WO2017119251A1 - 放射線検出器 - Google Patents

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浩志 鬼橋
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    • H04N5/32—Transforming X-rays

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to a radiation detector.
  • the X-ray detector includes, for example, an array substrate having a plurality of photoelectric conversion units (also referred to as pixels) and a scintillator that is provided on the plurality of photoelectric conversion units and converts X-rays into fluorescence. ing.
  • the photoelectric conversion unit is provided with a photoelectric conversion element that converts fluorescence from the scintillator into a signal charge, a thin film transistor that performs switching of signal charge accumulation and emission, a storage capacitor that accumulates signal charge, and the like.
  • the X-ray detector reads the signal charge as follows. First, X-ray incidence is recognized from an externally input signal. Next, after the elapse of a predetermined time (the time necessary for accumulating the signal charge), the thin film transistor of the photoelectric conversion unit that performs reading is turned on, and the accumulated signal charge is converted into a voltage by an integrating amplifier. Convert to and read.
  • the signal from the external device for example, X-ray irradiation from the X-ray source or the like has been performed
  • the difference between the detected current integral value and the current integral value detected immediately before is obtained. If the current integration value detected immediately before is slightly lower than the threshold value, the difference between the current integration values flowing in the data line becomes small, and X-rays may not be detected. Also, when converting to voltage, if there is disturbance noise such as low frequency noise, the voltage value of each integrating amplifier is offset. Therefore, the influence of disturbance noise such as low-frequency noise is increased, and it may be difficult to accurately detect the start of X-ray incidence.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a radiation detector capable of accurately detecting the start of radiation incidence.
  • the radiation detector includes a substrate, a plurality of control lines provided on the substrate and extending in a first direction, and provided on the substrate and extending in a second direction intersecting the first direction.
  • a photoelectric conversion unit including the thin film transistor and the photoelectric conversion element, a control circuit that is electrically connected to the plurality of control lines and switches an on state and an off state of the plurality of thin film transistors, and the plurality of data lines
  • a signal detection circuit connected to the signal detection circuit; a reference potential unit electrically connected to the signal detection circuit; a determination unit electrically connected to the signal detection circuit; It is provided.
  • the signal detection circuit detects a first current integration value via the data line and a second current integration value from the reference potential portion when the thin film transistor is in an OFF state.
  • the determination unit determines the start of radiation incidence based on the difference between the detected first current integral value and the second current integral value.
  • FIG. 1 is a schematic perspective view for illustrating an X-ray detector 1.
  • FIG. 2 is a block diagram of the X-ray detector 1.
  • FIG. 2 is a circuit diagram of the X-ray detector 1.
  • FIG. It is a block diagram of the X-ray detector 101 which concerns on a comparative example. It is a graph for demonstrating the change of the difference of the current integral value in the detection method at the time of the X-ray incidence start which concerns on a comparative example.
  • (A), (b) is a timing chart for illustrating the process in the X-ray detector 1.
  • FIG. 6 is a flowchart for illustrating detection at the start of X-ray incidence. It is a block diagram for illustrating reference potential part 6a1 concerning other embodiments.
  • FIG. 6 is a graph for illustrating the effect of the incident radiation detection unit 6. It is a graph for demonstrating the relationship between the sampling width
  • the radiation detector according to the present embodiment can be applied to various types of radiation such as ⁇ rays in addition to X-rays.
  • ⁇ rays in addition to X-rays.
  • X-rays as a representative example of radiation will be described as an example. Therefore, by replacing “X-ray” in the following embodiments with “other radiation”, the present invention can be applied to other radiation.
  • the X-ray detector 1 illustrated below is an X-ray plane sensor that detects an X-ray image that is a radiation image.
  • X-ray flat sensors are roughly classified into direct conversion methods and indirect conversion methods.
  • the direct conversion method is a method in which photoconductive charge (signal charge) generated inside the photoconductive film by incident X-rays is directly guided to a storage capacitor for charge storage by a high electric field.
  • the indirect conversion method is a method in which X-rays are converted into fluorescence (visible light) by a scintillator, the fluorescence is converted into signal charges by a photoelectric conversion element such as a photodiode, and the signal charges are led to a storage capacitor.
  • an indirect conversion type X-ray detector 1 is illustrated as an example, but the present invention can also be applied to a direct conversion type X-ray detector. That is, the X-ray detector only needs to have a detection unit that detects X-rays directly or in cooperation with the scintillator. Moreover, although the X-ray detector 1 can be used for general medical use etc., for example, there is no limitation in a use.
  • FIG. 1 is a schematic perspective view for illustrating the X-ray detector 1.
  • the bias line 2c3 and the like are omitted.
  • FIG. 2 is a block diagram of the X-ray detector 1.
  • FIG. 3 is a circuit diagram of the X-ray detector 1.
  • the X-ray detector 1 includes an array substrate 2, a signal processing unit 3, an image processing unit 4, a scintillator 5, and an incident radiation detection unit 6.
  • the array substrate 2 converts the fluorescence (visible light) converted from the X-rays by the scintillator 5 into an electrical signal.
  • the array substrate 2 includes a substrate 2a, a photoelectric conversion unit 2b, a control line (or gate line) 2c1, a data line (or signal line) 2c2, and a bias line 2c3. Note that the numbers of photoelectric conversion units 2b, control lines 2c1, data lines 2c2, and bias lines 2c3 are not limited to those illustrated.
  • the substrate 2a has a plate shape and is made of a translucent material such as non-alkali glass.
  • a plurality of photoelectric conversion units 2b are provided on one surface of the substrate 2a.
  • the photoelectric conversion unit 2b has a rectangular shape and is provided in a region defined by the control line 2c1 and the data line 2c2.
  • the plurality of photoelectric conversion units 2b are arranged in a matrix.
  • One photoelectric conversion unit 2b corresponds to one pixel.
  • Each of the plurality of photoelectric conversion units 2b is provided with a photoelectric conversion element 2b1 and a thin film transistor (TFT) 2b2 which is a switching element. Further, as shown in FIG. 3, a storage capacitor 2b3 for storing the signal charge converted in the photoelectric conversion element 2b1 can be provided.
  • the storage capacitor 2b3 has, for example, a rectangular flat plate shape and can be provided under each thin film transistor 2b2. However, depending on the capacitance of the photoelectric conversion element 2b1, the photoelectric conversion element 2b1 can also serve as the storage capacitor 2b3.
  • the photoelectric conversion element 2b1 can be, for example, a photodiode.
  • the thin film transistor 2b2 performs switching between accumulation and emission of electric charges generated when fluorescence enters the photoelectric conversion element 2b1.
  • the thin film transistor 2b2 may include a semiconductor material such as amorphous silicon (a-Si) or polysilicon (P-Si).
  • the thin film transistor 2b2 includes a gate electrode 2b2a, a source electrode 2b2b, and a drain electrode 2b2c. Gate electrode 2b2a of thin film transistor 2b2 is electrically connected to corresponding control line 2c1.
  • the source electrode 2b2b of the thin film transistor 2b2 is electrically connected to the corresponding data line 2c2.
  • the drain electrode 2b2c of the thin film transistor 2b2 is electrically connected to the corresponding photoelectric conversion element 2b1 and the storage capacitor 2b3.
  • the anode side of the photoelectric conversion element 2b1 and the storage capacitor 2b3 are electrically connected to the corresponding bias line 2c3 (see FIG. 3).
  • a plurality of control lines 2c1 are provided in parallel with each other at a predetermined interval.
  • the control line 2c1 extends in the row direction (corresponding to an example of the first direction).
  • One control line 2c1 is electrically connected to one of a plurality of wiring pads 2d1 provided near the periphery of the substrate 2a.
  • One wiring pad 2d1 is electrically connected to one of a plurality of wirings provided on the flexible printed board 2e1.
  • the other ends of the plurality of wirings provided on the flexible printed board 2e1 are electrically connected to the control circuit 31 provided on the signal processing unit 3, respectively.
  • a plurality of data lines 2c2 are provided in parallel with each other at a predetermined interval.
  • the data line 2c2 extends in the column direction (corresponding to an example of the second direction) orthogonal to the row direction.
  • One data line 2c2 is electrically connected to one of a plurality of wiring pads 2d2 provided near the periphery of the substrate 2a.
  • One wiring pad 2d2 is electrically connected to one of a plurality of wirings provided on the flexible printed board 2e2.
  • the other ends of the plurality of wirings provided on the flexible printed circuit board 2e2 are electrically connected to the signal detection circuit 32 provided on the signal processing unit 3, respectively.
  • the bias line 2c3 is provided in parallel with the data line 2c2 between the data line 2c2 and the data line 2c2.
  • a bias power source (not shown) is electrically connected to the bias line 2c3.
  • a bias power source (not shown) can be provided in the signal processing unit 3 or the like, for example.
  • the bias line 2c3 is not necessarily required, and may be provided as necessary.
  • the anode side of the photoelectric conversion element 2b1 and the storage capacitor 2b3 are electrically connected to the ground instead of the bias line 2c3.
  • control line 2c1, the data line 2c2, and the bias line 2c3 can be formed using, for example, a low resistance metal such as aluminum or chromium.
  • the protective layer 2f covers the photoelectric conversion unit 2b, the control line 2c1, the data line 2c2, and the bias line 2c3.
  • the protective layer 2f includes, for example, at least one of an oxide insulating material, a nitride insulating material, an oxynitride insulating material, and a resin material.
  • the oxide insulating material include silicon oxide and aluminum oxide.
  • the nitride insulating material include silicon nitride and aluminum nitride.
  • the oxynitride insulating material is, for example, silicon oxynitride.
  • the resin material is, for example, an acrylic resin.
  • the signal processing unit 3 is provided on the side of the array substrate 2 opposite to the scintillator 5 side.
  • the signal processing unit 3 is provided with a control circuit 31 and a signal detection circuit 32.
  • the control circuit 31 switches between the on state and the off state of the thin film transistor 2b2.
  • the control circuit 31 includes a plurality of gate drivers 31a and a row selection circuit 31b.
  • a control signal S1 is input to the row selection circuit 31b from the image processing unit 4 or the like.
  • the row selection circuit 31b inputs the control signal S1 to the corresponding gate driver 31a according to the scanning direction of the X-ray image.
  • the gate driver 31a inputs the control signal S1 to the corresponding control line 2c1.
  • control circuit 31 sequentially inputs the control signal S1 for each control line 2c1 via the flexible printed board 2e1 and the control line 2c1.
  • the thin film transistor 2b2 is turned on by the control signal S1 input to the control line 2c1, and the signal charge (image data signal S2) from the photoelectric conversion element 2b1 can be received.
  • the signal detection circuit 32 detects the current integrated value via the data line 2c2, and also detects the current integrated value from the reference potential unit 6a.
  • the signal detection circuit 32 reads the signal charge (image data signal S2) from the photoelectric conversion element 2b1 in accordance with the sampling signal from the image processing unit 4 when the thin film transistor 2b2 is in the on state.
  • the image processing unit 4 is electrically connected to the signal detection circuit 32 via the wiring 4a and the determination unit 6b. Note that the image processing unit 4 may be integrated with the signal processing unit 3.
  • the X-ray image is configured as follows. First, the thin film transistor 2b2 is sequentially turned on by the control circuit 31. When the thin film transistor 2b2 is turned on, a certain amount of charge is accumulated in the photoelectric conversion element 2b1 via the bias line 2c3. Next, the thin film transistor 2b2 is turned off. When X-rays are irradiated, the scintillator 5 converts the X-rays into fluorescence. When fluorescence enters the photoelectric conversion element 2b1, charges (electrons and holes) are generated by the photoelectric effect, and the accumulated charges are reduced by combining the generated charges with the accumulated charges (heterogeneous charges). . Next, the control circuit 31 sequentially turns on the thin film transistors 2b2. The signal detection circuit 32 reads the reduced charge (image data signal S2) accumulated in each photoelectric conversion element 2b1 through the data line 2c2 according to the sampling signal.
  • image data signal S2 image data signal S2
  • the image processing unit 4 receives the read image data signal S2, sequentially amplifies the received image data signal S2, and converts the amplified image data signal S2 (analog signal) into a digital signal. Then, the image processing unit 4 configures an X-ray image based on the image data signal S2 converted into a digital signal. The configured X-ray image data is output from the image processing unit 4 to an external device.
  • the scintillator 5 is provided on the plurality of photoelectric conversion elements 2b1, and converts incident X-rays into visible light, that is, fluorescence.
  • the scintillator 5 is provided so as to cover an area (effective pixel area) where a plurality of photoelectric conversion units 2b are provided on the substrate 2a.
  • the scintillator 5 can be formed using, for example, cesium iodide (CsI): thallium (Tl) or sodium iodide (NaI): thallium (Tl). In this case, if the scintillator 5 is formed using a vacuum vapor deposition method or the like, the scintillator 5 composed of an aggregate of a plurality of columnar crystals is formed.
  • the thickness dimension of the scintillator 5 can be set to about 600 ⁇ m, for example.
  • the scintillator 5 can also be formed using, for example, gadolinium oxysulfide (Gd 2 O 2 S).
  • the scintillator 5 can be formed as follows. First, particles made of gadolinium oxysulfide are mixed with a binder material. Next, the mixed material is applied so as to cover the effective pixel region. Next, the applied material is baked. Next, a groove is formed in the fired material using a blade dicing method or the like. At this time, a matrix-like groove portion can be formed so that the quadrangular columnar scintillator 5 is provided for each of the plurality of photoelectric conversion portions 2b.
  • the groove portion can be filled with air (air) or an inert gas such as nitrogen gas for preventing oxidation. Moreover, you may make it a groove part be in a vacuum state.
  • a reflection layer (not shown) can be provided so as to cover the surface side (X-ray incident surface side) of the scintillator 5 in order to improve the use efficiency of fluorescence and improve sensitivity characteristics.
  • a moistureproof body (not shown) that covers the scintillator 5 and the reflective layer (not shown) can be provided.
  • a general X-ray detector reads signal charges as follows. First, it recognizes that X-rays have entered from a signal from an external device such as an X-ray source. Next, after the elapse of a predetermined time (the time necessary for accumulating signal charges), the thin film transistor 2b2 of the photoelectric conversion unit 2b that performs reading is turned on to read the accumulated signal charges. In other words, a general X-ray detector does not detect that X-rays are actually incident on the X-ray detector. Therefore, it is necessary to provide a predetermined time between the time when the signal from the external device is input and the time when the reading operation is started.
  • an external circuit that synchronizes with a signal from an external device (for example, a signal notifying that X-ray irradiation from an X-ray source or the like has been performed) is required. If an external circuit is provided, it is easily affected by noise and the like, and if the circuit cannot be synchronized with X-ray irradiation, there is a possibility that an X-ray image cannot be acquired.
  • the thin film transistor 2b2 which is a semiconductor element is irradiated with X-rays
  • a current flows between the drain electrode 2b2c and the source electrode 2b2b by the photoelectric effect. That is, when the thin film transistor 2b2 is irradiated with X-rays, the resistance value decreases, and the thin film transistor 2b2 is apparently turned on. Therefore, if this is used, it is possible to directly detect the start of X-ray incidence.
  • FIG. 4 is a block diagram of the X-ray detector 101 according to the comparative example.
  • the X-ray detector 101 is provided with an array substrate 2 and a signal processing unit 3. Although not shown, an image processing unit 4 and a scintillator 5 are also provided. However, the X-ray detector 101 is not provided with the incident radiation detection unit 6.
  • the X-ray detector 101 detects the start of X-ray incidence as follows. First, each thin film transistor 2b2 is turned off.
  • the signal processing unit 3 or the like detects the current integrated value of each data line 2c2.
  • the current integration value is sequentially detected for each of the plurality of photoelectric conversion units 2b electrically connected to the data line 2c2. Such detection of the current integration value is repeatedly performed.
  • the difference between the detected current integrated value and the current integrated value detected immediately before is obtained by a comparison circuit, etc., the time when the difference in the current integrated value changes is detected, and the difference in the current integrated value changes.
  • This time is determined as the X-ray incidence start time. In this way, it is possible to directly detect the start of X-ray incidence.
  • disturbance noise such as low-frequency noise during the period in which the current integration value from the photoelectric conversion unit 2b is detected (in the period in which the signal charge is read)
  • the current integration value in which the disturbance noise is detected Overlap.
  • the influence of disturbance noise appears on a row pixel basis on an X-ray image, for example. Such influence of disturbance noise is called lateral noise.
  • the difference between the detected current integrated value and the current integrated value detected immediately before is obtained.
  • an offset is further superimposed on the detected current integrated value.
  • an erroneous determination occurs in the determination at the start of X-ray incidence.
  • the difference between the current integration values obtained to increase the signal is integrated, the influence of lateral noise increases, and the possibility of erroneous determination further increases.
  • FIG. 5 is a graph for illustrating the change in the difference between the current integral values in the detection method at the start of X-ray incidence according to the comparative example.
  • X1 in FIG. 5 is the pulse width of the incident X-ray.
  • N1 is noise.
  • S1 is an effective electrical signal that can be used for determination at the start of X-ray incidence.
  • the difference between the current integration values increases. Therefore, when the change in the difference between the current integral values is detected, the X-ray incidence start time can be detected.
  • the influence of disturbance noise increases.
  • the difference between the current integration values in the same photoelectric conversion unit 2b is obtained, the difference between the obtained current integration values becomes small. For this reason, the value of the effective electrical signal S1 is likely to be small, so that erroneous determination is more likely to occur in the determination at the start of X-ray incidence.
  • the X-ray detector 1 is provided with an incident radiation detection unit 6.
  • the incident radiation detection unit 6 includes a reference potential unit 6a and a determination unit 6b.
  • the reference potential unit 6a can be electrically connected to a power source such as a constant voltage power source or a constant current power source.
  • the reference potential portion 6a can be electrically connected to a float potential without being electrically connected to a power source or the like.
  • the determination unit 6b is electrically connected to the reference potential unit 6a via the signal detection circuit 32.
  • the reference potential unit 6a and the determination unit 6b can be provided in a region where X-rays do not enter.
  • the reference potential unit 6a and the determination unit 6b can be provided, for example, in a region where the signal processing unit 3 or the image processing unit 4 is provided.
  • the reference potential unit 6 a and the determination unit 6 b can be integrated with the signal processing unit 3 or the image processing unit 4.
  • FIGS. 6A and 6B are timing charts for illustrating processing steps in the X-ray detector 1.
  • FIG. 6A is a timing chart for illustrating detection at the start of X-ray incidence.
  • FIG. 6B is a timing chart for illustrating a processing step after the start of X-ray incidence.
  • FIG. 7 is a flowchart for illustrating detection at the start of X-ray incidence.
  • the control circuit 31 when detecting the start of X-ray incidence, first, the control circuit 31 does not input the control signal S1 (voltage) to all the control lines 2c1. To do. That is, all the thin film transistors 2b2 are turned off. Subsequently, sampling signals are sequentially input from the image processing unit 4 to the signal processing unit 3 to start sampling. As described above, when X-rays are irradiated onto the photoelectric conversion unit 2b, a current flows between the drain electrode 2b2c and the source electrode 2b2b due to the photoelectric effect. The detection of the current integration value from each photoelectric conversion unit 2b is terminated within each sampling width. Further, the integrated current value from the reference potential portion 6a is detected within each sampling width (step ST1 in FIG. 7).
  • the determination unit 6b obtains a difference between the current integration value from each photoelectric conversion unit 2b and the current integration value from the reference potential unit 6a (step ST2 in FIG. 7).
  • the determination unit 6b determines whether or not the obtained difference in current integral value satisfies a predetermined determination criterion (step ST3 in FIG. 7). When the determination criterion is satisfied, the determination unit 6b determines that X-rays have entered. When the determination criterion is not satisfied, the determination unit 6b determines that X-rays are not incident.
  • step ST4 in FIG. 7 processing for constructing an X-ray image illustrated in FIG. 6B is performed (step ST4 in FIG. 7). For example, as shown in FIG. 6B, sampling signals are sequentially input from the image processing unit 4 to the signal processing unit 3, and sampling is started. Next, the control circuit 31 inputs the control signal S1 to the control line 2c1 within the respective sampling widths after a lapse of a certain period. That is, the control circuit 31 turns on the thin film transistor 2b2 that performs sampling after a certain period.
  • the “certain period” can be a time determined in advance by experiments or simulations.
  • the “predetermined period” can be fixedly set or can be set each time before the X-ray irradiation. Further, the “certain period” may be a time when the detected value exceeds the first threshold and falls below the second threshold.
  • the input control signal S1 is terminated within the sampling width.
  • the signal charge (image data signal S2) from the photoelectric conversion element 2b1 can be received.
  • the image data signal S2 read by the signal detection circuit 32 passes through the determination unit 6b and is input to the image transmission unit 4.
  • the image transmission unit 4 sequentially amplifies the input image data signal S2 and converts it into a digital signal.
  • the image transmission part 4 comprises an X-ray image based on the image data signal S2 converted into the digital signal.
  • the configured X-ray image data is output from the image transmission unit 4 to an external device.
  • the determination unit 6b determines that X-rays are not incident, it detects at least one of the number of times (the number of determinations) that the process up to the determination (step ST1 to step ST3) is repeated and the elapsed time (Step ST5 in FIG. 7). Next, it is determined whether or not at least one of the detected number of times and the elapsed time exceeds a specified value (step ST6 in FIG. 7). If the detected number of determinations does not exceed the specified value, the process returns to step ST1 and the above-described process is performed again. That is, the control circuit 31 maintains the plurality of thin film transistors 2b2 in the off state.
  • the signal detection circuit 32 detects again the current integration value from each photoelectric conversion unit 2b and the current integration value from the reference potential unit 6a.
  • the determination unit 6b determines again the X-ray incidence start time based on the difference between the current integration value from each photoelectric conversion unit 2b and the current integration value from the reference potential unit 6a. If the detected number of determinations exceeds a specified value, the data related to the determination (data regarding the number of determinations, elapsed time, detected current integrated value, etc.) is initialized (erased), and the process returns to step ST1 and described above. Repeat the process.
  • FIG. 8 is a block diagram for illustrating a reference potential unit 6a1 according to another embodiment.
  • the reference potential portion 6a1 is provided with a thin film transistor 2b2 and a storage capacitor 2b3. That is, the reference potential unit 6a1 has a configuration in which the photoelectric conversion element 2b1 is removed from the photoelectric conversion unit 2b.
  • the reference potential portion 6a1 may include only the thin film transistor 2b2.
  • the reference potential portion 6a1 may be one in which the drain electrode 2b2c and the bias line 2c3 are not electrically connected and an insulator is formed instead of the photoelectric conversion element 2b1.
  • the reference potential portion 6a1 is provided in a region defined by the control line 2c1 and the data line 2c2 in the peripheral region of the array substrate 2.
  • the plurality of reference potential portions 6a1 are provided side by side in the direction in which the control lines 2c1 are arranged.
  • the electrical connection between the thin film transistor 2b2 and the storage capacitor 2b3 can be the same as in the photoelectric conversion unit 2b.
  • the thin film transistor 2b2 when the thin film transistor 2b2 is irradiated with X-rays, a current flows between the drain electrode 2b2c and the source electrode 2b2b due to the photoelectric effect. In this case, if the photoelectric conversion element 2b1 is not provided, the current flowing between the drain electrode 2b2c and the source electrode 2b2b is substantially constant.
  • the reference potential portion 6a1 utilizes this phenomenon.
  • the reference potential unit 6a1 Since the only difference in configuration between the reference potential unit 6a1 and the photoelectric conversion unit 2b is the presence or absence of the photoelectric conversion element 2b1, the reference potential unit 6a1 can be formed in the step of forming the photoelectric conversion unit 2b. Therefore, it is possible to reduce manufacturing costs and improve productivity.
  • the reference potential portion 6a1 can be provided on the array substrate 2. Therefore, it is possible to save space and to downsize the X-ray detector 1.
  • a plurality of photoelectric conversion units 2b provided in an arbitrary column can be used as a reference potential unit. That is, the reference potential unit can be a plurality of photoelectric conversion units 2b arranged in a row in the direction in which the plurality of control lines 2c1 are arranged among the plurality of photoelectric conversion units 2b arranged in a matrix.
  • the photoelectric conversion unit 2b for detecting the X-ray image is different from the photoelectric conversion unit 2b serving as the reference potential unit, the detection method at the start of X-ray incidence according to the comparative example described above. As described above, the detection time of the current integral value does not shift.
  • the photoelectric conversion unit 2b for detecting the X-ray image and the photoelectric conversion unit 2b serving as the reference potential unit have the same configuration, thereby further reducing the manufacturing cost and improving the productivity. be able to.
  • FIG. 9 is a block diagram for illustrating a reference potential unit 6a2 according to another embodiment.
  • the reference potential unit 6a2 includes a plurality of photoelectric conversion units 2b serving as the above-described reference potential units and a shielding member 6a2a that covers them.
  • the shielding member 6a2a is formed of a material having a high X-ray absorption rate.
  • the material having a high X-ray absorption rate can be, for example, a heavy metal such as lead, copper, or iron.
  • the shielding member 6a2a made of a material having a high X-ray absorption rate can be provided on the X-ray incident side of the scintillator 5.
  • the shielding member 6a2a can be formed of a material capable of shielding the fluorescence from the scintillator 5.
  • a material capable of shielding fluorescence can be appropriately selected from, for example, a metal material, an inorganic material, and an organic material.
  • shielding member 6a2a which covers photoelectric conversion part 2b was illustrated, shielding member 6a2a which covers reference potential part 6a1 illustrated in Drawing 8 can also be provided.
  • the shielding member 6a2a If the shielding member 6a2a is provided, X-rays or fluorescence will not enter the photoelectric conversion unit 2b below the shielding member 6a2a. Alternatively, X-rays do not enter the reference potential portion 6a1 below the shielding member 6a2a. Therefore, when X-rays are irradiated to the X-ray detector 1, it is possible to suppress the generation of current in the photoelectric conversion unit 2b and the reference potential unit 6a1 provided under the shielding member 6a2a. That is, the reference potential can be made substantially zero.
  • the reference potential portion on the array substrate 2 it is preferable to provide the reference potential portion in the peripheral region of the array substrate 2 in consideration of the influence on the obtained X-ray image. This is because, in X-ray image capturing, the central region is used for capturing a more important portion, and the peripheral region is used for capturing relatively low importance such as positioning.
  • FIG. 10 is a graph for illustrating the effect of the incident radiation detection unit 6.
  • FIG. 10 shows the case where the reference potential portion 6a2 illustrated in FIG. 9, that is, the shielding member 6a2a is provided.
  • X2 in FIG. 10 is the pulse width of the incident X-ray.
  • N2 is noise.
  • S2 is an effective electrical signal that can be used for determination at the start of X-ray incidence.
  • FIG. 10 when the X-rays are incident, the difference between the current integrated values increases. Therefore, when the change in the difference between the current integral values is detected, the X-ray incidence start time can be detected.
  • the difference between the detected current integrated value and the current integrated value detected immediately before is obtained. For this reason, the influence of disturbance noise due to horizontal noise or the like is increased.
  • the incident radiation detection unit 6 reference potential units 6a, 6a1, 6a2
  • the current integration value from the photoelectric conversion unit 2b detected almost simultaneously and the current from the reference potential unit 6a are detected. The difference from the integral value can be obtained. If the current integrated value is detected almost at the same time, the disturbance noise included in the detected current integrated value becomes equal, so that the disturbance noise can be canceled when the difference between the current integrated values is obtained. That is, in-phase noise can be removed.
  • the noise N2 is smaller than the noise N1. Therefore, it is possible to increase the value of the effective electrical signal S2.
  • the S / N ratio is five times that of the example illustrated in FIG. 10.
  • FIG. 11 is a graph for illustrating the relationship between the sampling width and the difference between the obtained current integration values in the step of detecting the current from the photoelectric conversion unit 2b with the thin film transistor 2b2 turned off.
  • the horizontal axis represents the sampling width
  • the vertical axis represents the difference between the obtained current integration values.
  • Condition 2 in FIG. 11 is a case where an X-ray tube current twice the X-ray tube current in Condition 1 is passed through the X-ray source.
  • the difference between the current integral values obtained in proportion to the X-ray tube current increases. Further, the difference in the obtained current integrated value can also be increased by increasing the sampling width.
  • the signal detection circuit 32 changes the sampling width when the thin film transistor 2b2 is on and the sampling width when the thin film transistor 2b2 is off. In this case, the signal detection circuit 32 causes the sampling width when the thin film transistor 2b2 is turned off to be longer than the sampling width when the thin film transistor 2b2 is turned on.
  • this phenomenon is a change in the floating coupling capacitance between the drain electrode 2b2c and the source electrode 2b2b. That is, the change in the floating coupling capacitance when X-rays are irradiated is detected as a voltage, and the difference in current integral value obtained at this time is electrically applied to the control line 2c1 irradiated with X-rays. It is assumed that the number increases in proportion to the number of connected photoelectric conversion units 2b.
  • the difference between the current integral values obtained in proportion to the sampling width increases. This is because when the thin film transistor 2b2 is irradiated with X-rays even when the thin film transistor 2b2 is turned off, a current flows between the drain electrode 2b2c and the source electrode 2b2b due to the photoelectric effect, and a current continues to flow through the data line 2c2. It can be understood that the difference in the current integral value obtained in proportion to the width increases.
  • FIG. 12 is a graph for illustrating the relationship between the sampling width and the difference between the obtained current integration values in the step of detecting the current from the photoelectric conversion unit 2b with the thin film transistor 2b2 turned off.
  • Condition 3 in FIG. 12 is a case where the drain electrode 2b2c and the bias line 2c3 are not electrically connected in the reference potential portion 6a1 illustrated in FIG. In this case, the reference potential portion 6a1 is formed by depositing an insulator instead of the photoelectric conversion element 2b1.
  • Condition 4 is a case where a plurality of photoelectric conversion units 2b arranged in a line in the direction in which the plurality of control lines 2c1 are arranged are used as a reference potential unit. Note that the X-ray irradiation conditions are the same.
  • the difference in the current integration value obtained also varies depending on the configuration of the element connected to the drain electrode 2b2c. Under the condition 3 in which the drain electrode 2b2c and the bias line 2c3 are not electrically connected, the difference between the obtained current integration values becomes very small. This is presumably because current did not flow easily because no voltage was applied from the bias line 2c3. As described above, when the reference potential portion 6a1 in which the photoelectric conversion element 2b1 is not provided is used, the level of the difference between the obtained current integration values is hardly changed, and in-phase noise can be removed. Therefore, it is possible to improve the S / N ratio and to suppress erroneous detection.
  • the X-ray intensity tends to decrease from the central region toward the peripheral region. Therefore, if the row of photoelectric conversion units 2b in the peripheral region is used as the reference potential unit, the effect illustrated in FIG. 12 can be obtained. Further, when the row of photoelectric conversion units 2b in the central region is used as the reference potential unit, it is sufficiently possible to obtain the same effect by devising the determination criterion. Also, the common-mode noise can be removed as the reference potential portion 6a.
  • the difference between the obtained current integrated values is proportional to the sampling width. Therefore, if the sampling width is increased, the difference between the obtained current integrated values can be increased, so that the S / N ratio can be further improved.
  • the current integrated value may be different for each data line 2c2.
  • the determination unit 6b averages the current integration value for each of the plurality of data lines 2c2, and determines the X ray incidence start time based on the difference between the averaged current integration value and the current integration value from the reference potential unit. Make a decision.
  • the X-ray detector 1 since the X-ray detector 1 according to the present embodiment includes the incident radiation detection unit 6, the integrated current value from the photoelectric conversion unit 2b detected almost simultaneously and the reference potential unit The difference from the current integrated value from 6a can be obtained. If the detection is performed almost simultaneously, the disturbance noise included in the detected current integrated value becomes equal, so that the disturbance noise can be canceled when the difference between the current integrated values is obtained. That is, in-phase noise can be removed. Therefore, since the S / N ratio can be greatly improved, erroneous determination can be suppressed.

Abstract

実施形態に係る放射線検出器は、基板と、前記基板に設けられ、第１の方向に延びる複数の制御ラインと、前記基板に設けられ、前記第１の方向に交差する第２の方向に延びる複数のデータラインと、前記複数の制御ラインと、前記複数のデータラインと、により画された複数の領域のそれぞれに設けられ、対応する前記制御ラインと対応する前記データラインとに電気的に接続された薄膜トランジスタおよび光電変換素子を有する光電変換部と、前記複数の制御ラインと電気的に接続され、複数の前記薄膜トランジスタのオン状態とオフ状態を切り替える制御回路と、前記複数のデータラインと電気的に接続された信号検出回路と、前記信号検出回路と電気的に接続された基準電位部と、前記信号検出回路と電気的に接続された判定部と、を備えている。　前記信号検出回路は、前記薄膜トランジスタがオフ状態の時に、前記データラインを介して第１の電流積分値を検出するとともに、前記基準電位部からの第２の電流積分値を検出する。　前記判定部は、検出された前記第１の電流積分値と前記第２の電流積分値との差に基づいて放射線の入射開始時を判定する。

Description

放射線検出器
　本発明の実施形態は、放射線検出器に関する。
　放射線検出器の一例にＸ線検出器がある。Ｘ線検出器には、例えば、複数の光電変換部（画素などとも称される）を有するアレイ基板と、複数の光電変換部の上に設けられＸ線を蛍光に変換するシンチレータとが設けられている。また、光電変換部には、シンチレータからの蛍光を信号電荷に変換する光電変換素子、信号電荷の蓄積および放出のスイッチングを行う薄膜トランジスタ、信号電荷を蓄積する蓄積キャパシタなどが設けられている。
　一般的には、Ｘ線検出器は、以下のようにして信号電荷を読み出す。まず、外部から入力された信号によりＸ線の入射を認識する。次に、予め定められた時間（信号電荷が蓄積されるために必要となる時間）の経過後に、読み出しを行う光電変換部の薄膜トランジスタをオン状態にして、蓄積された信号電荷を積分アンプで電圧に変換し読み出す。
　しかしながら、この様にすると、Ｘ線検出器の動作の開始が外部機器からの信号に依存することになるので、外部機器からの信号（例えば、Ｘ線源などからのＸ線照射がされたことを知らせる信号）と同期させる外部回路が必要になる。外部回路を設けるとノイズなどの影響を受けやすくなり、Ｘ線照射との回路同期できない場合には、Ｘ線画像を取得できなくなるおそれがある。
　ここで、半導体素子である薄膜トランジスタにＸ線を照射すると、光電効果によりドレイン電極とソース電極との間に電流が流れる。また、薄膜トランジスタのソース電極はデータラインと電気的に接続されている。そこで、Ｘ線が照射された時にデータラインに流れる電流積分値と、Ｘ線が照射されていない時にデータラインに流れる電流積分値との差を検出して、Ｘ線の入射開始時を検出する技術が提案されている。
　しかしながら、この様にすると、検出された電流積分値と、一つ前に検出された電流積分値との差を求めることになる。一つ前に検出された電流積分値が閾値よりやや低い値であった場合には、データラインに流れる電流積分値の差が小さくなり、Ｘ線を検出できない場合がある。また、電圧に変換する際に、低周波ノイズなどの外乱ノイズがあると各積分アンプの電圧値がオフセットする。そのため、低周波ノイズなどの外乱ノイズの影響が大きくなり、Ｘ線の入射開始時を精度良く検出することが困難となるおそれがある。
特表２０１４－５２６１７８号公報
　本発明が解決しようとする課題は、放射線の入射開始時を精度良く検出することができる放射線検出器を提供することである。
　実施形態に係る放射線検出器は、基板と、前記基板に設けられ、第１の方向に延びる複数の制御ラインと、前記基板に設けられ、前記第１の方向に交差する第２の方向に延びる複数のデータラインと、前記複数の制御ラインと、前記複数のデータラインと、により画された複数の領域のそれぞれに設けられ、対応する前記制御ラインと対応する前記データラインとに電気的に接続された薄膜トランジスタおよび光電変換素子を有する光電変換部と、前記複数の制御ラインと電気的に接続され、複数の前記薄膜トランジスタのオン状態とオフ状態を切り替える制御回路と、前記複数のデータラインと電気的に接続された信号検出回路と、前記信号検出回路と電気的に接続された基準電位部と、前記信号検出回路と電気的に接続された判定部と、を備えている。
　前記信号検出回路は、前記薄膜トランジスタがオフ状態の時に、前記データラインを介して第１の電流積分値を検出するとともに、前記基準電位部からの第２の電流積分値を検出する。前記判定部は、検出された前記第１の電流積分値と前記第２の電流積分値との差に基づいて放射線の入射開始時を判定する。
Ｘ線検出器１を例示するための模式斜視図である。 Ｘ線検出器１のブロック図である。 Ｘ線検出器１の回路図である。 比較例に係るＸ線検出器１０１のブロック図である。 比較例に係るＸ線の入射開始時の検出方法における電流積分値の差の変化を例示するためのグラフ図である。 （ａ）、（ｂ）は、Ｘ線検出器１における処理工程を例示するためのタイミングチャートである。 Ｘ線の入射開始時の検出を例示するためのフローチャートである。 他の実施形態に係る基準電位部６ａ１を例示するためのブロック図である。 他の実施形態に係る基準電位部６ａ２を例示するためのブロック図である。 入射放射線検出部６の効果を例示するためのグラフ図である。 薄膜トランジスタ２ｂ２をオフ状態にして光電変換部２ｂからの電流を検出する工程におけるサンプリング幅と、求められた電流積分値の差との関係を例示するためのグラフ図である。 薄膜トランジスタ２ｂ２をオフ状態にして光電変換部２ｂからの電流を検出する工程におけるサンプリング幅と、求められた電流積分値の差との関係を例示するためのグラフ図である。
　以下、図面を参照しつつ、実施の形態について例示をする。なお、各図面中、同様の構成要素には同一の符号を付して詳細な説明は適宜省略する。
　本実施の形態に係る放射線検出器は、Ｘ線のほかにもγ線などの各種放射線に適用させることができる。ここでは、一例として、放射線の中の代表的なものとしてＸ線に係る場合を例にとり説明をする。したがって、以下の実施形態の「Ｘ線」を「他の放射線」に置き換えることにより、他の放射線にも適用させることができる。
　また、以下に例示をするＸ線検出器１は、放射線画像であるＸ線画像を検出するＸ線平面センサである。Ｘ線平面センサには、大きく分けて直接変換方式と間接変換方式がある。
　直接変換方式は、入射Ｘ線により光導電膜内部に発生した光導電電荷（信号電荷）を高電界により電荷蓄積用の蓄積キャパシタに直接導く方式である。
　間接変換方式は、Ｘ線をシンチレータにより蛍光（可視光）に変換し、蛍光をフォトダイオードなどの光電変換素子により信号電荷に変換し、信号電荷を蓄積キャパシタに導く方式である。
　以下においては、一例として、間接変換方式のＸ線検出器１を例示するが、本発明は直接変換方式のＸ線検出器にも適用することができる。
　すなわち、Ｘ線検出器は、Ｘ線を直接的またはシンチレータと協働して検出する検出部を有するものであれば良い。
　また、Ｘ線検出器１は、例えば、一般医療用途などに用いることができるが、用途に限定はない。
　図１は、Ｘ線検出器１を例示するための模式斜視図である。
　なお、図１においては、バイアスライン２ｃ３などを省いて描いている。
　図２は、Ｘ線検出器１のブロック図である。
　図３は、Ｘ線検出器１の回路図である。
　図１～図３に示すように、Ｘ線検出器１には、アレイ基板２、信号処理部３、画像処理部４、シンチレータ５、および入射放射線検出部６が設けられている。
　アレイ基板２は、シンチレータ５によりＸ線から変換された蛍光（可視光）を電気信号に変換する。
　アレイ基板２は、基板２ａ、光電変換部２ｂ、制御ライン（又はゲートライン）２ｃ１、データライン（又はシグナルライン）２ｃ２、およびバイアスライン２ｃ３を有する。
　なお、光電変換部２ｂ、制御ライン２ｃ１、データライン２ｃ２、およびバイアスライン２ｃ３の数などは例示をしたものに限定されるわけではない。
　基板２ａは、板状を呈し、無アルカリガラスなどの透光性材料から形成されている。
　光電変換部２ｂは、基板２ａの一方の表面に複数設けられている。
　光電変換部２ｂは、矩形状を呈し、制御ライン２ｃ１とデータライン２ｃ２とにより画された領域に設けられている。複数の光電変換部２ｂは、マトリクス状に並べられている。
　なお、１つの光電変換部２ｂは、１つの画素（pixel）に対応する。
　複数の光電変換部２ｂのそれぞれには、光電変換素子２ｂ１と、スイッチング素子である薄膜トランジスタ（ＴＦＴ；Thin Film Transistor）２ｂ２が設けられている。
　また、図３に示すように、光電変換素子２ｂ１において変換した信号電荷を蓄積する蓄積キャパシタ２ｂ３を設けることができる。蓄積キャパシタ２ｂ３は、例えば、矩形平板状を呈し、各薄膜トランジスタ２ｂ２の下に設けることができる。ただし、光電変換素子２ｂ１の容量によっては、光電変換素子２ｂ１が蓄積キャパシタ２ｂ３を兼ねることができる。
　光電変換素子２ｂ１は、例えば、フォトダイオードなどとすることができる。
　薄膜トランジスタ２ｂ２は、蛍光が光電変換素子２ｂ１に入射することで生じた電荷の蓄積および放出のスイッチングを行う。薄膜トランジスタ２ｂ２は、アモルファスシリコン（ａ－Ｓｉ）やポリシリコン（Ｐ－Ｓｉ）などの半導体材料を含むものとすることができる。薄膜トランジスタ２ｂ２は、ゲート電極２ｂ２ａ、ソース電極２ｂ２ｂ及びドレイン電極２ｂ２ｃを有している。薄膜トランジスタ２ｂ２のゲート電極２ｂ２ａは、対応する制御ライン２ｃ１と電気的に接続される。薄膜トランジスタ２ｂ２のソース電極２ｂ２ｂは、対応するデータライン２ｃ２と電気的に接続される。薄膜トランジスタ２ｂ２のドレイン電極２ｂ２ｃは、対応する光電変換素子２ｂ１と蓄積キャパシタ２ｂ３とに電気的に接続される。また、光電変換素子２ｂ１のアノード側と蓄積キャパシタ２ｂ３は、対応するバイアスライン２ｃ３と電気的に接続される（図３を参照）。
　制御ライン２ｃ１は、所定の間隔を開けて互いに平行に複数設けられている。制御ライン２ｃ１は、例えば、行方向（第１の方向の一例に相当する）に延びている。
　１つの制御ライン２ｃ１は、基板２ａの周縁近傍に設けられた複数の配線パッド２ｄ１のうちの１つと電気的に接続されている。１つの配線パッド２ｄ１には、フレキシブルプリント基板２ｅ１に設けられた複数の配線のうちの１つが電気的に接続されている。フレキシブルプリント基板２ｅ１に設けられた複数の配線の他端は、信号処理部３に設けられた制御回路３１とそれぞれ電気的に接続されている。
　データライン２ｃ２は、所定の間隔を開けて互いに平行に複数設けられている。データライン２ｃ２は、例えば、行方向に直交する列方向（第２の方向の一例に相当する）に延びている。
　１つのデータライン２ｃ２は、基板２ａの周縁近傍に設けられた複数の配線パッド２ｄ２のうちの１つと電気的に接続されている。１つの配線パッド２ｄ２には、フレキシブルプリント基板２ｅ２に設けられた複数の配線のうちの１つが電気的に接続されている。フレキシブルプリント基板２ｅ２に設けられた複数の配線の他端は、信号処理部３に設けられた信号検出回路３２とそれぞれ電気的に接続されている。
　図３に示すように、バイアスライン２ｃ３は、データライン２ｃ２とデータライン２ｃ２との間に、データライン２ｃ２と平行に設けられている。
　バイアスライン２ｃ３には、図示しないバイアス電源が電気的に接続されている。図示しないバイアス電源は、例えば、信号処理部３などに設けることができる。
　なお、バイアスライン２ｃ３は、必ずしも必要ではなく、必要に応じて設けるようにすればよい。バイアスライン２ｃ３が設けられない場合には、光電変換素子２ｂ１のアノード側と蓄積キャパシタ２ｂ３は、バイアスライン２ｃ３に代えてグランドに電気的に接続される。
　制御ライン２ｃ１、データライン２ｃ２、およびバイアスライン２ｃ３は、例えば、アルミニウムやクロムなどの低抵抗金属を用いて形成することができる。
　保護層２ｆは、光電変換部２ｂ、制御ライン２ｃ１、データライン２ｃ２、およびバイアスライン２ｃ３を覆っている。
　保護層２ｆは、例えば、酸化物絶縁材料、窒化物絶縁材料、酸窒化物絶縁材料、および樹脂材料の少なくとも１種を含む。
　酸化物絶縁材料は、例えば、酸化シリコン、酸化アルミニウムなどである。
　窒化物絶縁材料は、例えば、窒化シリコン、窒化アルミニウムなどである。
　酸窒化物絶縁材料は、例えば、酸窒化シリコンなどである。
　樹脂材料は、例えば、アクリル系樹脂などである。
　信号処理部３は、アレイ基板２の、シンチレータ５側とは反対側に設けられている。
　信号処理部３には、制御回路３１と、信号検出回路３２とが設けられている。
　制御回路３１は、薄膜トランジスタ２ｂ２のオン状態とオフ状態を切り替える。
　図２に示すように、制御回路３１は、複数のゲートドライバ３１ａと行選択回路３１ｂとを有する。
　行選択回路３１ｂには、画像処理部４などから制御信号Ｓ１が入力される。行選択回路３１ｂは、Ｘ線画像の走査方向に従って、対応するゲートドライバ３１ａに制御信号Ｓ１を入力する。
　ゲートドライバ３１ａは、対応する制御ライン２ｃ１に制御信号Ｓ１を入力する。
　例えば、制御回路３１は、フレキシブルプリント基板２ｅ１と制御ライン２ｃ１とを介して、制御信号Ｓ１を各制御ライン２ｃ１毎に順次入力する。制御ライン２ｃ１に入力された制御信号Ｓ１により薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態となり、光電変換素子２ｂ１からの信号電荷（画像データ信号Ｓ２）が受信できるようになる。
　信号検出回路３２は、薄膜トランジスタ２ｂ２がオフ状態の時に、データライン２ｃ２を介して電流積分値を検出するとともに、基準電位部６ａからの電流積分値を検出する。
　信号検出回路３２は、薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態の時に、画像処理部４からのサンプリング信号に従って光電変換素子２ｂ１から信号電荷（画像データ信号Ｓ２）を読み出す。
　画像処理部４は、配線４ａおよび判定部６ｂを介して、信号検出回路３２と電気的に接続されている。なお、画像処理部４は、信号処理部３と一体化されていてもよい。
　Ｘ線画像は、以下のようにして構成される。
　まず、制御回路３１によって薄膜トランジスタ２ｂ２が順次オン状態となる。薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態となることで、バイアスライン２ｃ３を介して一定の電荷が光電変換素子２ｂ１に蓄積される。次に、薄膜トランジスタ２ｂ２をオフ状態にする。Ｘ線が照射されると、シンチレータ５によりＸ線が蛍光に変換される。蛍光が光電変換素子２ｂ１に入射すると、光電効果によって電荷（電子およびホール）が発生し、発生した電荷と、蓄積されている電荷（異種電荷）とが結合して蓄積されている電荷が減少する。次に、制御回路３１は、薄膜トランジスタ２ｂ２を順次オン状態にする。信号検出回路３２は、サンプリング信号に従って各光電変換素子２ｂ１に蓄積されている減少した電荷（画像データ信号Ｓ２）をデータライン２ｃ２を介して読み出す。
　画像処理部４は、読み出された画像データ信号Ｓ２を受信し、受信した画像データ信号Ｓ２を順次増幅し、増幅された画像データ信号Ｓ２（アナログ信号）をデジタル信号に変換する。そして、画像処理部４は、デジタル信号に変換された画像データ信号Ｓ２に基づいて、Ｘ線画像を構成する。構成されたＸ線画像のデータは、画像処理部４から外部の機器に向けて出力される。
　シンチレータ５は、複数の光電変換素子２ｂ１の上に設けられ、入射するＸ線を可視光すなわち蛍光に変換する。シンチレータ５は、基板２ａ上の複数の光電変換部２ｂが設けられた領域（有効画素領域）を覆うように設けられている。
　シンチレータ５は、例えば、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）：タリウム（Ｔｌ）、あるいはヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）：タリウム（Ｔｌ）などを用いて形成することができる。この場合、真空蒸着法などを用いて、シンチレータ５を形成すれば、複数の柱状結晶の集合体からなるシンチレータ５が形成される。
　シンチレータ５の厚み寸法は、例えば、６００μｍ程度とすることができる。
　また、シンチレータ５は、例えば、酸硫化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ）などを用いて形成することもできる。この場合、例えば、以下のようにしてシンチレータ５を形成することができる。まず、酸硫化ガドリニウムからなる粒子をバインダ材と混合する。次に、混合された材料を、有効画素領域を覆うように塗布する。次に、塗布された材料を焼成する。次に、ブレードダイシング法などを用いて、焼成された材料に溝部を形成する。この際、複数の光電変換部２ｂごとに四角柱状のシンチレータ５が設けられるように、マトリクス状の溝部を形成することができる。溝部には、大気（空気）、あるいは酸化防止用の窒素ガスなどの不活性ガスが満たされるようにすることができる。また、溝部が真空状態となるようにしてもよい。
　その他、蛍光の利用効率を高めて感度特性を改善するために、シンチレータ５の表面側（Ｘ線の入射面側）を覆うように図示しない反射層を設けることができる。
　また、空気中に含まれる水蒸気により、シンチレータ５の特性と図示しない反射層の特性が劣化するのを抑制するために、シンチレータ５と図示しない反射層を覆う図示しない防湿体を設けることができる。
　ここで、一般的なＸ線検出器は、以下のようにして信号電荷を読み出す。まず、Ｘ線源などの外部機器からの信号により、Ｘ線が入射したのを認識する。次に、予め定められた時間（信号電荷が蓄積されるために必要となる時間）の経過後に、読み出しを行う光電変換部２ｂの薄膜トランジスタ２ｂ２をオン状態にして、蓄積された信号電荷を読み出す。
　すなわち、一般的なＸ線検出器の場合は、Ｘ線が実際にＸ線検出器に入射したのを検出しているわけではない。
　そのため、外部機器からの信号が入力された時点と、読み出し動作を開始する時点との間に所定の時間を設ける必要がある。またさらに、外部機器からの信号（例えば、Ｘ線源などからのＸ線照射がされたことを知らせる信号）と同期させる外部回路が必要になる。外部回路を設けるとノイズなどの影響を受けやすくなり、Ｘ線照射との回路同期できない場合には、Ｘ線画像を取得できなくなるおそれがある。
　ここで、物質にＸ線を照射すると、電子（Ｘ線光電子）が物質の表面から放出される（光電効果）。そのため、絶縁材料や半導体材料などからなる部材にＸ線を照射して、光電効果により部材内に電子を発生させ、部材の両端に電圧を印加し、部材の内部に電界をかけると、Ｘ線が照射されている期間に電流（Ｘ線光導電流）を取り出すことができる。前述した直接変換方式のＸ線検出器は、これを利用したものである。
　間接変換方式のＸ線検出器においても、半導体素子である薄膜トランジスタ２ｂ２にＸ線を照射すると、光電効果によりドレイン電極２ｂ２ｃとソース電極２ｂ２ｂとの間に電流が流れる。すなわち、薄膜トランジスタ２ｂ２にＸ線を照射すると、抵抗値が下がり、見掛け上、薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態になる。そのため、これを利用すれば、Ｘ線の入射開始時を直接検出することができる。
　図４は、比較例に係るＸ線検出器１０１のブロック図である。
　図４に示すように、Ｘ線検出器１０１には、アレイ基板２および信号処理部３が設けられている。また、図示は省略するが、画像処理部４およびシンチレータ５も設けられている。ただし、Ｘ線検出器１０１には、入射放射線検出部６が設けられていない。
　Ｘ線検出器１０１においては、以下のようにしてＸ線の入射開始時を検出する。
　まず、各薄膜トランジスタ２ｂ２をオフ状態にする。信号処理部３などにより、各データライン２ｃ２の電流積分値を検出する。電流積分値は、データライン２ｃ２に電気的に接続された複数の光電変換部２ｂ毎に順次検出する。この様な電流積分値の検出を反復して行う。そして、検出された電流積分値と、一つ前に検出された電流積分値との差を比較回路などにより求め、電流積分値の差が変化した時点を検出し、電流積分値の差が変化した時点をＸ線の入射開始時と判定する。この様にすれば、Ｘ線の入射開始時を直接検出することができる。
　ところが、光電変換部２ｂからの電流積分値を検出している期間に（信号電荷を読み出している期間に）、低周波ノイズなどの外乱ノイズがあると、外乱ノイズが検出された電流積分値に重なる。外乱ノイズの影響は、例えば、Ｘ線画像上において行画素単位で現れる。この様な外乱ノイズの影響は、横引きノイズと呼ばれている。
　比較例に係るＸ線の入射開始時の検出方法においては、検出された電流積分値と、一つ前に検出された電流積分値との差を求める。この場合、前述の横引きノイズがあると、検出された電流積分値にさらにオフセットが重畳する。その結果、Ｘ線の入射開始時の判定において誤判定が生じる要因となる。この場合、信号を大きくするために求められた電流積分値の差を積分すると、横引きノイズの影響も大きくなり、さらに誤判定が生じるおそれがさらに高くなる。
　図５は、比較例に係るＸ線の入射開始時の検出方法における電流積分値の差の変化を例示するためのグラフ図である。
　図５中のＸ１は、入射したＸ線のパルス幅である。Ｎ１は、ノイズである。Ｓ１はＸ線の入射開始時の判定に用いることができる有効電気信号である。
　図５から分かるように、Ｘ線が入射すると、電流積分値の差が増加する。そのため、電流積分値の差の変化を検出すればＸ線の入射開始時を検出することができる。
　ところが、前述したように、外乱ノイズの影響が大きくなる。この場合、同じ光電変換部２ｂにおける電流積分値同士の差を求めるため、求められた電流積分値の差が小さくなる。そのため、有効電気信号Ｓ１の値が小さくなりやすくなるので、Ｘ線の入射開始時の判定において誤判定がさらに生じやすくなる。
　そこで、本実施の形態に係るＸ線検出器１には、入射放射線検出部６が設けられている。
　図１および図２に示すように、入射放射線検出部６は、基準電位部６ａおよび判定部６ｂを有する。
　基準電位部６ａは、例えば、定電圧電源や定電流電源などの電源と電気的に接続されたものとすることができる。基準電位部６ａは、電源などと電気的に接続せず、フロート電位と電気的に接続することもできる。
　判定部６ｂは、信号検出回路３２を介して基準電位部６ａと電気的に接続されている。
　基準電位部６ａおよび判定部６ｂは、Ｘ線が入射しない領域に設けることができる。基準電位部６ａおよび判定部６ｂは、例えば、信号処理部３または画像処理部４が設けられる領域に設けることができる。基準電位部６ａおよび判定部６ｂは、信号処理部３または画像処理部４と一体化することもできる。
　図６（ａ）、（ｂ）は、Ｘ線検出器１における処理工程を例示するためのタイミングチャートである。
　図６（ａ）は、Ｘ線の入射開始時の検出を例示するためのタイミングチャートである。
　図６（ｂ）は、Ｘ線の入射が開始された後の処理工程を例示するためのタイミングチャートである。
　図７は、Ｘ線の入射開始時の検出を例示するためのフローチャートである。
　図６（ａ）および図７に示すように、Ｘ線の入射開始時を検出する場合には、まず、制御回路３１は、全ての制御ライン２ｃ１に制御信号Ｓ１（電圧）を入力しないようにする。すなわち、全ての薄膜トランジスタ２ｂ２をオフ状態にする。続いて、画像処理部４から信号処理部３に順次サンプリング信号を入力し、サンプリングを開始する。前述したように、Ｘ線が光電変換部２ｂに照射されると、光電効果により、ドレイン電極２ｂ２ｃとソース電極２ｂ２ｂとの間に電流が流れる。各光電変換部２ｂからの電流積分値の検出は、それぞれのサンプリング幅内で終了させる。また、それぞれのサンプリング幅内で基準電位部６ａからの電流積分値を検出する（図７のステップＳＴ１）。
　次に、判定部６ｂは、各光電変換部２ｂからの電流積分値と、基準電位部６ａからの電流積分値との差を求める（図７のステップＳＴ２）。
　次に、判定部６ｂは、求められた電流積分値の差が所定の判定基準を満たしているか否かを判定する（図７のステップＳＴ３）。
　判定基準を満たしている場合には、判定部６ｂは、Ｘ線が入射したと判定する。判定基準を満たしていない場合には、判定部６ｂは、Ｘ線が入射していないと判定する。
　判定部６ｂによりＸ線が入射したと判定された場合には、図６（ｂ）に例示をするＸ線画像を構成するための処理を行う（図７のステップＳＴ４）。
　例えば、図６（ｂ）に示すように、画像処理部４から信号処理部３に順次サンプリング信号を入力し、サンプリングを開始する。
　次に、制御回路３１は、一定期間経過後に、それぞれのサンプリング幅内において、制御ライン２ｃ１に制御信号Ｓ１を入力する。すなわち、制御回路３１は、一定期間経過後に、サンプリングを行う薄膜トランジスタ２ｂ２をオン状態にする。
　なお、「一定期間」は、実験やシミュレーションにより予め求められた時間とすることができる。この場合、「一定期間」は、固定的に設定することもできるし、Ｘ線の照射の前にその都度設定することもできる。
　また、「一定期間」は、検出値が第１の閾値を超え、第２の閾値を下回った時とすることもできる。
　入力された制御信号Ｓ１は、サンプリング幅内において終了させる。制御信号Ｓ１により薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態となると、光電変換素子２ｂ１からの信号電荷（画像データ信号Ｓ２）が受信できるようになる。信号検出回路３２により読み出された画像データ信号Ｓ２は、判定部６ｂを通過して、画像伝送部４に入力される。画像伝送部４は、入力された画像データ信号Ｓ２を順次増幅し、デジタル信号に変換する。そして、画像伝送部４は、デジタル信号に変換された画像データ信号Ｓ２に基づいて、Ｘ線画像を構成する。構成されたＸ線画像のデータは、画像伝送部４から外部の機器に向けて出力される。
　判定部６ｂによりＸ線が入射していないと判定された場合には、判定までの工程（ステップＳＴ１～ステップＳＴ３）を繰り返し行った回数（判定の回数）、および経過時間の少なくともいずれかを検出する（図７のステップＳＴ５）。
　次に、検出された判定の回数および経過時間の少なくともいずれかが規定値を超えているか否かを判定する（図７のステップＳＴ６）。
　検出された判定の回数などが規定値を超えていなければ、ステップＳＴ１に戻り前述した工程を再度行う。
　すなわち、制御回路３１は、複数の薄膜トランジスタ２ｂ２をオフ状態に維持する。
　信号検出回路３２は、各光電変換部２ｂからの電流積分値と、基準電位部６ａからの電流積分値とを再度検出する。
　判定部６ｂは、各光電変換部２ｂからの電流積分値と、基準電位部６ａからの電流積分値との差に基づいてＸ線の入射開始時を再度判定する。
　検出された判定の回数などが規定値を超えていれば、判定にかかわるデータ（判定の回数、経過時間、検出した電流積分値などに関するデータ）を初期化（消去）し、ステップＳＴ１に戻り前述した工程を再度行う。
　図８は、他の実施形態に係る基準電位部６ａ１を例示するためのブロック図である。
　図８に示すように、基準電位部６ａ１には、薄膜トランジスタ２ｂ２と、蓄積キャパシタ２ｂ３が設けられている。すなわち、基準電位部６ａ１は、光電変換部２ｂから光電変換素子２ｂ１を除いた構成を有している。
　なお、基準電位部６ａ１は、薄膜トランジスタ２ｂ２のみを有するものであってもよい。
　また、基準電位部６ａ１は、ドレイン電極２ｂ２ｃとバイアスライン２ｃ３を電気的に接続せず、光電変換素子２ｂ１の代わりに絶縁物を成膜したものとすることもできる。
　基準電位部６ａ１は、アレイ基板２の周縁領域において、制御ライン２ｃ１とデータライン２ｃ２とにより画された領域に設けられている。複数の基準電位部６ａ１は、制御ライン２ｃ１が並ぶ方向に並べて設けられている。薄膜トランジスタ２ｂ２および蓄積キャパシタ２ｂ３の電気的な接続は、光電変換部２ｂの場合と同様とすることができる。
　前述したように、薄膜トランジスタ２ｂ２にＸ線を照射すると、光電効果によりドレイン電極２ｂ２ｃとソース電極２ｂ２ｂとの間に電流が流れる。この場合、光電変換素子２ｂ１が設けられていないと、ドレイン電極２ｂ２ｃとソース電極２ｂ２ｂとの間に流れる電流は、ほぼ一定となる。基準電位部６ａ１は、この現象を利用したものである。
　基準電位部６ａ１と光電変換部２ｂの構成上の違いは、光電変換素子２ｂ１の有無のみであるため、光電変換部２ｂを形成する工程において基準電位部６ａ１を形成することができる。そのため、製造コストの低減や生産性の向上を図ることができる。
　また、基準電位部６ａ１は、アレイ基板２に設けることができる。そのため、省スペース化、ひいてはＸ線検出器１の小型化を図ることができる。
　また、マトリクス状に並べられた複数の光電変換部２ｂの内、任意の列に設けられた複数の光電変換部２ｂを基準電位部とすることもできる。
　すなわち、基準電位部は、マトリクス状に並べられた複数の光電変換部２ｂのうち、複数の制御ライン２ｃ１が並ぶ方向に並べて設けられた一列の複数の光電変換部２ｂとすることができる。
　この場合、Ｘ線画像を検出するための光電変換部２ｂと、基準電位部となる光電変換部２ｂとが異なるものとなるので、前述した比較例に係るＸ線の入射開始時の検出方法のように、電流積分値の検出時期がずれることがない。そのため、外乱ノイズの影響が大きくなることはない。
　この様にすれば、Ｘ線画像を検出するための光電変換部２ｂと、基準電位部となる光電変換部２ｂとが全く同じ構成となるので、製造コストの低減や生産性の向上をさらに図ることができる。
　図９は、他の実施形態に係る基準電位部６ａ２を例示するためのブロック図である。
　図９に示すように、基準電位部６ａ２は、前述した基準電位部となる複数の光電変換部２ｂと、それらを覆う遮蔽部材６ａ２ａを有する。
　基準電位部６ａ２となる光電変換部２ｂの上にシンチレータ５が設けられない場合には、遮蔽部材６ａ２ａは、Ｘ線吸収率が高い材料から形成される。Ｘ線吸収率が高い材料は、例えば、鉛、銅、鉄等の重金属とすることができる。基準電位部６ａ２となる光電変換部２ｂの上にシンチレータ５が設けられる場合には、Ｘ線吸収率が高い材料からなる遮蔽部材６ａ２ａをシンチレータ５のＸ線の入射側に設けることができる。遮蔽部材６ａ２ａがシンチレータ５とアレイ基板２との間に設けられる場合には、遮蔽部材６ａ２ａはシンチレータ５からの蛍光を遮光することができる材料から形成することができる。蛍光を遮光することができる材料は、例えば、金属材料、無機材料、有機材料などから適宜選択することができる。
　なお、光電変換部２ｂを覆う遮蔽部材６ａ２ａを例示したが、図８に例示をした基準電位部６ａ１を覆う遮蔽部材６ａ２ａを設けることもできる。
　遮蔽部材６ａ２ａを設ければ、その下にある光電変換部２ｂにＸ線または蛍光が入射することがない。または、遮蔽部材６ａ２ａの下にある基準電位部６ａ１にＸ線が入射することがない。そのため、Ｘ線がＸ線検出器１に照射された際に、遮蔽部材６ａ２ａの下に設けられた光電変換部２ｂや基準電位部６ａ１において電流が発生するのを抑制することができる。すなわち、基準となる電位をほぼゼロにすることができる。
　なお、アレイ基板２の上に基準電位部を設ける場合には、得られるＸ線画像への影響を考慮して、アレイ基板２の周縁領域に基準電位部を設ける様にすることが好ましい。Ｘ線画像の撮影においては、中央領域がより重要な部分の撮影に用いられ、周縁領域は位置決めなどの比較的重要度の低い撮影に用いられるからである。
　図１０は、入射放射線検出部６の効果を例示するためのグラフ図である。
　なお、図１０は、図９に例示をした基準電位部６ａ２、すなわち、遮蔽部材６ａ２ａを設けた場合である。
　図１０中のＸ２は、入射したＸ線のパルス幅である。Ｎ２は、ノイズである。Ｓ２はＸ線の入射開始時の判定に用いることができる有効電気信号である。
　図１０から分かるように、Ｘ線が入射すると、電流積分値の差が増加する。そのため、電流積分値の差の変化を検出すればＸ線の入射開始時を検出することができる。
　また、前述したように、比較例に係るＸ線の入射開始時の検出方法においては、検出された電流積分値と、一つ前に検出された電流積分値との差を求める。そのため、横引きノイズ等による外乱ノイズの影響が増大されることになる。
　これに対して、入射放射線検出部６（基準電位部６ａ、６ａ１、６ａ２）を設けるようにすれば、ほぼ同時に検出された光電変換部２ｂからの電流積分値と、基準電位部６ａからの電流積分値との差を求めることができる。ほぼ同時に電流積分値を検出するようにすれば、検出された電流積分値に含まれる外乱ノイズが同等となるので、電流積分値の差を求めた際に外乱ノイズを相殺することができる。すなわち、同相ノイズを除去することができる。
　その結果、例えば、図１０と図５とを比較すれば明らかな様に、ノイズＮ２はノイズＮ１にくらべて小さくなる。そのため、有効電気信号Ｓ２の値を大きくすることが可能となる。図５に例示をしたものの場合には、図１０に例示をしたものと比較するとＳ／Ｎ比が５倍になった。
　図１１は、薄膜トランジスタ２ｂ２をオフ状態にして光電変換部２ｂからの電流を検出する工程におけるサンプリング幅と、求められた電流積分値の差との関係を例示するためのグラフ図である。
　また、横軸はサンプリング幅、縦軸は求められた電流積分値の差を表している。
　図１１中の条件２は、条件１におけるＸ線管電流の２倍のＸ線管電流をＸ線源に流した場合である。
　図１１から分かるように、Ｘ線管電流に比例して求められた電流積分値の差が増加する。また、サンプリング幅を大きくすることによっても求められた電流積分値の差を増加させることができる。
　そのため、信号検出回路３２は、Ｓ／Ｎ比を向上させるために、薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態の時のサンプリング幅と、薄膜トランジスタ２ｂ２がオフ状態の時のサンプリング幅とを変更する。
　この場合、信号検出回路３２は、薄膜トランジスタ２ｂ２がオフ状態の時のサンプリング幅が、薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態の時のサンプリング幅よりも長くなるようにする。
　比較例に係るＸ線の入射開始時の検出方法においては、この現象をドレイン電極２ｂ２ｃとソース電極２ｂ２ｂ間の浮遊結合静電容量の変化としている。すなわち、Ｘ線が照射された場合の浮遊結合静電容量の変化を電圧として検出し、このときの求められた電流積分値の差は、Ｘ線が照射されている制御ライン２ｃ１に電気的に接続されている光電変換部２ｂの数に比例して増加するとしている。
　ところが、実際には、図１１に示すように、サンプリング幅に比例して求められた電流積分値の差が増加している。このことは、薄膜トランジスタ２ｂ２がオフ状態でも薄膜トランジスタ２ｂ２にＸ線が照射されると、光電効果によりドレイン電極２ｂ２ｃとソース電極２ｂ２ｂとの間に電流が流れ、データライン２ｃ２に電流が流れ続けるため、サンプリング幅に比例して求められた電流積分値の差が増加すると理解できる。
　図１２は、薄膜トランジスタ２ｂ２をオフ状態にして光電変換部２ｂからの電流を検出する工程におけるサンプリング幅と、求められた電流積分値の差との関係を例示するためのグラフ図である。
　図１２中の条件３は、図８に例示をした基準電位部６ａ１において、ドレイン電極２ｂ２ｃとバイアスライン２ｃ３を電気的に接続しない場合である。この場合、基準電位部６ａ１は、光電変換素子２ｂ１の代わりに絶縁物を成膜したものとしている。条件４は、複数の制御ライン２ｃ１が並ぶ方向に並べて設けられた一列の複数の光電変換部２ｂを基準電位部とした場合である。
　なお、Ｘ線の照射条件は同じとしている。
　図１２から分かるように、ドレイン電極２ｂ２ｃに接続される要素の構成によっても求められた電流積分値の差が変化する。ドレイン電極２ｂ２ｃとバイアスライン２ｃ３を電気的に接続しない条件３では、求められた電流積分値の差は非常に小さくなる。これは、バイアスライン２ｃ３からの電圧印加がないため、電流が流れにくかったためと考えられる。
　このように、光電変換素子２ｂ１が設けられていない基準電位部６ａ１を用いれば、求められた電流積分値の差のレベルはほとんど変わらず、かつ、同相ノイズを除去することができる。そのため、Ｓ／Ｎ比の向上を図ることができ、ひいては誤検出を抑制することができる。
　なお、以上のことは、基準電位部６ａおよび基準電位部６ａ２の場合も同様である。
　一般的に、Ｘ線強度は中央領域から周縁領域に向かうに従い低下する傾向がある。そのため、周縁領域にある光電変換部２ｂの列を基準電位部とすれば、図１２に例示をした効果が得られる。
　また、中央領域にある光電変換部２ｂの列を基準電位部とする場合には、判定基準を工夫することによって同様の効果を得ることは十分可能である。
　また、基準電位部６ａとしても同相ノイズを除去することができる。
　また、図１１において説明したように、求められた電流積分値の差はサンプリング幅に比例する。そのため、サンプリング幅を長くすれば、求められた電流積分値の差を大きくすることができるので、Ｓ／Ｎ比をさらに向上させることができる。
　また、信号検出回路３２において、データライン２ｃ２毎に電流積分値が異なるものとなる場合がある。
　この場合、判定部６ｂは、複数のデータライン２ｃ２毎の電流積分値を平均し、平均された電流積分値と基準電位部からの電流積分値との差に基づいてＸ射線の入射開始時を判定するようにする。
　以上に説明したように、本実施の形態に係るＸ線検出器１は、入射放射線検出部６を備えているので、ほぼ同時に検出された光電変換部２ｂからの電流積分値と、基準電位部６ａからの電流積分値との差を求めることができる。ほぼ同時に検出するようにすれば、検出された電流積分値に含まれる外乱ノイズが同等となるので、電流積分値同士の差を求めた際に外乱ノイズを相殺することができる。すなわち、同相ノイズを除去することができる。そのため、Ｓ／Ｎ比を大幅に向上させることができるので、誤判定を抑制することができる。
　以上、本発明のいくつかの実施形態を例示したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更などを行うことができる。これら実施形態やその変形例は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。また、前述の各実施形態は、相互に組み合わせて実施することができる。

Claims (11)

  1. 　基板と、
    　前記基板に設けられ、第１の方向に延びる複数の制御ラインと、
    　前記基板に設けられ、前記第１の方向に交差する第２の方向に延びる複数のデータラインと、
    　前記複数の制御ラインと、前記複数のデータラインと、により画された複数の領域のそれぞれに設けられ、対応する前記制御ラインと対応する前記データラインとに電気的に接続された薄膜トランジスタおよび光電変換素子を有する光電変換部と、
    　前記複数の制御ラインと電気的に接続され、複数の前記薄膜トランジスタのオン状態とオフ状態を切り替える制御回路と、
    　前記複数のデータラインと電気的に接続された信号検出回路と、
    　前記信号検出回路と電気的に接続された基準電位部と、
    　前記信号検出回路と電気的に接続された判定部と、
    　を備え、
    　前記信号検出回路は、前記薄膜トランジスタがオフ状態の時に、前記データラインを介して第１の電流積分値を検出するとともに、前記基準電位部からの第２の電流積分値を検出し、
    　前記判定部は、検出された前記第１の電流積分値と前記第２の電流積分値との差に基づいて放射線の入射開始時を判定する放射線検出器。
  2. 　前記基準電位部は、前記制御ラインと前記データラインとに電気的に接続された前記薄膜トランジスタを有する請求項１記載の放射線検出器。
  3. 　前記基準電位部は、マトリクス状に並べられた前記複数の光電変換部のうち、前記複数の制御ラインが並ぶ方向に並べて設けられた一列の前記複数の光電変換部を有する請求項１記載の放射線検出器。
  4. 　前記基準電位部は、前記基準電位部に設けられた前記薄膜トランジスタ、または前記基準電位部に設けられた前記複数の光電変換部を覆う遮蔽部材をさらに有する請求項２または３に記載の放射線検出器。
  5. 　前記基準電位部は、電源、または、フロート電位と電気的に接続されている請求項１記載の放射線検出器。
  6. 　前記信号検出回路は、前記薄膜トランジスタがオン状態の時のサンプリング幅と、前記薄膜トランジスタがオフ状態の時のサンプリング幅とを変更する請求項１～５のいずれか１つに記載の放射線検出器。
  7. 　前記薄膜トランジスタがオフ状態の時のサンプリング幅は、前記薄膜トランジスタがオン状態の時のサンプリング幅よりも長い請求項６記載の放射線検出器。
  8. 　前記判定部により前記放射線の入射が開始されたと判定された場合には、
    　前記制御回路は、一定期間経過後に前記複数の薄膜トランジスタをオン状態にする請求項１～７のいずれか１つに記載の放射線検出器。
  9. 　前記判定部により前記放射線の入射が開始されていないと判定された場合には、
    　前記制御回路は、前記複数の薄膜トランジスタをオフ状態に維持し、
    　前記信号検出回路は、前記第１の電流積分値と、前記第２の電流積分値とを再度検出し、
    　前記判定部は、前記第１の電流積分値と前記第２の電流積分値との差に基づいて放射線の入射開始時を再度判定する請求項１～７のいずれか１つに記載の放射線検出器。
  10. 　前記判定部は、前記判定の回数および経過時間の少なくともいずれかを検出し、検出された前記判定の回数および前記経過時間の少なくともいずれかが規定値を超えた場合には、
    　前記判定の回数、前記経過時間、前記第１の電流積分値、および前記第２の電流積分値に関するデータを初期化する請求項９記載の放射線検出器。
  11. 　前記判定部は、前記複数のデータライン毎の前記第１の電流積分値を平均し、前記平均された前記第１の電流積分値と前記第２の電流積分値との差に基づいて前記放射線の入射開始時を判定する請求項１～１０のいずれか１つに記載の放射線検出器。
PCT/JP2016/087259 2016-01-06 2016-12-14 放射線検出器 WO2017119251A1 (ja)

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