuit 22 side of the detection element 20 through the above-described hole, and the other charge (for example, holes) flows to the electrode 20a (see FIG. 5) of the semiconductor substrate 20A or It flows out to the bias power source 31 via the bias line 31a (see FIG. 3).

電荷が検出素子２０のアンプ回路２２に流出すると、アンプ回路２２で増幅され、その電荷量に応じた大きさのアナログ値の電圧がアンプ回路２２から出力され、出力されたアナログ値の電圧が、コンパレーター２３で基準電圧Ｖ０と比較される。そして、コンパレーター２３は、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧の値が、基準電圧Ｖ０以上であれば「１」のデジタル信号を出力し、基準電圧Ｖ０未満であれば「０」のデジタル信号を出力して、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧をデジタル信号に変換する。   When the electric charge flows out to the amplifier circuit 22 of the detection element 20, the amplifier circuit 22 amplifies the voltage, an analog value voltage having a magnitude corresponding to the amount of the electric charge is output from the amplifier circuit 22, and the output analog value voltage is The comparator 23 compares with the reference voltage V0. The comparator 23 outputs a digital signal of “1” if the analog value output from the amplifier circuit 22 is equal to or higher than the reference voltage V0, and “0” if it is less than the reference voltage V0. A digital signal is output, and the voltage of the analog value output from the amplifier circuit 22 is converted into a digital signal.

そして、カウント回路２４は、コンパレーター２３から出力されるデジタル信号が「０」から「１」に変わり、デジタル信号が立ち上がるごとに、カウント値Ｎ、すなわち光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎに１ずつ加算する。このようにして、カウント回路２４では、図６（Ａ）に示すように、光電変換部２１に光子が１個入射するごとに、個数Ｎであるカウント値Ｎが１ずつ増加される。なお、図６（Ａ）や以下の各図において、グラフの縦線は、コンパレーター２３からカウント回路２４に「１」のデジタル信号が入力され、カウント回路２４で個数をカウントした時刻ｔを表す。   Then, the count circuit 24 changes the digital signal output from the comparator 23 from “0” to “1”, and every time the digital signal rises, the count value N, that is, X-rays or electromagnetic waves incident on the photoelectric conversion unit 21. 1 is added to the number N of photons. In this way, in the count circuit 24, as shown in FIG. 6A, every time one photon enters the photoelectric conversion unit 21, the count value N, which is the number N, is incremented by one. In FIG. 6A and the following figures, the vertical lines in the graph represent time t when the digital signal “1” is input from the comparator 23 to the count circuit 24 and the number is counted by the count circuit 24. .

一方、光電変換部２１に、宇宙線等の自然放射線が入射した場合にも、上記と同様にして、検出素子２０のアンプ回路２２からアナログ値の電圧が出力され、電圧の値が基準電圧Ｖ０以上であれば、コンパレーター２３から「１」のデジタル信号が出力される。しかし、光電変換部２１に入射した自然放射線のエネルギーが大きく、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧の値がマスク用基準電圧Ｖth以上であれば、マスク用コンパレーター２５（図３参照）から「１」のデジタル信号が出力され、マスク回路２６により、コンパレーター２３からカウント回路２４への「１」のデジタル信号の入力がマスクされる。   On the other hand, when natural radiation such as cosmic rays is incident on the photoelectric conversion unit 21, an analog voltage is output from the amplifier circuit 22 of the detection element 20 in the same manner as described above, and the voltage value is the reference voltage V0. If it is above, the digital signal of “1” is output from the comparator 23. However, if the energy of natural radiation incident on the photoelectric conversion unit 21 is large and the analog voltage output from the amplifier circuit 22 is equal to or higher than the mask reference voltage Vth, the mask comparator 25 (see FIG. 3). The digital signal of “1” is output from, and the mask circuit 26 masks the input of the digital signal of “1” from the comparator 23 to the count circuit 24.

そのため、光電変換部２１にこの自然放射線が入射した時刻が時刻ｔａであるとすると、図６（Ｂ）に示すように、時刻ｔａに光電変換部２１に自然放射線が入射しても、そのタイミングでは、検出素子２０のコンパレーター２３からカウント回路２４には「１」のデジタル信号が入力されない状態になる。そのため、その時刻ｔａには、カウント回路２４のカウント値Ｎすなわち光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎは増加しない。   For this reason, if the time when the natural radiation is incident on the photoelectric conversion unit 21 is time ta, even if the natural radiation is incident on the photoelectric conversion unit 21 at time ta as shown in FIG. Then, the digital signal “1” is not input from the comparator 23 of the detection element 20 to the count circuit 24. Therefore, at the time ta, the count value N of the count circuit 24, that is, the number N of photons of X-rays or electromagnetic waves incident on the photoelectric conversion unit 21 does not increase.

このように、本実施形態では、少なくとも、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値がマスク用基準電圧Ｖth以上になるようなエネルギーが大きな自然放射線が光電変換部２１に入射しても、検出素子２０のカウント回路２４ではそれにより「光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎ」を加算しないようになっている。すなわち、少なくともエネルギーが大きな自然放射線については、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数としてカウントしないようにすることが可能となり、カウント回路２４でカウントされる上記の個数Ｎに、自然放射線によるノイズが含まれてしまうことを的確に防止することが可能となる。   As described above, in the present embodiment, even when natural radiation having a large energy such that at least the voltage value of the analog value output from the amplifier circuit 22 is equal to or higher than the mask reference voltage Vth is incident on the photoelectric conversion unit 21. Therefore, the count circuit 24 of the detection element 20 does not add “the number N of photons of X-rays or electromagnetic waves incident on the photoelectric conversion unit 21”. That is, at least for natural radiation having a large energy, it is possible not to count as the number of X-rays or electromagnetic photons incident on the photoelectric conversion unit 21, and the number N counted by the counting circuit 24 is It is possible to accurately prevent noise due to natural radiation from being included.

そして、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が終了すると、制御手段３０（図３参照）は、各検出素子２０に信号を送信する。そして、信号に応じて各検出素子２０からカウント回路２４から、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎの情報が送信されてくると、制御手段３０は、それらの情報を記憶手段３３に順次保存させる。また、制御手段３０は、通信部３４を制御してアンテナ３５やコネクター４を介して記憶手段３３に保存されている個数Ｎの情報を外部装置に無線方式や有線方式で転送する。   When the X-ray irradiation from the X-ray generator is completed, the control means 30 (see FIG. 3) transmits a signal to each detection element 20. Then, when information on the number N of photons of X-rays or electromagnetic waves incident on the photoelectric conversion unit 21 is transmitted from each detection element 20 according to the signal from the count circuit 24, the control unit 30 transmits the information. The data are sequentially stored in the storage unit 33. In addition, the control unit 30 controls the communication unit 34 to transfer the number N of information stored in the storage unit 33 via the antenna 35 and the connector 4 to the external device by a wireless method or a wired method.

Ｘ線撮影では、Ｘ線画像撮影装置１の各検出素子２０のうち、被写体である患者の骨や内臓等のようにＸ線が散乱されたり吸収されたりし易い身体の部分に対応する位置の検出素子２０では、入射するＸ線の量が少なくなり、Ｘ線をより透過し易い身体の部分に対応する位置の検出素子２０では、入射するＸ線の量が多くなる。そのため、各検出素子２０のカウント回路２４でカウントされた上記の個数Ｎは、従来のＸ線画像撮影装置で撮影されるＸ線画像と同様に、患者の身体の各部の組織（病変部等も含む。）の情報を担持したものとなる。   In the X-ray imaging, positions of the detection elements 20 of the X-ray imaging apparatus 1 corresponding to body parts where the X-rays are easily scattered or absorbed, such as the bones and internal organs of a patient as a subject. In the detection element 20, the amount of incident X-rays decreases, and in the detection element 20 at a position corresponding to a body part that is more likely to transmit X-rays, the amount of incident X-rays increases. Therefore, the number N counted by the count circuit 24 of each detection element 20 is similar to the X-ray image captured by the conventional X-ray image capturing apparatus, as is the tissue of each part of the patient's body (including the lesioned part). Information).

そのため、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１で検出素子２０ごとの個数Ｎの情報に対して的確に処理を行うことで、従来のＸ線画像撮影装置で撮影された画像データの場合と同様に、的確にＸ線画像を生成することが可能となる。なお、画像処理の仕方等については後で説明する。   For this reason, the X-ray imaging apparatus 1 according to this embodiment accurately processes the number N of information for each detection element 20 to obtain image data captured by a conventional X-ray imaging apparatus. Similarly, an X-ray image can be accurately generated. The method of image processing and the like will be described later.

［効果］
次に、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１の効果について説明する。ここで、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１の優れた作用効果を説明するために、従来のＸ線画像撮影装置で撮影時に行われていた処理について簡単に説明する。 [effect]
Next, effects of the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment will be described. Here, in order to explain the excellent operation and effect of the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment, processing performed at the time of imaging with the conventional X-ray imaging apparatus will be briefly described.

前述したように、例えば特許文献２〜４等に記載されている従来のＸ線画像撮影装置では、撮影前に、通常、各検出素子のリセット処理が行われる。そして、Ｘ線発生装置から被写体を介してＸ線画像撮影装置にＸ線を照射する際にこのリセット処理が行われていると、Ｘ線の照射により検出素子内で発生した電荷が検出素子内から流出してしまうため、各検出素子内で発生した電荷の量に担持された被写体の病変部等の貴重な情報が失われてしまう。Ｘ線発生装置から被写体を介してＸ線画像撮影装置にＸ線を照射する際には、各検出素子のリセット処理を停止し、各検出素子のスイッチ素子を全てオフ状態にして、Ｘ線の照射により検出素子内で発生した電荷を検出素子内に蓄積させる電荷蓄積状態に移行させることが必要になる。   As described above, for example, in the conventional X-ray imaging apparatuses described in Patent Documents 2 to 4 and the like, the reset processing of each detection element is usually performed before imaging. If this reset process is performed when the X-ray imaging apparatus is irradiated with X-rays from the X-ray generation apparatus through the subject, the charge generated in the detection element due to the X-ray irradiation is generated in the detection element. Therefore, valuable information such as a lesioned part of the object carried by the amount of charge generated in each detection element is lost. When irradiating the X-ray imaging apparatus from the X-ray generator through the subject, the reset process of each detection element is stopped, all the switch elements of each detection element are turned off, It is necessary to shift to a charge accumulation state in which charges generated in the detection element by irradiation are accumulated in the detection element.

また、前述したように、Ｘ線画像撮影装置とＸ線発生装置との間で信号のやり取りを行えない、或いは行わない場合（以下、このような場合を非連携方式という。）には、Ｘ線画像撮影装置自体で、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始されたことを検出するように構成し、Ｘ線の照射開始を検出すると即座に各検出素子のリセット処理を停止し、各検出素子のスイッチ素子を全てオフ状態にして電荷蓄積状態に移行させるように構成することが必要になる。   In addition, as described above, when signals cannot be exchanged between the X-ray imaging apparatus and the X-ray generator (hereinafter, such cases are referred to as non-cooperative methods), X The line image capturing device itself is configured to detect that the X-ray irradiation from the X-ray generation device has started, and immediately stops the reset process of each detection element upon detecting the start of X-ray irradiation, It is necessary to configure so that all the switch elements of each detection element are turned off to shift to the charge accumulation state.

すなわち、従来のＸ線画像撮影装置を用いて非連携方式でＸ線撮影を行う場合、少なくとも（１）Ｘ線画像撮影装置自体でＸ線発生装置からのＸ線の照射が開始されたことを検出することと、（２）Ｘ線の照射開始を検出したら即座に電荷蓄積状態に移行することが必要であった。   That is, when performing X-ray imaging in a non-cooperative manner using a conventional X-ray imaging apparatus, at least (1) X-ray irradiation from the X-ray generation apparatus has been started in the X-ray imaging apparatus itself. It was necessary to detect and (2) immediately shift to the charge accumulation state when the start of X-ray irradiation was detected.

そして、上記の（１）の点においては、前述したように、例えば可搬型のＸ線画像撮影装置を被写体である患者の身体にあてがう等する際にＸ線画像撮影装置に衝撃や振動等が加わると、衝撃や振動等によって、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始されていないにもかかわらず、Ｘ線画像撮影装置がＸ線の照射が開始されたと誤検出してしまう虞れがあった。そして、このような現象が生じる原因の１つとして、振動等によりフレキシブル回路基板（フレキシブル配線基板、フレキシブルプリント基板等ともいう。）が振動することが考えられている。   In the above point (1), as described above, for example, when the portable X-ray imaging apparatus is applied to the patient's body as a subject, the X-ray imaging apparatus is subjected to shock, vibration, or the like. If applied, the X-ray imaging apparatus may erroneously detect that X-ray irradiation has started even though X-ray irradiation from the X-ray generator has not started due to impact or vibration. was there. One possible cause of such a phenomenon is that a flexible circuit board (also referred to as a flexible wiring board or a flexible printed circuit board) vibrates due to vibration or the like.

すなわち、従来のＸ線画像撮影装置では、Ｘ線の照射開始の判断に用いられるデータがアナログ値の状態でフレキシブル回路基板上を送信されるように構成される場合があるが、このような場合、Ｘ線画像撮影装置に衝撃や振動等が加わってフレキシブル回路基板が振動すると、その振動が、アナログ値のデータにノイズとして重畳されてしまい、Ｘ線が照射されていないにもかかわらす、アナログ値のデータに振動等によるノイズが重畳されて照射開始判定用の閾値を越える等することで、Ｘ線画像撮影装置が、Ｘ線の照射が開始されたと誤検出してしまった。   That is, in the conventional X-ray imaging apparatus, data used to determine the start of X-ray irradiation may be configured to be transmitted on the flexible circuit board in an analog value state. When the flexible circuit board vibrates due to impact or vibration applied to the X-ray imaging apparatus, the vibration is superimposed on the analog value data as noise, and the X-ray imaging apparatus is not irradiated with X-rays. The X-ray imaging apparatus erroneously detects that X-ray irradiation has started because noise due to vibration or the like is superimposed on the value data and exceeds a threshold value for determining irradiation start.

それに対し、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、上記のように検出素子２０として、入射したＸ線（直接型の場合）や電磁波（間接型の場合）の光子の個数Ｎをカウント回路２４（図３参照）でカウントするフォトカウンティング方式の検出素子２０が用いられている。   On the other hand, in the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment, as described above, the detection element 20 counts the number N of incident X-rays (in the case of direct type) and electromagnetic waves (in the case of indirect type). A photo-counting detection element 20 that counts in the circuit 24 (see FIG. 3) is used.

このようなフォトンカウンティング方式の検出素子２０では、上記の従来のＸ線画像撮影装置における検出素子のように、各検出素子のスイッチ素子を全てオフ状態にして、Ｘ線の照射により検出素子内で発生した電荷を検出素子内に蓄積させるための電荷蓄積状態に移行する操作を行う必要がない（上記の（２）参照）。   In such a detection element 20 of the photon counting method, like the detection elements in the conventional X-ray imaging apparatus described above, all the switch elements of each detection element are turned off, and X-ray irradiation is performed in the detection elements. There is no need to perform an operation for shifting to a charge accumulation state for accumulating the generated charges in the detection element (see (2) above).

すなわち、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１におけるフォトンカウンティング方式の検出素子２０では、上記のように、光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が入射して電荷（電子正孔対）が発生すると、従来のＸ線画像撮影装置のようにそれを光電変換部２１内に一旦蓄積させることなく、すぐにアンプ回路２２で増幅してコンパレーター２３で基準電圧Ｖ０と比較してカウント回路２４でカウントする。このように、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、Ｘ線や電磁波が光電変換部２１に入射したことにより光電変換部２１内で発生した電荷を光電変換部２１内に溜めておく必要がない。そのため、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１におけるフォトンカウンティング方式の検出素子２０では電荷蓄積状態に移行するという概念がない。   That is, in the photon counting type detection element 20 in the X-ray imaging apparatus 1 according to this embodiment, as described above, photons of X-rays or electromagnetic waves are incident on the photoelectric conversion unit 21 and charge (electron hole pair). Is generated in the photoelectric converter 21 without being temporarily stored in the photoelectric conversion unit 21 as in the conventional X-ray imaging apparatus, and immediately amplified by the amplifier circuit 22 and compared with the reference voltage V0 by the comparator 23. Count at 24. As described above, in the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment, charges generated in the photoelectric conversion unit 21 due to X-rays or electromagnetic waves entering the photoelectric conversion unit 21 are accumulated in the photoelectric conversion unit 21. There is no need. For this reason, the photon counting type detection element 20 in the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment has no concept of shifting to the charge accumulation state.

そのため、従来のＸ線画像撮影装置では、各検出素子を的確に電荷蓄積状態に移行させる必要があるために装置自体でＸ線の照射が開始されたことを検出する照射開始の検出処理を行うことが必須の要件になったが、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、上記のように検出素子２０を電荷蓄積状態に移行させる必要がないため、そもそもＸ線画像撮影装置１自体で、Ｘ線の照射開始の検出処理を行う必要がない（上記の（１）参照）。   For this reason, in the conventional X-ray imaging apparatus, since it is necessary to accurately shift each detection element to the charge accumulation state, the apparatus itself performs irradiation start detection processing for detecting that X-ray irradiation has started. However, in the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment, since it is not necessary to shift the detection element 20 to the charge accumulation state as described above, the X-ray imaging apparatus 1 itself is originally required. Therefore, it is not necessary to perform the X-ray irradiation start detection process (see (1) above).

すなわち、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始される前にＸ線画像撮影装置１を起動させて光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎを各検出素子２０で的確にカウントできる状態にすれば、後は、各検出素子２０が上記のように動作して、例えば図６（Ａ）、（Ｂ）に示したように光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が入射するごとにいわば自動的にその個数Ｎをカウントしていく。   That is, before the X-ray generation from the X-ray generator is started, the X-ray imaging apparatus 1 is activated and the number N of X-rays or electromagnetic photons incident on the photoelectric conversion unit 21 is determined by each detection element 20. If the state can be accurately counted, then each detection element 20 operates as described above. For example, as shown in FIGS. 6 (A) and 6 (B), the photoelectric conversion unit 21 receives X-rays and electromagnetic waves. Each time a photon is incident, the number N is automatically counted.

本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、このように、そもそもＸ線の照射開始の検出処理を行う必要がないため、Ｘ線の照射開始を誤検出するという事態が生じることはない。そして、このように、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、従来のＸ線画像撮影装置のように衝撃や振動等が加わっても誤検出が生じることがないため、前述したように撮影の際にＸ線画像撮影装置にポジショニングが完了したことを認識させるための操作等を行う必要がない。そのため、放射線技師等にとって、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１は使い勝手が良いものとなる。   Since the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment does not need to perform the X-ray irradiation start detection process in the first place as described above, there is no possibility of erroneously detecting the X-ray irradiation start. As described above, in the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment, no erroneous detection occurs even when an impact, vibration, or the like is applied unlike the conventional X-ray imaging apparatus. There is no need to perform an operation or the like for causing the X-ray imaging apparatus to recognize that the positioning has been completed at the time of imaging. Therefore, the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment is easy to use for radiologists and the like.

そして、上記のように、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１の各検出素子２０でカウントされた上記の光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎは、その検出素子２０に対応する患者の身体の組織（病変部等も含む。）の情報を担持したものとなる。そのため、このような個数Ｎの情報に基づいてＸ線画像を生成することで、患者の身体の各部の組織が濃淡で表された的確なＸ線画像を生成することが可能となり、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１を用いてＸ線撮影を的確に行うことが可能となる。   As described above, the number N of photons of X-rays or electromagnetic waves incident on the photoelectric conversion unit 21 counted by each detection element 20 of the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment is the detection element. 20 carries information on the patient's body tissue (including lesions and the like) corresponding to 20. Therefore, by generating an X-ray image based on such information on the number N, it is possible to generate an accurate X-ray image in which tissues of each part of the patient's body are expressed in shades. X-ray imaging can be accurately performed using the X-ray imaging apparatus 1 according to the above.

一方、本実施形態では、図５に示したように、検出素子２０のアンプ回路２２やコンパレーター２３、カウント回路２４等が、検出素子２０の回路部２０ｃ内に形成され、回路部２０ｃと光電変換部２１等とが一体的に形成されている。すなわち、本実施形態では、検出素子２０のアンプ回路２２やコンパレーター２３、カウント回路２４等の間を、例えばフレキシブル回路基板で接続するような構成にはなっていない。そのため、Ｘ線画像撮影装置１に振動等が加わっても、検出素子２０には、フレキシブル回路基板のように振動する要素がないため、光電変換部２１からカウント回路２４までの経路でノイズが入り込む余地がない。   On the other hand, in this embodiment, as shown in FIG. 5, the amplifier circuit 22, the comparator 23, the count circuit 24, and the like of the detection element 20 are formed in the circuit unit 20 c of the detection element 20, and The conversion unit 21 and the like are integrally formed. That is, in this embodiment, the amplifier circuit 22, the comparator 23, the count circuit 24, and the like of the detection element 20 are not configured to be connected by, for example, a flexible circuit board. Therefore, even if vibration or the like is applied to the X-ray imaging apparatus 1, noise does not enter the detection element 20 like the flexible circuit board, and therefore noise enters the path from the photoelectric conversion unit 21 to the count circuit 24. There is no room.

そのため、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、上記の従来のＸ線画像撮影装置のように、装置に衝撃や振動等が加わっても、読み出されるデータ（本実施形態のＸ線画像撮影装置１ではアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧やコンパレーター２３から出力されるデジタル信号等）にノイズが重畳されるような現象は生じないという特徴もある。   For this reason, in the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment, as in the conventional X-ray imaging apparatus described above, data that is read out even when an impact or vibration is applied to the apparatus (the X-ray image of the present embodiment). The photographing apparatus 1 is also characterized in that a phenomenon in which noise is superimposed on an analog value voltage output from the amplifier circuit 22 or a digital signal output from the comparator 23 does not occur.

また、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、各検出手段２０のコンパレーター２３でアンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧がデジタル信号に変換される。そして、カウント回路２４でカウントされる上記の回数Ｎもデジタル化されている。そのため、例えば、各検出手段２０から回数Ｎの情報が出力される時点で、上記のようにＸ線画像撮影装置１に衝撃や振動が加わる等して、回数Ｎの情報にノイズが重畳される等しても、例えば誤り訂正符号を用いた誤り検出訂正（error detection and correction）等の公知の技術を用いて的確に訂正することが可能となる。   In the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment, the analog voltage output from the amplifier circuit 22 is converted into a digital signal by the comparator 23 of each detection unit 20. The number N of times counted by the count circuit 24 is also digitized. Therefore, for example, when the information of the number of times N is output from each detection unit 20, noise is superimposed on the information of the number of times N due to an impact or vibration applied to the X-ray imaging apparatus 1 as described above. Even if they are equal, for example, it is possible to accurately correct using known techniques such as error detection and correction using an error correction code.

なお、従来のＸ線画像撮影装置では、上記の（２）に示したように、Ｘ線の照射開始を検出すると全てのスイッチ素子をオフ状態にして電荷蓄積状態に移行する。その際、検出素子内では、検出素子自体の熱（温度）による熱励起等によりいわゆる暗電荷（暗電流等ともいう。）が常時発生しているため、このようにスイッチ素子をオフ状態にすると、Ｘ線の照射により検出素子内で発生した電荷だけでなく、暗電荷も検出素子内に蓄積されることになる。そのため、検出素子から読み出される電荷から生成される画像データには、暗電荷に起因するオフセット分が重畳されることになる。   In the conventional X-ray imaging apparatus, as shown in the above (2), when the start of X-ray irradiation is detected, all the switch elements are turned off to shift to the charge accumulation state. At that time, since a so-called dark charge (also referred to as dark current) is constantly generated in the detection element due to thermal excitation by the heat (temperature) of the detection element itself, when the switch element is turned off in this way, In addition to the charges generated in the detection element by the X-ray irradiation, dark charges are also accumulated in the detection element. For this reason, the offset due to the dark charge is superimposed on the image data generated from the charge read from the detection element.

そのため、従来のＸ線画像撮影装置では、Ｘ線撮影の前や後に、Ｘ線画像撮影装置にＸ線を照射しない状態で、Ｘ線撮影時と同じ時間だけ全てのスイッチ素子をオフ状態にして電荷蓄積を行わせ、蓄積された暗電荷を読み出して、上記の暗電荷に起因するオフセット分に相当するオフセットデータを読み出す処理が行われていた。そして、後の画像処理では、画像データからオフセットデータを減算していわゆる真の画像データを算出し、この真の画像データに基づいてＸ線画像を生成していた。しかし、従来のＸ線画像撮影装置では、上記のようにＸ線撮影の前や後にオフセットデータの読み出し処理を行う分だけ、撮影に要する時間が長くなっていた。   Therefore, in the conventional X-ray imaging apparatus, before and after X-ray imaging, all the switch elements are turned off for the same time as the X-ray imaging without irradiating the X-ray imaging apparatus. A process has been performed in which charge accumulation is performed, the accumulated dark charge is read, and offset data corresponding to the offset due to the dark charge is read. In subsequent image processing, offset data is subtracted from the image data to calculate so-called true image data, and an X-ray image is generated based on the true image data. However, in the conventional X-ray imaging apparatus, the time required for imaging is increased by performing the offset data reading process before and after X-ray imaging as described above.

それに対し、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、上記のように、電荷蓄積という処理を行う必要がなく、光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が入射すると即座に検出素子２０のコンパレーター２３でデジタル信号に変換してカウント回路２４に出力する。そのため、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、カウント回路２４でカウントされる上記の個数Ｎに、上記の暗電荷に起因するオフセット分のような成分は含まれず、個数Ｎの情報をそのまま真の画像データとして用いることができる。   On the other hand, in the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment, as described above, it is not necessary to perform the process of charge accumulation, and when the X-ray or electromagnetic photons are incident on the photoelectric conversion unit 21, the detection element 20 is immediately generated. The comparator 23 converts the signal into a digital signal and outputs it to the count circuit 24. Therefore, in the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment, the number N counted by the count circuit 24 does not include a component such as the offset due to the dark charge, and information on the number N is stored. It can be used as it is as true image data.

このように、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、従来のＸ線画像撮影装置のようにＸ線撮影の前や後にオフセットデータの読み出し処理を行わないため、少なくともその分だけ撮影に要する時間が従来のＸ線画像撮影装置に比べて短くすることが可能となるといったメリットも有している。   As described above, the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment does not perform the offset data reading process before or after the X-ray imaging unlike the conventional X-ray imaging apparatus. There is also an advantage that the time required can be shortened as compared with the conventional X-ray imaging apparatus.

［ノイズの影響を除去するための構成等について］
上記の実施形態では、上記のように、アンプ回路２２やコンパレーター２３、カウント回路２４等を回路部２０ｃ内に形成し、それと光電変換部２１等とを一体的に形成することで、Ｘ線画像撮影装置１に衝撃や振動等が加わっても、それによりカウント回路２４でカウントされる上記の個数Ｎの情報にノイズが重畳されないように構成されている。 [Configuration for removing the effects of noise]
In the above-described embodiment, as described above, the amplifier circuit 22, the comparator 23, the count circuit 24, and the like are formed in the circuit unit 20c, and the photoelectric conversion unit 21 and the like are integrally formed, so that the X-ray Even if an impact, vibration, or the like is applied to the image photographing device 1, noise is not superimposed on the information of the number N counted by the count circuit 24.

また、上記の実施形態では、上記のように、マスク用コンパレーター２５やマスク回路２６を設け、光電変換部２１に所定の閾値Ｅth以上のエネルギーを有する自然放射線が入射してもそれを検出素子２０のカウント回路２４で光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の個数Ｎとしてカウントしないように構成することで、同様に、カウント回路２４でカウントされる上記の個数Ｎの情報にノイズが重畳されないようになっている。   In the above embodiment, as described above, the mask comparator 25 and the mask circuit 26 are provided, and even if natural radiation having energy equal to or higher than the predetermined threshold Eth is incident on the photoelectric conversion unit 21, it is detected. Similarly, the 20 count circuit 24 is configured not to count the number N of X-rays or electromagnetic waves incident on the photoelectric conversion unit 21, and similarly, noise is superimposed on the information of the number N counted by the count circuit 24. Not to be.

ところで、上記の実施形態の構成では、光電変換部２１に入射した自然放射線のエネルギーが上記の所定の閾値Ｅth未満であり、そのような自然放射線が光電変換部２１に入射したことにより検出素子２０のアンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が基準電圧Ｖ０以上であれば、カウント回路２４は、それを光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎとしてカウントすることになる。   By the way, in the configuration of the above-described embodiment, the energy of natural radiation incident on the photoelectric conversion unit 21 is less than the predetermined threshold Eth, and the detection element 20 is obtained when such natural radiation is incident on the photoelectric conversion unit 21. If the value of the analog value output from the amplifier circuit 22 is equal to or higher than the reference voltage V0, the count circuit 24 counts it as the number N of X-rays or electromagnetic photons incident on the photoelectric conversion unit 21. become.

一方、上記の実施形態では、Ｘ線発生装置からＸ線が照射されている間は、Ｘ線画像撮影装置１の検出素子２０でＸ線や電磁波が検出され、光電変換部２１にＸ線や電磁波の光子が入射すればそれをカウント回路２４でカウントしていく。しかし、Ｘ線発生装置からＸ線が照射されていない場合には、Ｘ線画像撮影装置１の光電変換部２１にはＸ線や電磁波の光子が入射しないため、検出素子２０のカウント回路２４におけるカウント数すなわち上記の個数Ｎは増加しない。このことを前提として説明した。   On the other hand, in the above embodiment, X-rays and electromagnetic waves are detected by the detection element 20 of the X-ray imaging apparatus 1 while X-rays are emitted from the X-ray generator, and X-rays and electromagnetic waves are detected by the photoelectric conversion unit 21. If an electromagnetic photon is incident, it is counted by the count circuit 24. However, when X-rays are not irradiated from the X-ray generator, X-rays or photons of electromagnetic waves are not incident on the photoelectric conversion unit 21 of the X-ray imaging apparatus 1, and therefore in the count circuit 24 of the detection element 20. The number of counts, that is, the number N is not increased. The explanation was made on the assumption of this.

すなわち、各検出素子２０のカウント回路２４で上記の個数Ｎがカウントされる様子を図６（Ａ）等と同様にグラフに縦線で表すと、ノイズ等がない理想的な状態では、例えば図７（Ａ）に示すように、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始される前は、各検出素子２０のカウント回路２４で上記の個数Ｎがカウントされることはなく、例えば時刻ＴｓでＸ線発生装置からのＸ線の照射が開始されると、その時刻Ｔｓ以降、各検出素子２０のカウント回路２４で個数Ｎがカウントされる状態になる。そして、時刻ＴｅでＸ線発生装置からのＸ線の照射が終了すると、その時刻Ｔｅ以降は、各検出素子２０のカウント回路２４では上記の個数Ｎがカウントされない状態に戻る。   That is, when the number N is counted by the count circuit 24 of each detection element 20 as represented by a vertical line in the graph as in FIG. 6A and the like, in an ideal state where there is no noise, for example, FIG. As shown in FIG. 7A, before the X-ray irradiation from the X-ray generator is started, the number N is not counted by the count circuit 24 of each detection element 20, for example, at time Ts. When the X-ray irradiation from the X-ray generator is started, the number N is counted by the count circuit 24 of each detection element 20 after the time Ts. When the X-ray irradiation from the X-ray generator is completed at time Te, the number N is not counted in the count circuit 24 of each detection element 20 after that time Te.

そのため、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が終了した時刻Ｔｅ以降であれば、制御手段３０が、時刻Ｔ１で各検出素子２０のカウント回路２４から上記の個数Ｎの情報を送信させても、時刻Ｔ２で送信させても、同じ個数Ｎの情報が各検出素子２０のカウント回路２４から送信されてくる。そのため、上記のように、この理想的な状態では、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が終了すれば、任意のタイミングで（すなわち任意の時刻に）各検出素子２０のカウント回路２４から個数Ｎの情報を送信させることができる。   Therefore, even after the time Te at which the X-ray irradiation from the X-ray generator is completed, the control unit 30 may transmit the number N of information from the count circuit 24 of each detection element 20 at the time T1. Even when transmission is performed at time T2, the same number N of information is transmitted from the count circuit 24 of each detection element 20. Therefore, as described above, in this ideal state, when the X-ray irradiation from the X-ray generator is completed, the number from the count circuit 24 of each detection element 20 at an arbitrary timing (that is, at an arbitrary time). N information can be transmitted.

しかし、実際には、上記のように、光電変換部２１に入射した自然放射線のエネルギーが上記の所定の閾値Ｅth未満であるような場合には、検出素子２０のカウント回路２４で上記の個数Ｎとしてカウントされる。また、それ以外の原因で、ノイズが上記の個数Ｎとしてカウントされる可能性もある。そのため、実際には、図７（Ｂ）に示すように、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始される前や、Ｘ線の照射が終了した後でも、各検出素子２０のカウント回路２４で上記の個数Ｎがカウントされる可能性がある。   However, in practice, as described above, when the energy of the natural radiation incident on the photoelectric conversion unit 21 is less than the predetermined threshold Eth, the count circuit 24 of the detection element 20 performs the number N described above. Is counted as In addition, noise may be counted as the above number N for other reasons. Therefore, in practice, as shown in FIG. 7B, the count circuit of each detection element 20 before the X-ray irradiation from the X-ray generator is started or after the X-ray irradiation is finished. The number N may be counted at 24.

そのため、上記のように、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が終了した後、制御手段３０が、時刻Ｔ１で各検出素子２０のカウント回路２４から送信させた場合の上記の個数Ｎと、それより後の時刻Ｔ２で送信させた場合の上記の個数Ｎは、異なる個数になる。また、いずれもノイズにより誤ってカウントされた個数が含まれている。   Therefore, as described above, after the irradiation of X-rays from the X-ray generator is completed, the control unit 30 transmits the number N described above when transmitted from the count circuit 24 of each detection element 20 at time T1, The number N when transmitting at a later time T2 is a different number. Each of them includes the number counted erroneously due to noise.

そこで、例えば、以下のように構成することにより、検出素子２０のカウント回路２４でカウントされた上記の個数Ｎに、少なくとも、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が開始される前や、Ｘ線の照射が終了した後に生じたノイズ（エネルギーが低い自然放射線の入射を含む。）をカウントしたことによる個数が含まれないようにすることが可能である。   Therefore, for example, by configuring as follows, the number N counted by the count circuit 24 of the detection element 20 is at least before X-ray irradiation from the X-ray generator is started, It is possible not to include the number by counting the noise (including the incidence of natural radiation having low energy) generated after the irradiation of the line is completed.

［構成１］
すなわち、例えば、各検出素子２０のカウント回路２４で上記の個数Ｎをカウントする処理と同時に、例えば制御手段３０（図３参照）で、Ｘ線発生装置からＸ線の照射が開始された時刻Ｔｓと照射が終了した時刻Ｔｅを割り出すように構成することが可能である。なお、この場合のＸ線発生装置からＸ線の照射が開始された時刻Ｔｓの割り出し処理は、上記のように個数Ｎからノイズの影響を除去するための処理であり、前述した従来のＸ線画像撮影装置における電荷蓄積状態に移行するためのＸ線の照射開始の検出処理とは異なる。 [Configuration 1]
That is, for example, simultaneously with the process of counting the number N by the count circuit 24 of each detection element 20, the time Ts at which X-ray irradiation is started from the X-ray generator by the control means 30 (see FIG. 3), for example. It is possible to determine the time Te when the irradiation is completed. In this case, the process of determining the time Ts when the X-ray generation is started from the X-ray generator is a process for removing the influence of noise from the number N as described above, and the conventional X-ray described above. This is different from the X-ray irradiation start detection process for shifting to the charge accumulation state in the image capturing apparatus.

具体的には、例えば、上記のようにして検出素子２０のカウント回路２４がコンパレーター２３から出力されたデジタル信号の「０」から「１」への立ち上がりを検出して個数Ｎを１だけ増加させる（すなわち個数Ｎをカウントする）処理を行うと同時に、カウント回路２４から制御手段３０に個数Ｎを増加させた旨を表す信号を送信する。   Specifically, for example, as described above, the count circuit 24 of the detection element 20 detects the rising of the digital signal output from the comparator 23 from “0” to “1”, and increases the number N by one. At the same time as the process of counting (ie, counting the number N), a signal indicating that the number N has been increased is transmitted from the count circuit 24 to the control means 30.

そして、制御手段３０は、各検出素子２０のカウント回路２４から送信されてくる信号を常時監視し、例えば、１秒等に設定された単位時間前から現時点までに送信されてきた信号の数を、単位時間あたりの個数ｎとして算出する。そして、図７（Ａ）、（Ｂ）に示したようにＸ線発生装置からＸ線の照射が開始されると単位時間あたりの個数ｎが増加することから、単位時間あたりの個数ｎに所定の閾値を設けておき、算出した単位時間あたりの個数ｎが閾値以上になった時刻をＸ線の照射が開始された時刻Ｔｓとして割り出す。また、このように算出した単位時間あたりの個数ｎが一旦閾値以上になった後、閾値未満になった場合にその時刻をＸ線の照射が終了した時刻Ｔｅとして割り出すように構成する。   And the control means 30 always monitors the signal transmitted from the count circuit 24 of each detection element 20, For example, the number of the signals transmitted from the unit time set to 1 second etc. to the present time is shown. , And calculated as the number n per unit time. Then, as shown in FIGS. 7A and 7B, the number n per unit time increases when X-ray irradiation is started from the X-ray generator, so the number n per unit time is predetermined. The time when the calculated number n per unit time is equal to or greater than the threshold is determined as the time Ts when the X-ray irradiation is started. Further, when the number n per unit time calculated in this way once exceeds the threshold value and then becomes less than the threshold value, the time is determined as the time Te when the X-ray irradiation ends.

そして、制御手段３０は、Ｘ線の照射が開始された時刻Ｔｓを割り出す前、或いはＸ線の照射が終了した時刻Ｔｅを割り出した後に、信号を送信してきた検出素子２０に対して、当該検出素子２０のカウント回路２４におけるカウント数Ｎすなわち上記の個数Ｎを１だけ減らすように指示する信号を送信する。そして、この信号を受信した検出素子２０は、カウント回路２４における上記の個数Ｎを１だけ減らす。   Then, the control unit 30 detects the detection element 20 that has transmitted a signal before calculating the time Ts when the X-ray irradiation is started or after determining the time Te when the X-ray irradiation is ended. A signal instructing to reduce the count number N in the count circuit 24 of the element 20, that is, the number N described above by 1, is transmitted. The detection element 20 that has received this signal reduces the number N in the count circuit 24 by one.

このように構成すれば、例えば図７（Ｂ）に示したような時刻に各検出素子２０のカウント回路２４で上記の個数Ｎがカウントされたとしても、少なくとも、Ｘ線の照射が開始された時刻Ｔｓより前や、Ｘ線の照射が終了した時刻Ｔｅより後に、カウント回路２４でカウントした個数Ｎについては個数Ｎを増加させない、すなわち光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子の個数Ｎとしてカウントしないようにすることが可能となる。   With this configuration, even if the number N is counted by the count circuit 24 of each detection element 20 at the time as shown in FIG. 7B, for example, at least X-ray irradiation is started. Before the time Ts or after the time Te when the X-ray irradiation ends, the number N counted by the count circuit 24 is not increased, that is, the number of photons of X-rays or electromagnetic waves incident on the photoelectric conversion unit 21. It is possible not to count as N.

そして、制御手段３０は、このようにして、各検出素子２０のカウント回路２４でカウントされた上記の個数Ｎから、Ｘ線の照射開始時刻Ｔｓより前や照射終了時刻Ｔｅより後に生じたノイズに基づく個数Ｎを除去することが可能となり、各検出素子２０のカウント回路２４における上記の個数Ｎを、照射開始時刻Ｔｓから照射終了時刻Ｔｅまでの間だけでカウント回路２４でカウントされた個数Ｎとすることが可能となる。   Then, the control means 30 takes the noise N generated before the irradiation start time Ts or after the irradiation end time Te from the number N counted by the count circuit 24 of each detection element 20 in this way. It is possible to remove the number N based on the number N counted in the count circuit 24 only from the irradiation start time Ts to the irradiation end time Te. It becomes possible to do.

そして、制御手段３０は、以上の処理を行ったうえで、各検出素子２０のカウント回路２４から個数Ｎの情報を送信させて、記憶手段３３（図３参照）に保存させたり、通信部３４を介して、図８に示すように無線方式や有線方式で外部の画像処理装置Ｃに検出素子２０ごとの個数Ｎの情報を転送するように構成することが可能である。   Then, after performing the above processing, the control means 30 transmits information of the number N from the count circuit 24 of each detection element 20 and stores it in the storage means 33 (see FIG. 3) or the communication unit 34. As shown in FIG. 8, the number N of information for each detection element 20 can be transferred to an external image processing apparatus C by a wireless method or a wired method.

そして、画像処理装置Ｃで、送信されてきた個数Ｎの情報に基づいてＸ線画像を生成することにより、ノイズの影響が低減されたＸ線画像を生成することが可能となる。   Then, by generating an X-ray image based on the transmitted number N of information in the image processing device C, it is possible to generate an X-ray image with reduced influence of noise.

［構成２］
また、上記の構成１のように、各検出素子２０のカウント回路２４で個数Ｎをカウントする処理と同時並行で、制御手段３０で、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射開始時刻Ｔｓと照射終了時刻Ｔｅを割り出すように構成する代わりに、Ｘ線撮影の終了後、各検出素子２０のカウント回路２４から上記の個数Ｎの情報を送信させた後で、これらの個数Ｎの情報を時間的に解析して、Ｘ線の照射開始時刻Ｔｓや照射終了時刻Ｔｅを割り出すように構成することも可能である。 [Configuration 2]
Further, as in the above-described configuration 1, in parallel with the process of counting the number N by the count circuit 24 of each detection element 20, the control means 30 and the irradiation start time Ts and irradiation of the X-ray from the X-ray generator are performed by the control means 30. Instead of configuring to determine the end time Te, after the X-ray imaging is completed, the number N of information is transmitted from the count circuit 24 of each detection element 20, and then the number N of information is temporally converted. The X-ray irradiation start time Ts and the irradiation end time Te can be determined by analyzing the above.

しかし、上記の実施形態や構成１では、各検出素子２０のカウント回路２４でどの時刻に個数Ｎがカウントされたか分からないため、この場合は、検出素子２０のカウント回路２４は、上記のように個数Ｎをカウントするとともに、カウントした時刻ｔの情報をも保存するように構成される。   However, in the above embodiment and configuration 1, since it is not known at which time the number N is counted by the count circuit 24 of each detection element 20, in this case, the count circuit 24 of the detection element 20 is as described above. While counting the number N, it is comprised so that the information of the counted time t may also be preserve | saved.

そして、制御手段３０は、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が終了した後、例えば放射線技師等による操作があった時点で、各検出素子２０のカウント回路２４から、個数Ｎの情報と、個数をカウントした時刻ｔの情報とを送信させる。そして、各検出素子２０で個数をカウントした時刻ｔを例えば図７（Ｂ）に示したように時系列的に並べ、上記と同様に、単位時間あたりの個数ｎを算出し、算出した単位時間あたりの個数ｎに基づいてＸ線の照射開始時刻Ｔｓと照射終了時刻Ｔｅを割り出す。そして、割り出した照射開始時刻Ｔｓから照射終了時刻Ｔｅまでの間に検出素子２０ごとにカウントされた個数Ｎを、当該検出素子２０ごとの個数Ｎとするように構成することが可能である。   Then, after the X-ray irradiation from the X-ray generator is completed, the control means 30, for example, when there is an operation by a radiographer or the like, from the count circuit 24 of each detection element 20, information on the number N, The information of the time t which counted the number is transmitted. Then, the times t at which the numbers of the detection elements 20 are counted are arranged in time series as shown in FIG. 7B, for example, the number n per unit time is calculated in the same manner as described above, and the calculated unit time The X-ray irradiation start time Ts and the irradiation end time Te are determined based on the number n of the hits. The number N counted for each detection element 20 from the calculated irradiation start time Ts to the irradiation end time Te can be configured to be the number N for each detection element 20.

そして、上記の構成１と同様に、制御手段３０は、以上の処理を行ったうえで、検出素子２０ごとの個数Ｎの情報を、記憶手段３３に保存させたり、通信部３４を介して外部の画像処理装置Ｃ（図８参照）に転送する。そして、画像処理装置Ｃで、送信されてきた個数Ｎの情報に基づいてＸ線画像を生成することにより、ノイズの影響が低減されたＸ線画像を生成することが可能となる。   Then, similarly to the above-described configuration 1, the control unit 30 performs the above processing and stores the information on the number N for each detection element 20 in the storage unit 33 or externally via the communication unit 34. To the image processing apparatus C (see FIG. 8). Then, by generating an X-ray image based on the transmitted number N of information in the image processing device C, it is possible to generate an X-ray image with reduced influence of noise.

［構成３］
また、上記の構成２の処理を、Ｘ線画像撮影装置１の制御手段３０等で行う代わりに、図８に示したＸ線画像撮影システム１００の画像処理装置Ｃで行うように構成することも可能である。 [Configuration 3]
Further, the processing of the above configuration 2 may be performed by the image processing device C of the X-ray image capturing system 100 shown in FIG. 8 instead of being performed by the control means 30 of the X-ray image capturing device 1 or the like. Is possible.

この場合、Ｘ線画像撮影装置１の制御手段３０は、Ｘ線発生装置からのＸ線の照射が終了した後、例えば放射線技師等による操作があった時点で、各検出素子２０のカウント回路２４から、個数Ｎの情報と、個数をカウントした時刻ｔの情報とを送信させる。そして、それらの情報を画像処理装置Ｃに転送する。   In this case, the control unit 30 of the X-ray imaging apparatus 1 counts the count circuit 24 of each detection element 20 at the time when an operation is performed by, for example, a radiologist after the X-ray irradiation from the X-ray generator is completed. Therefore, the information on the number N and the information on the time t when the number is counted are transmitted. Then, the information is transferred to the image processing apparatus C.

そして、画像処理装置Ｃは、Ｘ線画像撮影装置１の各検出素子２０で個数をカウントした時刻ｔを例えば図７（Ｂ）に示したように時系列的に並べ、上記と同様に、単位時間あたりの個数ｎを算出し、算出した単位時間あたりの個数ｎに基づいてＸ線の照射開始時刻Ｔｓと照射終了時刻Ｔｅを割り出す。そして、割り出した照射開始時刻Ｔｓから照射終了時刻Ｔｅまでの間に検出素子２０ごとにカウントされた個数Ｎを、当該検出素子２０ごとの個数Ｎとするように構成することが可能である。   Then, the image processing apparatus C arranges the times t counted by the detection elements 20 of the X-ray imaging apparatus 1 in time series as shown in FIG. 7B, for example. The number n per time is calculated, and the X-ray irradiation start time Ts and the irradiation end time Te are determined based on the calculated number n per unit time. The number N counted for each detection element 20 from the calculated irradiation start time Ts to the irradiation end time Te can be configured to be the number N for each detection element 20.

そして、画像処理装置Ｃは、このようにして割り出した個数Ｎの情報に基づいてＸ線画像を生成することにより、ノイズの影響が低減されたＸ線画像を生成することが可能となる。   Then, the image processing apparatus C can generate an X-ray image based on the information of the number N thus determined, thereby generating an X-ray image with reduced influence of noise.

［入射したＸ線等のエネルギー別に個数をカウントする構成等について］
なお、本実施形態に係るＸ線画像撮影装置１では、前述したように、光電変換部２１に入射したＸ線や電磁波の光子のエネルギーに応じた量の電荷が光電変換部２１内で発生し、検出素子２０のアンプ回路２２からその電荷量に応じたアナログ値の電圧が出力される。そこで、アンプ回路２２から出力されたアナログ値の電圧を、その電荷量に応じて（すなわち光電変換部２１に入射した光子のエネルギーに応じて）分離してカウントするように構成することも可能である。 [Configuration for counting the number of incident X-rays by energy]
In the X-ray imaging apparatus 1 according to the present embodiment, as described above, an amount of charge corresponding to the energy of photons of X-rays or electromagnetic waves incident on the photoelectric conversion unit 21 is generated in the photoelectric conversion unit 21. The voltage of an analog value corresponding to the amount of charge is output from the amplifier circuit 22 of the detection element 20. Therefore, it is possible to configure the analog voltage output from the amplifier circuit 22 to be separated and counted according to the charge amount (that is, according to the energy of the photon incident on the photoelectric conversion unit 21). is there.

この場合、検出素子２０＊を、例えば図９に示すように構成することが可能である。具体的には、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧を、複数のコンパレーター２３Ａ〜２３Ｃの一方の入力端子に入力させる。なお、以下、コンパレーターが２３Ａ〜２４Ｃの３個設けられている場合について説明するが、３個の場合に限定されない。また、図９では、上記のマスク用コンパレーター２５等の図示が省略されている。 In this case, the detection element 20 * can be configured as shown in FIG. 9, for example. Specifically, an analog voltage output from the amplifier circuit 22 is input to one input terminal of the plurality of comparators 23A to 23C. Hereinafter, a case where three comparators 23A to 24C are provided will be described. However, the number of comparators is not limited to three. In FIG. 9, the mask comparator 25 and the like are not shown.

また、コンパレーター２３Ａ〜２３Ｃの他方の入力端子には、基準電圧源３２から基準電圧Ｖ０〜Ｖ２（例えばＶ０＜Ｖ１＜Ｖ２＜Ｖth）を入力する。そして、各コンパレーター２３Ａ〜２３Ｃから各カウント回路２４Ａ〜２４Ｃにそれぞれデジタル信号を送信するように構成する。   Reference voltages V0 to V2 (for example, V0 <V1 <V2 <Vth) are input from the reference voltage source 32 to the other input terminals of the comparators 23A to 23C. The digital signals are transmitted from the comparators 23A to 23C to the count circuits 24A to 24C, respectively.

このように構成すると、検出素子２０＊の光電変換部２１に入射した光子のエネルギーが小さく、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が基準電圧Ｖ０以上であるが基準電圧Ｖ１未満である場合には、コンパレーター２３Ａからは「１」のデジタル信号が出力され、カウント回路２４Ａのカウント値Ｎが１増加するが、コンパレーター２３Ｂ、２３Ｃから出力されるデジタル信号は「０」のままであり、カウント回路２４Ｂ、２４Ｃのカウント値Ｎは増加しない。 With this configuration, the energy of the photons incident on the photoelectric conversion unit 21 of the detection element 20 * is small, and the analog voltage value output from the amplifier circuit 22 is equal to or higher than the reference voltage V0 but lower than the reference voltage V1. In some cases, a digital signal “1” is output from the comparator 23A, and the count value N of the count circuit 24A is increased by 1. However, the digital signals output from the comparators 23B and 23C remain “0”. Therefore, the count value N of the count circuits 24B and 24C does not increase.

また、検出素子２０＊の光電変換部２１に入射した光子のエネルギーが中程度で、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が基準電圧Ｖ１以上であるが基準電圧Ｖ２未満である場合には、コンパレーター２３Ａ、２３Ｂからは「１」のデジタル信号が出力され、カウント回路２４Ａ、２４Ｂのカウント値Ｎがそれぞれ１増加するが、コンパレーター２３Ｃから出力されるデジタル信号は「０」のままであり、カウント回路２４Ｃのカウント値Ｎは増加しない。 Further, when the energy of the photon incident on the photoelectric conversion unit 21 of the detection element 20 * is medium and the value of the analog value output from the amplifier circuit 22 is not less than the reference voltage V1 but less than the reference voltage V2. The comparators 23A and 23B output “1” digital signals, and the count values N of the count circuits 24A and 24B increase by 1, respectively, but the digital signals output from the comparator 23C are “0”. The count value N of the count circuit 24C does not increase.

さらに、検出素子２０＊の光電変換部２１に入射した光子のエネルギーが大きく、アンプ回路２２から出力されるアナログ値の電圧の値が基準電圧Ｖ２以上である場合である場合（なお、マスク用基準電圧Ｖth未満であるとする。）には、コンパレーター２３Ａ〜２３Ｃから「１」のデジタル信号が出力され、カウント回路２４Ａ〜２４Ｃのカウント値Ｎがそれぞれ１増加する。 Further, the case where the energy of the photon incident on the photoelectric conversion unit 21 of the detection element 20 * is large and the voltage value of the analog value output from the amplifier circuit 22 is equal to or higher than the reference voltage V2 (note that the mask reference) is used. The digital signal of “1” is output from the comparators 23A to 23C, and the count values N of the count circuits 24A to 24C are increased by 1, respectively.

このようにして、カウント回路２４Ｃでは、検出素子２０＊の光電変換部２１に入射した光子のうち、エネルギーが大きい光子（すなわち当該光子の入射によりアンプ回路２２から基準電圧Ｖ２以上の電圧が出力されるような光子）の個数Ｎがカウントされる。また、カウント回路２４Ｂでは、エネルギーが大きい光子と中程度の光子（すなわち当該光子の入射によりアンプ回路２２から基準電圧Ｖ１以上の電圧が出力されるような光子）の個数Ｎがカウントされる。そして、カウント回路２４Ａでは、エネルギーが大きい光子と中程度の光子と小さい光子（すなわち当該光子の入射によりアンプ回路２２から基準電圧Ｖ０以上の電圧が出力されるような光子）の個数Ｎがカウントされる。 In this way, in the count circuit 24C, among the photons incident on the photoelectric conversion unit 21 of the detection element 20 * , a photon having high energy (that is, a voltage equal to or higher than the reference voltage V2 is output from the amplifier circuit 22 due to the incidence of the photon. The number N of such photons) is counted. Further, the count circuit 24B counts the number N of photons having high energy and medium photons (that is, photons in which a voltage higher than the reference voltage V1 is output from the amplifier circuit 22 by the incidence of the photons). In the count circuit 24A, the number N of photons having large energy, medium photons, and small photons (that is, photons in which a voltage higher than the reference voltage V0 is output from the amplifier circuit 22 by the incidence of the photons) is counted. The

そのため、上記のように構成することにより、検出素子２０＊の各カウント回路２４Ａ〜２４Ｃで、光電変換部２１に入射した光子のエネルギーに応じて光子の個数Ｎを分離してカウントするように構成することが可能となる。そして、画像処理装置Ｃで、各カウント回路２４Ａ〜２４Ｃごとに別々にＸ線画像を生成することで、Ｘ線画像撮影装置１に照射したＸ線に含まれるエネルギーの各領域ごとにＸ線画像を生成することが可能となる。 Therefore, by configuring as described above, the count circuits 24A to 24C of the detection element 20 * are configured to separate and count the number N of photons according to the energy of the photons incident on the photoelectric conversion unit 21. It becomes possible to do. The image processing apparatus C generates an X-ray image separately for each of the count circuits 24A to 24C, so that an X-ray image is generated for each region of energy included in the X-rays irradiated to the X-ray imaging apparatus 1. Can be generated.

なお、本発明が上記の実施形態等に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない限り、適宜変更可能であることは言うまでもない。   Needless to say, the present invention is not limited to the above-described embodiment and the like, and can be appropriately changed without departing from the gist of the present invention.

１ Ｘ線画像撮影装置
２ 筐体
２０ 検出素子
２０Ａ 半導体基板
２４ カウント回路
３０ 制御手段（手段）
１００ Ｘ線画像撮影システム
Ｃ 画像処理装置
Ｅth 閾値
Ｎ 光子の個数
ｎ 単位時間あたりの個数
ＳＰ センサーパネル
ｔ 時刻
Ｔｓ Ｘ線の照射が開始された時刻、照射開始時刻
Ｔｅ Ｘ線の照射が終了した時刻、照射終了時刻 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 X-ray imaging device 2 Case 20 Detection element 20A Semiconductor substrate 24 Count circuit 30 Control means (means)
100 X-ray imaging system C Image processing apparatus Eth Threshold N Number of photons n Number per unit time SP Sensor panel t Time Ts Time when X-ray irradiation is started, irradiation start time Te Time when X-ray irradiation ends , Irradiation end time

Claims (7)

Ｘ線を照射するＸ線発生装置との間で信号の送受信を行わない非連携方式で撮影を行うＸ線画像撮影装置において、
二次元状に配列された複数の検出素子を備え、
前記検出素子として、入射したＸ線の光子の個数、または入射したＸ線がシンチレーターで変換されて当該検出素子に入射した電磁波の光子の個数をカウントするフォトカウンティング方式の検出素子が用いられていることを特徴とするＸ線画像撮影装置。 In an X-ray imaging apparatus that performs imaging in an uncooperative manner that does not transmit and receive signals to and from an X-ray generation apparatus that irradiates X-rays,
A plurality of detection elements arranged in a two-dimensional manner,
As the detection element, a photo-counting type detection element that counts the number of incident X-ray photons or the number of incident X-ray photons converted by a scintillator and incident on the detection element is used. An X-ray imaging apparatus characterized by the above. 前記検出素子は、入射したＸ線または電磁波の光子のエネルギーの大きさも判別することが可能とされており、
前記各検出素子に入射した、エネルギーが設定された閾値以上の前記光子を前記カウント回路が前記個数としてカウントしないようにさせるための手段を備えることを特徴とする請求項１に記載のＸ線画像撮影装置。 The detection element can also determine the magnitude of energy of incident X-rays or electromagnetic photons,
2. The X-ray image according to claim 1, further comprising means for preventing the counting circuit from counting the photons incident on each of the detection elements and having an energy equal to or higher than a set threshold value as the number. 3. Shooting device. 前記複数の検出素子は、半導体基板内に形成されており、
入射したＸ線または電磁波の光子の個数をカウントする前記検出素子のカウント回路も前記半導体基板内にそれぞれ設けられていることを特徴とする請求項１または請求項２に記載のＸ線画像撮影装置。 The plurality of detection elements are formed in a semiconductor substrate,
3. The X-ray imaging apparatus according to claim 1, wherein a count circuit of the detection element for counting the number of incident X-rays or electromagnetic photons is also provided in the semiconductor substrate. . 前記各検出素子が形成されたセンサーパネルが筐体内に収納されて構成され、持ち運び可能とされた可搬型とされていることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか一項に記載のＸ線画像撮影装置。   The sensor panel in which each of the detection elements is formed is configured to be housed in a housing, and is portable, and is portable. X-ray imaging apparatus. 前記各検出素子に入射したＸ線または電磁波の光子の、単位時間あたりの個数を算出し、前記単位時間あたりの個数に基づいてＸ線の照射が開始された時刻および照射が終了した時刻を割り出し、割り出した照射開始時刻から照射終了時刻までの間に前記検出素子ごとにカウントされた前記個数を前記検出素子ごとの個数とする手段を備えることを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか一項に記載のＸ線画像撮影装置。   The number of X-rays or electromagnetic photons incident on each detection element is calculated per unit time, and the time when the X-ray irradiation starts and the time when the irradiation ends are calculated based on the number per unit time. 5. The apparatus according to claim 1, further comprising means for setting the number counted for each detection element between the calculated irradiation start time and irradiation end time as the number for each detection element. An X-ray imaging apparatus according to claim 1. 前記検出素子の前記カウント回路は、前記個数をカウントした時刻の情報をも保存するように構成されており、
前記各検出素子の前記カウント回路から送信させた前記検出素子ごとの前記個数の情報に基づいて、前記各検出素子に入射したＸ線または電磁波の光子の、単位時間あたりの個数を算出し、前記単位時間あたりの個数に基づいてＸ線の照射が開始された時刻および照射が終了した時刻を割り出し、割り出した照射開始時刻から照射終了時刻までの間に前記検出素子ごとにカウントされた前記個数を前記検出素子ごとの個数とする手段を備えることを特徴とする請求項４に記載のＸ線画像撮影装置。 The count circuit of the detection element is configured to store information on the time when the number is counted,
Based on the information on the number of each detection element transmitted from the count circuit of each detection element, the number of photons of X-rays or electromagnetic waves incident on each detection element is calculated per unit time, Based on the number per unit time, the X-ray irradiation start time and the irradiation end time are determined, and the number counted for each detection element between the calculated irradiation start time and irradiation end time is calculated. The X-ray imaging apparatus according to claim 4, further comprising means for determining the number for each detection element. 請求項１から請求項４のいずれか一項に記載のＸ線画像撮影装置を備え、
前記Ｘ線画像撮影装置の前記検出素子の前記カウント回路は、前記個数をカウントした時刻の情報をも保存するように構成されており、
さらに、前記Ｘ線画像撮影装置から転送されてきた前記検出素子ごとの前記個数の情報に基づいて、前記各検出素子に入射したＸ線または電磁波の光子の、単位時間あたりの個数を算出し、前記単位時間あたりの個数に基づいてＸ線の照射が開始された時刻および照射が終了した時刻を割り出し、割り出した照射開始時刻から照射終了時刻までの間に前記検出素子ごとにカウントされた前記個数を前記検出素子ごとの個数とし、前記検出素子ごとの個数に基づいてＸ線画像を生成する画像処理装置を備えることを特徴とするＸ線画像撮影システム。 An X-ray imaging apparatus according to any one of claims 1 to 4, comprising:
The count circuit of the detection element of the X-ray imaging apparatus is configured to store information on the time when the number is counted,
Further, based on the information on the number of each detection element transferred from the X-ray imaging apparatus, the number of photons of X-rays or electromagnetic waves incident on each detection element is calculated per unit time, Based on the number per unit time, the time when the X-ray irradiation is started and the time when the irradiation is ended are calculated, and the number counted for each detection element between the calculated irradiation start time and the irradiation end time. An X-ray imaging system comprising: an image processing device that generates an X-ray image based on the number of detection elements and the number of detection elements.
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