JP2011227047A

JP2011227047A - Radiation imaging apparatus and radiation imaging system

Info

Publication number: JP2011227047A
Application number: JP2010270127A
Authority: JP
Inventors: Naoyuki Nishino; 直行西納; Yasuyoshi Ota; 恭義大田; Haruyasu Nakatsugawa; 晴康中津川
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2010-03-29
Filing date: 2010-12-03
Publication date: 2011-11-10

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To perform long radiography by coupling a plurality of radiation detection units without increasing weight of the total device.SOLUTION: A radiation imaging apparatus 20A includes: a radiation detection unit 30a equipped with a radiation conversion panel capable of converting a radiation 16 to a radiation image; one control part 196 capable of controlling the radiation detection unit 30a; a first connection 464 capable of connecting between the radiation detection unit 30a and the control part 196; and a second connection 462 capable of connecting between the radiation detection unit 30a and the other radiation detection unit 30b.

Description

本発明は、放射線を放射線画像に変換する放射線変換パネルを備えた放射線検出ユニットを有する放射線画像撮影装置と、前記放射線画像撮影装置及び該放射線画像撮影装置を制御する制御装置を有する放射線画像撮影システムとに関する。 The present invention relates to a radiographic imaging system having a radiographic imaging apparatus having a radiation detection unit including a radiation conversion panel for converting radiation into a radiographic image, and a control apparatus for controlling the radiographic imaging apparatus and the radiographic imaging apparatus. And about.

医療分野において、被写体に放射線を照射し、該被写体を透過した前記放射線を放射線変換パネルに導いて放射線画像を撮影する放射線画像撮影装置が広汎に使用されている。前記放射線変換パネルとしては、前記放射線画像が露光記録される従来からの放射線フイルムや、蛍光体に前記放射線画像としての放射線エネルギを蓄積し、励起光を照射することで前記放射線画像を輝尽発光光として取り出すことのできる蓄積性蛍光体パネルが知られている。これらの放射線変換パネルは、前記放射線画像が記録された放射線フイルムを現像装置に供給して現像処理を行い、あるいは、前記蓄積性蛍光体パネルを読取装置に供給して読取処理を行うことで、可視画像を得ることができる。 2. Description of the Related Art In the medical field, radiation image capturing apparatuses that irradiate a subject with radiation and guide the radiation transmitted through the subject to a radiation conversion panel to capture a radiation image are widely used. As the radiation conversion panel, a conventional radiation film in which the radiation image is exposed and recorded, or radiation energy as the radiation image is accumulated in a phosphor and irradiated with excitation light, thereby stimulating the radiation image. A storage phosphor panel that can be extracted as light is known. These radiation conversion panels supply the radiation film on which the radiation image is recorded to the developing device to perform development processing, or supply the storage phosphor panel to the reading device to perform reading processing, A visible image can be obtained.

一方、手術室等においては、患者に対して迅速且つ的確な処置を施すため、撮影後の放射線変換パネルから直ちに放射線画像を読み出して表示できることが必要である。このような要求に対応可能な放射線変換パネルとして、放射線を電気信号に直接変換する固体検出素子を用いた直接変換型の放射線変換パネル、あるいは、放射線を可視光に一旦変換するシンチレータと、前記可視光を電気信号に変換する固体検出素子とを用いた間接変換型の放射線変換パネルが開発されている。 On the other hand, in an operating room or the like, it is necessary to be able to immediately read out and display a radiation image from a radiation conversion panel after imaging in order to perform a quick and accurate treatment on a patient. As a radiation conversion panel that can meet such demands, a direct conversion type radiation conversion panel using a solid-state detection element that directly converts radiation into an electrical signal, or a scintillator that temporarily converts radiation into visible light, and the visible light. An indirect conversion type radiation conversion panel using a solid-state detection element that converts light into an electrical signal has been developed.

そして、上述した直接変換型又は間接変換型の放射線変換パネルと、該放射線変換パネルを制御する制御部とによって、電子カセッテと呼称される放射線検出ユニットが構成される。前記電子カセッテは、放射線フイルム又は蓄積性蛍光体パネルを有する放射線検出ユニットと比較して高価ではあるが、高画質の放射線画像が得られると共に、該放射線画像の画像表示を速やかに行うことができるので、近年普及しつつある。 And the radiation detection unit called an electronic cassette is comprised by the direct conversion type or indirect conversion type radiation conversion panel mentioned above, and the control part which controls this radiation conversion panel. The electronic cassette is expensive compared to a radiation detection unit having a radiation film or a storage phosphor panel, but a high-quality radiation image can be obtained and the radiation image can be displayed quickly. So it has become popular in recent years.

ところで、被写体に対する撮影としては、該被写体の所定の撮影部位を透過した放射線を１つの放射線検出ユニットを用いて放射線画像に変換する通常の撮影と、１枚の画像に収まりきらない長尺な撮影部位（例えば、前記被写体の体全体）の放射線画像を得るための長尺撮影とがある（特許文献１及び２参照）。 By the way, as imaging for a subject, normal imaging in which radiation transmitted through a predetermined imaging region of the subject is converted into a radiographic image using one radiation detection unit, and long imaging that does not fit in one image. There is long imaging for obtaining a radiation image of a part (for example, the whole body of the subject) (see Patent Documents 1 and 2).

特許文献１には、複数の蓄積性蛍光体シートを部分的に重ね合わせて筐体内に収容した状態で長尺撮影を行うことが提案されている。特許文献２には、電子カセッテが他の放射線検出ユニットよりも高価で且つ厚みがあることに鑑みて、１つの電子カセッテを被写体の撮影部位に対して相対的に移動させ、移動した各位置で撮影を行った後に、各放射線画像を合成して１枚の長尺な放射線画像を得ることが提案されている。 Japanese Patent Application Laid-Open No. H10-228688 proposes to perform long photographing in a state where a plurality of stimulable phosphor sheets are partially overlapped and accommodated in a housing. In Patent Document 2, in view of the fact that the electronic cassette is more expensive and thicker than other radiation detection units, one electronic cassette is moved relative to the imaging region of the subject, and at each moved position. It has been proposed to synthesize each radiographic image after imaging to obtain a single long radiographic image.

特開２００２−８５３９２号公報JP 2002-85392 A 特開２００８−１７９６５号公報JP 2008-17965 A

長尺な被写体の画像を速やかに表示できるためには、特許文献１のような複数の蓄積性蛍光体シートによる長尺撮影ではなく、電子カセッテによる長尺撮影が望ましい。 In order to be able to quickly display an image of a long subject, it is desirable to perform long photographing using an electronic cassette instead of long photographing using a plurality of stimulable phosphor sheets as in Patent Document 1.

しかしながら、電子カセッテには、放射線変換パネルを制御する制御部が備わっているので、複数の電子カセッテを連結して放射線画像撮影装置を構成すると、装置全体の重量が大きくなり、該放射線画像撮影装置を取り扱う医師又は技師の負担が増大するおそれがある。 However, since the electronic cassette is provided with a control unit that controls the radiation conversion panel, if the radiographic imaging apparatus is configured by connecting a plurality of electronic cassettes, the weight of the entire apparatus increases, and the radiographic imaging apparatus May increase the burden on the doctor or engineer.

また、特許文献２の技術では、電子カセッテが移動した各位置で被写体に対する放射線の照射（撮影）を行うので、撮影開始から撮影終了までの長時間にわたり、前記被写体は、同じ姿勢を維持しなければならない。また、撮影中、前記被写体の体動が発生すれば、撮影後の画像合成に破綻が生じるおそれもある。 In the technique of Patent Document 2, radiation (imaging) is performed on the subject at each position where the electronic cassette is moved. Therefore, the subject must maintain the same posture for a long time from the start of imaging to the end of imaging. I must. Further, if body movement of the subject occurs during shooting, there is a possibility that image composition after shooting may be broken.

本発明は、上記の課題を解消するためになされたものであり、装置全体の重量を大きくすることなく、複数の放射線検出ユニットを連結して長尺撮影を行うことが可能となる放射線画像撮影装置及び放射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 to solve the above-described problems, and radiographic imaging that enables long imaging by connecting a plurality of radiation detection units without increasing the weight of the entire apparatus. An object is to provide an apparatus and a radiographic imaging system.

本発明に係る放射線画像撮影装置は、放射線を放射線画像に変換可能な放射線変換パネルを備える放射線検出ユニットと、
前記放射線検出ユニットを制御可能な１つの制御部と、
前記放射線検出ユニットと前記制御部との間を接続する第１の接続部と、
前記放射線検出ユニットと他の放射線検出ユニットとの間を接続可能な第２の接続部と、
を有することを特徴としている。 A radiation image capturing apparatus according to the present invention includes a radiation detection unit including a radiation conversion panel capable of converting radiation into a radiation image,
One control unit capable of controlling the radiation detection unit;
A first connecting part for connecting between the radiation detection unit and the control part;
A second connection portion connectable between the radiation detection unit and another radiation detection unit;
It is characterized by having.

また、本発明に係る放射線画像撮影システムは、放射線を放射線画像に変換可能な放射線変換パネルを備える放射線検出ユニットと、前記放射線検出ユニットを制御可能な１つの制御部と、前記放射線検出ユニットと前記制御部との間を接続する第１の接続部と、前記放射線検出ユニットと他の放射線検出ユニットとの間を接続可能な第２の接続部とを有する放射線画像撮影装置と、
前記放射線画像撮影装置を制御する制御装置と、
を備えることを特徴としている。 In addition, a radiographic imaging system according to the present invention includes a radiation detection unit including a radiation conversion panel capable of converting radiation into a radiation image, one control unit capable of controlling the radiation detection unit, the radiation detection unit, and the radiation detection unit. A radiographic imaging device having a first connection unit that connects between the control unit and a second connection unit that can connect between the radiation detection unit and another radiation detection unit;
A control device for controlling the radiographic imaging device;
It is characterized by having.

これらの発明によれば、放射線画像撮影装置には、１つの放射線検出ユニットと、１つの制御部とが設けられ、前記１つの放射線検出ユニットと前記１つの制御部とを前記第１の接続部により接続することで、該制御部は、前記第１の接続部を介して前記１つの放射線変換パネルを制御する。また、前記１つの放射線検出ユニットと他の放射線検出ユニットとを第２の接続部により接続することができれば、前記制御部は、前記第１の接続部及び前記第２の接続部を介して前記他の放射線検出ユニットの放射線変換パネルを制御することも可能となる。 According to these inventions, the radiation imaging apparatus is provided with one radiation detection unit and one control unit, and the one radiation detection unit and the one control unit are connected to the first connection unit. With this connection, the control unit controls the one radiation conversion panel via the first connection unit. In addition, if the one radiation detection unit and another radiation detection unit can be connected by a second connection unit, the control unit can transmit the first connection unit and the second connection unit via the first connection unit. It is also possible to control the radiation conversion panels of other radiation detection units.

このように、前記放射線画像撮影装置において、比較的重量の大きな前記１つの制御部を共用化することにより、前記各放射線検出ユニット毎に前記制御部を設けることが不要となり、前記放射線画像撮影装置を軽量化することが可能となる。この結果、前記放射線画像撮影装置を取り扱う医師又は技師の負担を軽減することができる。 Thus, in the radiographic imaging device, by sharing the one control unit having a relatively large weight, it is not necessary to provide the control unit for each radiation detection unit, and the radiographic imaging device. Can be reduced in weight. As a result, the burden on the doctor or engineer who handles the radiographic imaging apparatus can be reduced.

また、前記第２の接続部によって前記１つの放射線検出ユニットと前記他の放射線検出ユニットとを接続することができれば、被写体に対する１回の放射線の照射で長尺撮影を行うことが可能となり、より簡単に長尺撮影を行うことができると共に、撮影時間の短縮化も実現することができる。 In addition, if the one radiation detection unit and the other radiation detection unit can be connected by the second connection unit, it is possible to perform a long photographing by irradiating the subject with one radiation. Long shooting can be performed easily, and the shooting time can be shortened.

従って、本発明によれば、装置全体の重量を大きくすることなく、複数の放射線検出ユニットを連結して長尺撮影を行うことが可能となる。 Therefore, according to the present invention, it is possible to perform long imaging by connecting a plurality of radiation detection units without increasing the weight of the entire apparatus.

なお、上述した各放射線検出ユニットは、それぞれが単独でも通常撮影を行うことが可能な電子カセッテであり、本発明では、このような複数の電子カセッテを前記第２の接続部で連結することにより上述した各効果が得られる。 In addition, each radiation detection unit mentioned above is an electronic cassette which can perform normal imaging | photography individually, and in this invention, by connecting such a some electronic cassette by the said 2nd connection part. Each effect mentioned above is acquired.

また、前記放射線画像撮影装置は、複数の前記放射線検出ユニットをさらに有し、前記第１の接続部は、前記各放射線検出ユニットのうち少なくとも１つの放射線検出ユニットと前記制御部との間を接続し、前記第２の接続部は、前記各放射線検出ユニット間を接続すればよい。 The radiographic imaging apparatus further includes a plurality of the radiation detection units, and the first connection unit connects between at least one radiation detection unit of the radiation detection units and the control unit. And what is necessary is just to connect between each said radiation detection unit for the said 2nd connection part.

このように、前記各放射線検出ユニット間を前記第２の接続部で接続すると、上述した各効果が容易に得られる。 As described above, when the radiation detection units are connected by the second connection portion, the above-described effects can be easily obtained.

ここで、前記第１の接続部及び前記第２の接続部は、前記放射線画像を含むデータについて、前記制御部と前記各放射線検出ユニットとの間、及び、前記各放射線検出ユニット間でデータ通信を行うためのデータ線をそれぞれ備えることが望ましい。 Here, the first connection unit and the second connection unit perform data communication between the control unit and each radiation detection unit and between each radiation detection unit for data including the radiation image. It is desirable to provide data lines for performing

これにより、前記制御部は、前記各放射線変換パネルから前記データ線を介して前記放射線画像を含む各種のデータを取得することが可能となる。 Thereby, the control unit can acquire various types of data including the radiation image from the radiation conversion panels via the data lines.

この場合、前記各データ線が光通信により前記データのデータ通信を行えば、前記制御部は、大容量のデータを容易に取得することが可能になると共に、前記データ線の途中で電磁誘導等に起因したノイズが前記データに重畳することを阻止することができる。 In this case, if each data line performs data communication of the data by optical communication, the control unit can easily acquire a large amount of data, and electromagnetic induction or the like in the middle of the data line. It is possible to prevent noise caused by the noise from being superimposed on the data.

また、リアルタイムでの前記データの取得が求められていない場合に、前記各データ線は、半二重通信により双方向で前記データのデータ通信を行ってもよい。 Moreover, when the acquisition of the data in real time is not required, the data lines may perform data communication of the data in both directions by half-duplex communication.

また、前記第１の接続部及び前記第２の接続部は、前記各放射線変換パネル間の同期制御を行うための制御線をそれぞれ備えることが望ましい。 Moreover, it is preferable that the first connection unit and the second connection unit each include a control line for performing synchronization control between the radiation conversion panels.

これにより、撮影時に、前記各放射線変換パネル間では、前記制御線を介して、前記放射線を前記放射線画像に変換するための同期制御を確実に行うことが可能となる。なお、前記同期制御では、リアルタイムでの制御が要求されるので、前記制御線は、全二重通信により双方向で同期制御用の信号を伝送できることが望ましい。 This makes it possible to reliably perform synchronous control for converting the radiation into the radiation image via the control line between the radiation conversion panels during imaging. Since the synchronization control requires real-time control, it is desirable that the control line can transmit a signal for synchronization control in both directions by full-duplex communication.

この場合、前記制御部が前記各制御線を介して前記各放射線変換パネルに対する前記同期制御を行えば、該同期制御を確実に且つ効率よく行うことができる。 In this case, if the control unit performs the synchronization control for the radiation conversion panels via the control lines, the synchronization control can be performed reliably and efficiently.

また、前記第１の接続部及び前記第２の接続部は、前記制御部から前記放射線変換パネルに電力供給を行うための電力線をそれぞれ備えることが望ましい。 The first connection unit and the second connection unit preferably include power lines for supplying power from the control unit to the radiation conversion panel.

これにより、前記各放射線検出ユニットにバッテリ等の電源を設けなくても、前記各放射線変換パネルは、前記制御部から前記電力線を介して電力供給を受けることになるので、前記放射線画像撮影装置をさらに軽量化することが可能となる。 Thus, each radiation conversion panel receives power supply from the control unit via the power line without providing a power source such as a battery in each radiation detection unit. Further, it is possible to reduce the weight.

また、前記各放射線検出ユニットは、前記放射線変換パネルを収容するパネル収容部をそれぞれ備え、前記第２の接続部は、前記各パネル収容部を順次連結してもよい。 Each of the radiation detection units may include a panel storage unit that stores the radiation conversion panel, and the second connection unit may sequentially connect the panel storage units.

これにより、前記各放射線検出ユニットを一列に連結して１台の放射線画像撮影装置を構成することも可能となるので、長尺撮影を容易に行うことができる。 Thereby, since it becomes possible to connect each said radiation detection unit in a line and to comprise one radiographic imaging apparatus, long imaging | photography can be performed easily.

この場合、前記各パネル収容部には、前記放射線を透過可能な表面と、該表面に対向する裏面とがそれぞれ設けられ、
前記各パネル収容部の表面は、被写体を透過した前記放射線が照射される照射面であると共に、該照射面における前記放射線の照射領域は、前記放射線画像に変換可能な撮影領域であり、前記制御部は、前記表面における前記撮影領域以外の領域に配置される。 In this case, each panel housing portion is provided with a front surface through which the radiation can be transmitted and a back surface facing the front surface,
The surface of each panel housing portion is an irradiation surface on which the radiation transmitted through the subject is irradiated, and the irradiation region of the radiation on the irradiation surface is an imaging region that can be converted into the radiation image, and the control The part is arranged in an area other than the imaging area on the surface.

これにより、前記制御部に対する前記放射線の照射を確実に回避することができる。 Thereby, irradiation of the radiation to the control unit can be avoided reliably.

前記制御部が前記撮影領域に配置された状態で前記放射線の照射が行われると、前記制御部が前記放射線で劣化したり、あるいは、前記制御部が前記放射線画像に写り込むという不都合がある。従って、本発明では、上記のように、前記制御部に対する前記放射線の照射を回避することで、これらの不都合の発生を防止するようにしている。 If the radiation is performed while the control unit is arranged in the imaging region, the control unit is deteriorated by the radiation, or the control unit is reflected in the radiographic image. Therefore, in the present invention, as described above, the occurrence of these disadvantages is prevented by avoiding the irradiation of the radiation to the control unit.

そして、前記各パネル収容部の表面の外周部と裏面の外周部との間には、該パネル収容部の側面がそれぞれ設けられ、前記第１の接続部は、前記制御部に設けられた第１のコネクタと、前記表面における前記撮影領域以外の領域に設けられ且つ前記第１のコネクタに嵌合する第１の接続端子とであり、前記第２の接続部は、前記各パネル収容部の一側面の両端部にそれぞれ設けられた第２の接続端子と、一方のパネル収容部の第２の接続端子と他方のパネル収容部の第２の接続端子とに嵌合する第２のコネクタとである。 And between the outer peripheral part of the surface of each said panel accommodating part, and the outer peripheral part of a back surface, the side surface of this panel accommodating part is each provided, and said 1st connection part is provided in the said control part. 1 connector, and a first connection terminal that is provided in an area other than the imaging area on the surface and fits into the first connector, and the second connection portion is provided in each panel housing portion. A second connector provided at each end of the one side surface; a second connector that fits into a second connection terminal of one panel housing portion and a second connection terminal of the other panel housing portion; It is.

このように、前記第１のコネクタと前記第１の接続端子とを嵌合させることにより、前記制御部と１つのパネル収容部とが接続され、一方で、前記第２のコネクタと前記第２の接続端子とを嵌合させることにより、前記各パネル収容部間が接続されるので、前記各放射線検出ユニットを連結して１台の放射線画像撮影装置を構成する際の連結作業を容易に且つ効率よく行うことができる。 Thus, by fitting the first connector and the first connection terminal, the control unit and one panel housing unit are connected, while the second connector and the second connector are connected. The connection terminals are connected to each other so that the panel receiving portions are connected to each other. Therefore, it is possible to easily connect the radiation detecting units to form a single radiographic imaging apparatus. It can be done efficiently.

前記放射線画像撮影装置は、前記第２の接続部により連結された前記各パネル収容部の連結順番を検知し、検知結果を連結順番情報として生成する連結順番情報生成部をさらに有してもよい。 The radiographic imaging apparatus may further include a connection order information generation unit that detects a connection order of the panel storage units connected by the second connection unit and generates a detection result as connection order information. .

前記各パネル収容部が順次連結されているので、前記各放射線画像を画像合成して１枚の長尺な被写体の画像を形成する際、前記連結順番情報を参照することにより、前記各放射線画像がどの放射線変換パネルにより得られた画像であるのかを特定することができる。この結果、前記１枚の長尺な画像の形成を効率よく行うことができる。 Since each of the panel storage units is sequentially connected, when each of the radiation images is image-synthesized to form an image of one long subject, the radiation image is referred to by referring to the connection order information. Can be specified by which radiation conversion panel the image is obtained. As a result, the one long image can be efficiently formed.

また、前記制御部は、前記制御装置との間で信号の送受信が可能な通信部を有し、前記各放射線検出ユニットから前記各データ線を介して取得した前記各放射線画像の間引きデータを前記通信部を介して前記制御装置に送信してもよい。 In addition, the control unit includes a communication unit capable of transmitting and receiving signals to and from the control device, and the thinned data of each radiation image acquired from each radiation detection unit via each data line You may transmit to the said control apparatus via a communication part.

このように、低解像度の間引きデータを前記制御装置に送信することにより、医師又は技師は、撮影面に対する前記被写体のポジショニングを速やかに確認することが可能となる。 In this way, by transmitting the low-resolution thinning data to the control device, the doctor or engineer can quickly confirm the positioning of the subject with respect to the imaging surface.

なお、上述した放射線画像撮影装置において、隣接する放射線検出ユニット間で、その一部を互いに重ね合わせることにより、隣接する放射線変換パネルの一部が互いに重なり合うと共に、少なくとも１つの放射線変換パネルが、他の放射線変換パネルよりも前記放射線の照射側に配置されてもよい。 In the radiographic imaging apparatus described above, by overlapping a part of the adjacent radiation detection units with each other, a part of the adjacent radiation conversion panels overlap each other, and at least one radiation conversion panel is replaced with the other. The radiation conversion panel may be disposed on the radiation irradiation side.

これにより、前記各放射線検出ユニットを容易に連結することが可能になると共に、各放射線変換パネルでそれぞれ得られた各放射線画像を画像合成して、１枚の長尺な被写体の放射線画像を得る際に、各放射線画像の連結箇所における画像が欠落することを防止することも可能となる。 Accordingly, the radiation detection units can be easily connected, and the radiation images obtained by the radiation conversion panels are combined to obtain a radiation image of one long subject. At this time, it is also possible to prevent an image from being lost at the connection portion of each radiation image.

また、前記各放射線変換パネルは、前記放射線を可視光に変換するシンチレータと、前記可視光を前記放射線画像を示す電気信号に変換する固体検出素子と、前記固体検出素子から前記電気信号を読み出すスイッチング素子と、前記固体検出素子及び前記スイッチング素子が形成される基板とをそれぞれ有し、少なくとも１つの放射線変換パネルにおいて、前記基板は、可撓性を有するプラスチック製の基板であり、前記固体検出素子は、有機光導電体からなり、前記スイッチング素子は、有機半導体材料からなることが望ましい。 Each of the radiation conversion panels includes a scintillator that converts the radiation into visible light, a solid-state detection element that converts the visible light into an electrical signal indicating the radiation image, and switching that reads the electrical signal from the solid-state detection element. And at least one radiation conversion panel, wherein the substrate is a flexible plastic substrate, and the solid state detection element includes a substrate on which the solid state detection element and the switching element are formed. Is preferably made of an organic photoconductor, and the switching element is preferably made of an organic semiconductor material.

これにより、前記基板に前記固体検出素子及び前記スイッチング素子を低温成膜することが可能になると共に、前記放射線変換パネル、及び、該放射線変換パネルを備えた前記放射線検出ユニットの薄型化や軽量化も可能となる。この結果、複数の放射線検出ユニットを接続した際の接続箇所での段差を小さくすることができる。また、プラスチック及び有機系の材料は、前記放射線をほとんど吸収しないので、前記他の放射線変換パネルに、少しでも多くの線量の放射線を到達させることができる。 This makes it possible to form the solid state detection element and the switching element on the substrate at a low temperature, and make the radiation conversion panel and the radiation detection unit including the radiation conversion panel thinner and lighter. Is also possible. As a result, it is possible to reduce the level difference at the connection location when a plurality of radiation detection units are connected. Further, since plastic and organic materials hardly absorb the radiation, the radiation conversion panel can reach the other radiation conversion panel as much as possible.

なお、全ての放射線変換パネルが共に上述のプラスチック及び有機系の材料を用いていれば、いずれの放射線検出ユニットも薄くなるので、接続箇所での段差が生じにくくなることは勿論である。 In addition, if all the radiation conversion panels use the above-mentioned plastic and organic materials, since any radiation detection unit will become thin, of course, it will become difficult to produce the level | step difference in a connection location.

本発明によれば、放射線画像撮影装置には、１つの放射線検出ユニットと、１つの制御部とが設けられ、前記１つの放射線検出ユニットと前記１つの制御部とを前記第１の接続部により接続することで、該制御部は、前記第１の接続部を介して前記１つの放射線変換パネルを制御する。また、前記１つの放射線検出ユニットと他の放射線検出ユニットとを第２の接続部により接続することができれば、前記制御部は、前記第１の接続部及び前記第２の接続部を介して前記他の放射線検出ユニットの放射線変換パネルを制御することも可能となる。 According to the present invention, the radiation imaging apparatus is provided with one radiation detection unit and one control unit, and the one radiation detection unit and the one control unit are connected by the first connection unit. By connecting, the control unit controls the one radiation conversion panel via the first connection unit. In addition, if the one radiation detection unit and another radiation detection unit can be connected by a second connection unit, the control unit can transmit the first connection unit and the second connection unit via the first connection unit. It is also possible to control the radiation conversion panels of other radiation detection units.

第１実施形態に係る放射線画像撮影システムの構成図である。It is a block diagram of the radiographic imaging system which concerns on 1st Embodiment. 図１の放射線画像撮影装置の斜視図である。It is a perspective view of the radiographic imaging apparatus of FIG. 図１の放射線画像撮影装置の平面図である。It is a top view of the radiographic imaging apparatus of FIG. 図１の放射線画像撮影装置を模式的に示す側面図である。It is a side view which shows typically the radiographic imaging apparatus of FIG. 図５Ａは、１つの放射線検出ユニットの斜視図であり、図５Ｂは、図５Ａの放射線検出ユニットとは異なる他の１つの放射線検出ユニットの斜視図である。5A is a perspective view of one radiation detection unit, and FIG. 5B is a perspective view of another radiation detection unit different from the radiation detection unit of FIG. 5A. 図６Ａは、図５Ａの放射線検出ユニットから２つのブロックを離間させた状態を示す斜視図であり、図６Ｂは、図５Ｂの放射線検出ユニットから２つのブロックを離間させた状態を示す斜視図である。6A is a perspective view showing a state where two blocks are separated from the radiation detection unit of FIG. 5A, and FIG. 6B is a perspective view showing a state where two blocks are separated from the radiation detection unit of FIG. 5B. is there. 図６Ａの放射線検出ユニットと図６Ｂの放射線検出ユニットとを連結させた状態を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the state which connected the radiation detection unit of FIG. 6A, and the radiation detection unit of FIG. 6B. ２つの放射線検出ユニットに対して１つの制御部を配置する状態を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the state which arrange | positions one control part with respect to two radiation detection units. 接続部による２つの放射線検出ユニット間の接続を示す要部斜視図である。It is a principal part perspective view which shows the connection between the two radiation detection units by a connection part. 接続部による１つの制御部と１つの放射線検出ユニットとの接続を示す要部斜視図である。It is a principal part perspective view which shows the connection of one control part and one radiation detection unit by a connection part. 図１の放射線検出ユニットの一部を破断して図示した平面図である。It is the top view which fractured | ruptured and illustrated some radiation detection units of FIG. 図１１のＸＩＩ−ＸＩＩ線に沿った断面図である。It is sectional drawing along the XII-XII line | wire of FIG. 図１１のＸＩＩＩ−ＸＩＩＩ線に沿った断面図である。It is sectional drawing along the XIII-XIII line | wire of FIG. 図６Ｂの放射線検出ユニットの内部を示す断面図である。It is sectional drawing which shows the inside of the radiation detection unit of FIG. 6B. 図６Ｂの放射線検出ユニットの内部を示す断面図である。It is sectional drawing which shows the inside of the radiation detection unit of FIG. 6B. 制御部の一部を破断して図示した平面図である。It is the top view which fractured | ruptured and illustrated some control parts. 放射線変換パネルにおける画素の配列と、画素と接続端子との間の電気的接続とを模式的に示す説明図である。It is explanatory drawing which shows typically the arrangement | sequence of the pixel in a radiation conversion panel, and the electrical connection between a pixel and a connection terminal. パネル収容部と制御部との間の電気的接続を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the electrical connection between a panel accommodating part and a control part. 制御部のブロック図である。It is a block diagram of a control part. 図１の放射線画像撮影システムの詳細なブロック図である。It is a detailed block diagram of the radiographic imaging system of FIG. 図１の放射線画像撮影装置を用いた撮影を説明するためのフローチャートである。It is a flowchart for demonstrating imaging | photography using the radiographic imaging apparatus of FIG. 図２１のステップＳ２の処理の詳細を説明するためのフローチャートである。It is a flowchart for demonstrating the detail of the process of step S2 of FIG. 図２１のステップＳ５の処理の詳細を説明するためのフローチャートである。It is a flowchart for demonstrating the detail of the process of step S5 of FIG. 図１の制御部に対する充電処理の状態を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the state of the charge process with respect to the control part of FIG. 図２５Ａ及び図２５Ｂは、１枚のシンチレータを筐体内に収容した状態を示す断面図である。25A and 25B are cross-sectional views showing a state in which one scintillator is housed in a housing. 図２６Ａ及び図２６Ｂは、２枚のシンチレータを筐体内に収容した状態を示す断面図である。26A and 26B are cross-sectional views showing a state in which two scintillators are housed in a housing. 第２実施形態に係る放射線画像撮影システムの構成図である。It is a block diagram of the radiographic imaging system which concerns on 2nd Embodiment. 図２７の放射線画像撮影装置の斜視図である。It is a perspective view of the radiographic imaging apparatus of FIG. 図２８の２つの放射線検出ユニットを連結させた状態を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the state which connected the two radiation detection units of FIG. 図２９の２つの放射線検出ユニットに対して１つの制御部を配置する状態を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the state which arrange | positions one control part with respect to two radiation detection units of FIG. 放射線画像撮影装置の他の構成を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the other structure of a radiographic imaging apparatus. 変形例に係る放射線検出器の３画素分の構成を概略的に示す図である。It is a figure which shows roughly the structure for 3 pixels of the radiation detector which concerns on a modification. 図３２に示すＴＦＴ及び電荷蓄積部の概略構成図である。FIG. 33 is a schematic configuration diagram of a TFT and a charge storage section shown in FIG. 32.

本発明に係る放射線画像撮影装置及び放射線画像撮影システムの好適な実施形態について、図１〜図３３を参照しながら以下詳細に説明する。 A preferred embodiment of a radiographic imaging apparatus and a radiographic imaging system according to the present invention will be described below in detail with reference to FIGS.

先ず、第１実施形態に係る放射線画像撮影システム１０Ａについて、図１〜図２６Ｂを参照しながら説明する。 First, a radiographic imaging system 10A according to the first embodiment will be described with reference to FIGS. 1 to 26B.

図１に示すように、放射線画像撮影システム１０Ａは、ベッド等の撮影台１２に横臥した患者等の被写体１４に対して、撮影条件に従った線量からなる放射線１６を照射する放射線照射装置１８と、被写体１４を透過した放射線１６を検出して放射線画像に変換する放射線画像撮影装置２０Ａと、放射線照射装置１８及び放射線画像撮影装置２０Ａを制御するコンソール（制御装置）２２と、放射線画像を表示する表示装置２４とを備える。 As shown in FIG. 1, a radiographic imaging system 10A includes a radiation irradiating device 18 that irradiates a subject 16 such as a patient lying on an imaging platform 12 such as a bed with radiation 16 having a dose according to imaging conditions. The radiation image capturing device 20A that detects the radiation 16 that has passed through the subject 14 and converts it into a radiation image, the console (control device) 22 that controls the radiation irradiation device 18 and the radiation image capturing device 20A, and the radiation image are displayed. And a display device 24.

コンソール２２と、放射線照射装置１８、放射線画像撮影装置２０Ａ及び表示装置２４との間は、例えば、ＵＷＢ（ＵｌｔｒａＷｉｄｅＢａｎｄ）、ＩＥＥＥ８０２．１１．ａ／ｇ／ｎ等の無線ＬＡＮ（ＬｏｃａｌＡｒｅａＮｅｔｗｏｒｋ）又はミリ波等を用いた無線通信により信号の送受信が行われる。なお、ケーブルを用いた有線通信により信号の送受信を行ってもよいことは勿論である。 Between the console 22, the radiation irradiation device 18, the radiation image capturing device 20A, and the display device 24, for example, UWB (Ultra Wide Band), IEEE802.11. Signals are transmitted and received by wireless communication using a wireless LAN (Local Area Network) such as a / g / n or millimeter waves. It goes without saying that signals may be transmitted and received by wired communication using a cable.

また、コンソール２２には、病院内の放射線科において取り扱われる放射線画像やその他の情報を統括的に管理する放射線科情報システム（ＲＩＳ）２６が接続され、また、ＲＩＳ２６には、病院内の医事情報を統括的に管理する医事情報システム（ＨＩＳ）２８が接続される。 The console 22 is connected to a radiology information system (RIS) 26 for comprehensively managing radiographic images and other information handled in the radiology department in the hospital, and the RIS 26 has medical information in the hospital. Is connected to a medical information system (HIS) 28 for overall management.

放射線画像撮影装置２０Ａは、図１〜図３に示すように、撮影台１２と被写体１４との間に配置され、３つの放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃと、該放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ間を接続する２つのコネクタ３２と、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃにそれぞれ設けられた２つの接続端子４５４ａ〜４５４ｃ、４５６ａ〜４５６ｃを介して、少なくとも１つの放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃと接続される制御部１９６とを有する。 As shown in FIGS. 1 to 3, the radiographic image capturing apparatus 20 </ b> A is disposed between the imaging table 12 and the subject 14, and connects the three radiation detection units 30 a to 30 c and the radiation detection units 30 a to 30 c. And a control unit 196 connected to at least one radiation detection unit 30a to 30c via two connection terminals 454a to 454c and 456a to 456c respectively provided in the radiation detection units 30a to 30c. Have

放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃは、図１〜図８に示すように、同一形状且つ同じ厚みの２つの放射線検出ユニット３０ａ、３０ｃと、該放射線検出ユニット３０ａ、３０ｃとは異なる形状を有し且つ同じ厚みの１つの放射線検出ユニット３０ｂとの２種類の電子カセッテであり、種類の異なる電子カセッテを一列に沿って交互に連結すると共に、２つのコネクタ３２によって接続し、さらに、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃのうち、いずれか１つの放射線検出ユニットの２つの接続端子４５４ａ〜４５４ｃ、４５６ａ〜４５６ｃに制御部１９６を接続することにより、１台の放射線画像撮影装置２０Ａを構成する。なお、図１〜図３では、接続端子４５４ａ、４５６ａを介して放射線検出ユニット３０ａと制御部１９６とを接続した場合を図示している。 As shown in FIGS. 1 to 8, the radiation detection units 30a to 30c have two radiation detection units 30a and 30c having the same shape and the same thickness, and have the same shape as the radiation detection units 30a and 30c. There are two types of electronic cassettes with one radiation detection unit 30b having a thickness, and different types of electronic cassettes are alternately connected along one line, and are connected by two connectors 32, and further, the radiation detection units 30a-30c. Among them, one radiographic imaging apparatus 20A is configured by connecting the control unit 196 to the two connection terminals 454a to 454c and 456a to 456c of any one of the radiation detection units. 1 to 3 illustrate the case where the radiation detection unit 30a and the control unit 196 are connected via the connection terminals 454a and 456a.

ここで、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ及び制御部１９６について、より詳しく説明する。 Here, each radiation detection unit 30a-30c and the control part 196 are demonstrated in detail.

放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃは、略矩形状の筐体（パネル収容部）３４ａ〜３４ｃをそれぞれ有する（図５Ａ及び図５Ｂ参照）。筐体３４ａ〜３４ｃは、放射線１６を透過可能であると共に、該放射線１６を放射線画像に変換可能な放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃを収容する（図４参照）。そして、筐体３４ａ〜３４ｃと、該筐体３４ａ〜３４ｃの内部の各構成要素とによって、パネル部１９８ａ〜１９８ｃが構成される。 The radiation detection units 30a to 30c have substantially rectangular casings (panel housing portions) 34a to 34c, respectively (see FIGS. 5A and 5B). The casings 34a to 34c are capable of transmitting the radiation 16 and contain radiation conversion panels 172a to 172c capable of converting the radiation 16 into a radiation image (see FIG. 4). And the panel parts 198a-198c are comprised by the housing | casing 34a-34c and each component inside this housing | casing 34a-34c.

筐体３４ａ〜３４ｃの表面３６ａ〜３６ｃには、被写体１４の撮影位置を示すガイド線３８ａ〜３８ｃがそれぞれ形成されている。ガイド線３８ａ〜３８ｃの外枠が、表面３６ａ〜３６ｃにおける放射線１６の照射野（照射範囲）を示す撮影領域４０ａ〜４０ｃになる。また、ガイド線３８ａ〜３８ｃの中心位置（十字状に交差する２本のガイド線３８ａ〜３８ｃの交点）は、該撮影領域４０ａ〜４０ｃの中心位置となる。 Guide lines 38a to 38c indicating the shooting positions of the subject 14 are formed on the surfaces 36a to 36c of the casings 34a to 34c, respectively. The outer frames of the guide lines 38a to 38c become imaging regions 40a to 40c indicating the irradiation field (irradiation range) of the radiation 16 on the surfaces 36a to 36c. The center positions of the guide lines 38a to 38c (intersection points of the two guide lines 38a to 38c intersecting in a cross shape) are the center positions of the imaging areas 40a to 40c.

なお、これらの放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃにおいて、表面３６ａ〜３６ｃに対向する裏面４２ａ〜４２ｃには、ガイド線や撮影領域を設けない。すなわち、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃは、表面３６ａ〜３６ｃを放射線１６の照射面１４８ａ〜１４８ｃとし、外部から該照射面１４８ａ〜１４８ｃに対してのみ放射線１６が照射されて、該放射線１６を放射線画像に変換可能な電子カセッテである。 In these radiation detection units 30a to 30c, guide lines and imaging regions are not provided on the back surfaces 42a to 42c facing the front surfaces 36a to 36c. That is, the radiation detection units 30a to 30c have the surfaces 36a to 36c as irradiation surfaces 148a to 148c of the radiation 16, and the radiation 16 is irradiated only from the outside to the irradiation surfaces 148a to 148c. It is an electronic cassette that can be converted into

また、図２及び図３に示すように、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを連結しても、各ガイド線３８ａ〜３８ｃは重ならない一方で、筐体３４ａ〜３４ｃに収容された放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃは、その一部が重なり合う（図４参照）。 2 and 3, even if the radiation detection units 30a to 30c are connected, the guide lines 38a to 38c do not overlap, while the radiation conversion panels 172a to 172 accommodated in the casings 34a to 34c. 172c partially overlaps (see FIG. 4).

さらに、表面３６ａ〜３６ｃは、互いに略同じ面積であり、放射線１６の照射野も本来は略同じ大きさである。しかしながら、筐体３４ａ、３４ｃの側部の裏面４２ａ、４２ｃ側がブロック５８ａ、５８ｃ、６０ａ、６０ｃとして筐体３４ａ、３４ｃからそれぞれ分離して、段差部１２０ａ、１２０ｃ、１２２ａ、１２２ｂを形成することが可能である（図６Ａ参照）と共に、筐体３４ｂの側部の表面３６ｂ側がブロック５８ｂ、６０ｂとして筐体３４ｂから分離して、段差部１２０ｂ、１２２ｂを形成することが可能であるため（図６Ｂ参照）、撮影時には、表面３６ｂの面積は、表面３６ａ、３６ｃの面積と比較して小さくなる。従って、表面３６ｂ中、筐体３４ｂから分離しない領域にのみガイド線３８ｂ及び撮影領域４０ｂがそれぞれ表示されている。 Further, the surfaces 36a to 36c have substantially the same area as each other, and the irradiation field of the radiation 16 is originally substantially the same size. However, the back surfaces 42a and 42c of the side portions of the casings 34a and 34c may be separated from the casings 34a and 34c as blocks 58a, 58c, 60a and 60c, respectively, to form stepped portions 120a, 120c, 122a and 122b. This is possible (see FIG. 6A), and the side surface 36b side of the housing 34b can be separated from the housing 34b as blocks 58b and 60b to form stepped portions 120b and 122b (FIG. 6B). (See) When shooting, the area of the surface 36b is smaller than the areas of the surfaces 36a and 36c. Accordingly, the guide line 38b and the imaging region 40b are displayed only in the region that is not separated from the housing 34b in the surface 36b.

すなわち、各筐体３４ａ、３４ｃにおいては、段差部１２０ａ、１２０ｃ、１２２ａ、１２２ｃに近接（連接）する面を裏面４２ａ、４２ｃとし、一方で、裏面４２ａ、４２ｃに対向し且つ段差部１２０ａ、１２０ｃ、１２２ａ、１２２ｃから離間した面を表面３６ａ、３６ｃ（照射面１４８ａ、１４８ｃ）としている。一方、筐体３４ｂにおいては、段差部１２０ｂ、１２２ｂに近接（連接）する面を表面３６ｂ（照射面１４８ｂ）とし、一方で、表面３６ｂに対向し且つ段差部１２０ｂ、１２２ｂから離間した面を裏面４２ｂとしている。 That is, in each case 34a, 34c, the surfaces close to (connected to) the stepped portions 120a, 120c, 122a, 122c are the back surfaces 42a, 42c, while facing the back surfaces 42a, 42c and the stepped portions 120a, 120c. , 122a and 122c are surfaces 36a and 36c (irradiated surfaces 148a and 148c). On the other hand, in the case 34b, the surface close to (connected to) the stepped portions 120b and 122b is the surface 36b (irradiation surface 148b), while the surface facing the surface 36b and separated from the stepped portions 120b and 122b is the back surface. 42b.

さらにまた、筐体３４ａ〜３４ｃにおいて、表面３６ａ〜３６ｃの外周部と、裏面４２ａ〜４２ｃの外周部とは、４つの側面５０ａ〜５０ｃ、５２ａ〜５２ｃ、５４ａ〜５４ｃ、５６ａ〜５６ｃによってそれぞれ連結されている。この場合、筐体３４ａ〜３４ｃの側面５４ａ〜５４ｃ側には、該筐体３４ａ〜３４ｃから分離可能なブロック５８ａ〜５８ｃがそれぞれ設けられると共に、側面５４ａ〜５４ｃに対向する側面５６ａ〜５６ｃ側には、筐体３４ａ〜３４ｃから分離可能なブロック６０ａ〜６０ｃがそれぞれ設けられる。なお、これらのブロック５８ａ〜５８ｃ、６０ａ〜６０ｃの全長は、側面５０ａ〜５０ｃと、該側面５０ａ〜５０ｃに対向する側面５２ａ〜５２ｃとの間の距離に設定されている。 Furthermore, in the casings 34a to 34c, the outer peripheral portions of the front surfaces 36a to 36c and the outer peripheral portions of the rear surfaces 42a to 42c are connected by four side surfaces 50a to 50c, 52a to 52c, 54a to 54c, and 56a to 56c, respectively. Has been. In this case, blocks 58a to 58c that are separable from the casings 34a to 34c are respectively provided on the side surfaces 54a to 54c of the casings 34a to 34c, and on the side surfaces 56a to 56c that face the side surfaces 54a to 54c. Are provided with blocks 60a to 60c that are separable from the casings 34a to 34c, respectively. In addition, the full length of these blocks 58a-58c and 60a-60c is set to the distance between the side surfaces 50a-50c and the side surfaces 52a-52c facing the side surfaces 50a-50c.

ブロック５８ａ〜５８ｃの側面５０ａ〜５０ｃ側には、凹部７０ａ〜７０ｃがそれぞれ設けられ、該凹部７０ａ〜７０ｃに手動操作部７２ａ〜７２ｃが配置されている。また、ブロック５８ａ〜５８ｃの側面５２ａ〜５２ｃ側には、凹部７０ａ〜７０ｃと同一形状の凹部７４ａ〜７４ｃがそれぞれ設けられ、該凹部７４ａ〜７４ｃに手動操作部７６ａ〜７６ｃが配置されている。一方、ブロック６０ａ〜６０ｃにおいても、凹部７０ａ〜７０ｃ、７４ａ〜７４ｃに対向するように凹部７８ａ〜７８ｃ、８２ａ〜８２ｃがそれぞれ設けられ、該凹部７８ａ〜７８ｃ、８２ａ〜８２ｃに手動操作部８０ａ〜８０ｃ、８４ａ〜８４ｃが配置されている。 Concave portions 70a to 70c are respectively provided on the side surfaces 50a to 50c of the blocks 58a to 58c, and manual operation portions 72a to 72c are disposed in the concave portions 70a to 70c. Further, concave portions 74a to 74c having the same shape as the concave portions 70a to 70c are respectively provided on the side surfaces 52a to 52c of the blocks 58a to 58c, and manual operation portions 76a to 76c are disposed in the concave portions 74a to 74c. On the other hand, the blocks 60a to 60c are also provided with recesses 78a to 78c and 82a to 82c so as to face the recesses 70a to 70c and 74a to 74c, respectively. 80c and 84a to 84c are arranged.

ブロック５８ａ〜５８ｃの筐体３４ａ〜３４ｃ側には、手動操作部７２ａ〜７２ｃに連結される爪部材９０ａ〜９０ｃが、孔部９２ａ〜９２ｃを貫通してそれぞれ配設され、筐体３４ａ〜３４ｃにおける孔部９２ａ〜９２ｃに対向する箇所には、爪部材９０ａ〜９０ｃと係合可能な孔部９４ａ〜９４ｃが形成されている（図６Ａ及び図６Ｂ参照）。また、ブロック５８ａ〜５８ｃの筐体３４ａ〜３４ｃ側には、前述した爪部材９０ａ〜９０ｃと同様に、手動操作部７６ａ〜７６ｃに連結される爪部材９６ａ〜９６ｃが孔部９８ａ〜９８ｃを貫通してそれぞれ配設され、筐体３４ａ〜３４ｃにおける孔部９８ａ〜９８ｃに対向する箇所には、爪部材９６ａ〜９６ｃと係合可能な孔部１００ａ〜１００ｃが形成されている。 On the housings 34a to 34c side of the blocks 58a to 58c, claw members 90a to 90c connected to the manual operation portions 72a to 72c are respectively disposed through the holes 92a to 92c, and the housings 34a to 34c. Hole portions 94a to 94c that can be engaged with the claw members 90a to 90c are formed at positions facing the hole portions 92a to 92c (see FIGS. 6A and 6B). Similarly to the above-described claw members 90a to 90c, claw members 96a to 96c connected to the manual operation portions 76a to 76c pass through the holes 98a to 98c on the housings 34a to 34c side of the blocks 58a to 58c. Thus, holes 100a to 100c that can be engaged with the claw members 96a to 96c are formed at locations facing the holes 98a to 98c in the casings 34a to 34c, respectively.

ブロック６０ａ〜６０ｃの筐体３４ａ〜３４ｃ側においても、上述の爪部材９０ａ〜９０ｃと同様に、手動操作部８０ａ〜８０ｃに連結される爪部材１０２ａ〜１０２ｃが孔部１０４ａ〜１０４ｃを貫通してそれぞれ配設され、筐体３４ａ〜３４ｃにおける孔部１０４ａ〜１０４ｃに対向する箇所には、爪部材１０２ａ〜１０２ｃと係合可能な孔部１０６ａ〜１０６ｃが形成されている。また、ブロック６０ａ〜６０ｃの筐体３４ａ〜３４ｃ側には、前述した爪部材９６ａ〜９６ｃと同様に、手動操作部８４ａ〜８４ｃに連結される爪部材１０８ａ〜１０８ｃが孔部１１０ａ〜１１０ｃを貫通してそれぞれ配設され、筐体３４ａ〜３４ｃにおける孔部１１０ａ〜１１０ｃに対向する箇所には、爪部材１０８ａ〜１０８ｃと係合可能な孔部１１２ａ〜１１２ｃが形成されている。 Also on the housings 34a to 34c side of the blocks 60a to 60c, like the above-described claw members 90a to 90c, the claw members 102a to 102c connected to the manual operation units 80a to 80c pass through the holes 104a to 104c. Hole portions 106a to 106c that can be engaged with the claw members 102a to 102c are formed at locations that are respectively disposed and face the hole portions 104a to 104c in the casings 34a to 34c. Similarly to the above-described claw members 96a to 96c, claw members 108a to 108c connected to the manual operation units 84a to 84c pass through the holes 110a to 110c on the housings 34a to 34c side of the blocks 60a to 60c. Thus, holes 112a to 112c that can be engaged with the claw members 108a to 108c are formed at locations of the casings 34a to 34c facing the holes 110a to 110c, respectively.

従って、図５Ａ及び図５Ｂに示す状態で医師又は技師が手動操作部７２ａ〜７２ｃ、７６ａ〜７６ｃを互いに近接する方向に変位させると、該手動操作部７２ａ〜７２ｃ、７６ａ〜７６ｃに連動する爪部材９０ａ〜９０ｃ、９６ａ〜９６ｃが移動し、この結果、爪部材９０ａ〜９０ｃ、９６ａ〜９６ｃと孔部９４ａ〜９４ｃ、１００ａ〜１００ｃとの係合状態が解除されて、筐体３４ａ〜３４ｃからブロック５８ａ〜５８ｃを分離することができる（図６Ａ及び図６Ｂ参照）。また、医師又は技師が手動操作部８０ａ〜８０ｃ、８４ａ〜８４ｃを互いに近接する方向に変位させると、該手動操作部８０ａ〜８０ｃ、８４ａ〜８４ｃに連動する爪部材１０２ａ〜１０２ｃ、１０８ａ〜１０８ｃが移動し、この結果、爪部材１０２ａ〜１０２ｃ、１０８ａ〜１０８ｃと孔部１０６ａ〜１０６ｃ、１１２ａ〜１１２ｃとの係合状態が解除されて、筐体３４ａ〜３４ｃからブロック６０ａ〜６０ｃを分離することができる。 Therefore, when the doctor or engineer displaces the manual operation units 72a to 72c and 76a to 76c in the directions close to each other in the state shown in FIGS. 5A and 5B, the nail interlocked with the manual operation units 72a to 72c and 76a to 76c. The members 90a to 90c and 96a to 96c move, and as a result, the engagement state between the claw members 90a to 90c and 96a to 96c and the holes 94a to 94c and 100a to 100c is released, and the housings 34a to 34c are released. Blocks 58a-58c can be separated (see FIGS. 6A and 6B). Further, when the doctor or engineer displaces the manual operation units 80a to 80c and 84a to 84c in directions close to each other, the claw members 102a to 102c and 108a to 108c interlocked with the manual operation units 80a to 80c and 84a to 84c are provided. As a result, the claw members 102a to 102c, 108a to 108c are disengaged from the holes 106a to 106c and 112a to 112c, and the blocks 60a to 60c are separated from the casings 34a to 34c. it can.

筐体３４ａ〜３４ｃからブロック５８ａ〜５８ｃ、６０ａ〜６０ｃが分離されることにより、該筐体３４ａ〜３４ｃの側面５４ａ〜５４ｃ、５６ａ〜５６ｃ側には、段差部１２０ａ〜１２０ｃ、１２２ａ〜１２２ｃがそれぞれ形成されると共に、筐体３４ｂの表面３６ｂには、筐体３４ａ、３４ｃの照射面１４８ａ、１４８ｃ（撮影領域４０ａ、４０ｃ）よりも面積の小さな照射面１４８ｂ（撮影領域４０ｂ）が形成される。 By separating the blocks 58a to 58c and 60a to 60c from the housings 34a to 34c, stepped portions 120a to 120c and 122a to 122c are formed on the side surfaces 54a to 54c and 56a to 56c of the housings 34a to 34c. Irradiation surfaces 148b (imaging regions 40b) having a smaller area than the irradiation surfaces 148a and 148c (imaging regions 40a and 40c) of the housings 34a and 34c are formed on the surface 36b of the housing 34b. .

側面５０ａ〜５０ｃにおける段差部１２０ａ〜１２０ｃ側の箇所には、コネクタ３２に嵌合可能な接続端子１２４ａ〜１２４ｃがそれぞれ配設される。また、該側面５０ａ〜５０ｃにおける段差部１２２ａ〜１２２ｃ側の箇所にも、接続端子１２４ａ〜１２４ｃと同一形状の接続端子１２６ａ〜１２６ｃがそれぞれ配設される。コネクタ３２と、該コネクタ３２に嵌合する接続端子１２４ａ〜１２４ｃ、１２６ａ〜１２６ｃとによって、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ間を接続する接続部（第２の接続部）４６２が構成される（図７及び図９参照）。 Connection terminals 124a to 124c that can be fitted to the connector 32 are disposed at the positions on the side of the step portions 120a to 120c on the side surfaces 50a to 50c, respectively. In addition, connection terminals 126a to 126c having the same shape as the connection terminals 124a to 124c are also disposed at the positions on the side of the stepped portions 122a to 122c on the side surfaces 50a to 50c. The connector 32 and the connection terminals 124a to 124c and 126a to 126c fitted to the connector 32 constitute a connection portion (second connection portion) 462 for connecting the radiation detection units 30a to 30c (see FIG. 7 and FIG. 9).

さらに、側面５０ａ〜５０ｃの中央部分には、医師又は技師が把持するための取手部４５０ａ〜４５０ｃが配設される。また、側面５２ａ〜５２ｃの中央部分にも、前述した取手部４５０ａ〜４５０ｃと同一形状の取手部４５２ａ〜４５２ｃがそれぞれ設けられている。従って、医師又は技師は、取手部４５０ａ〜４５０ｃ、４５２ａ〜４５２ｃを把持して放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを運搬することも可能となる。 Furthermore, handle portions 450a to 450c for a doctor or an engineer to hold are disposed at the central portions of the side surfaces 50a to 50c. In addition, handle portions 452a to 452c having the same shape as the above-described handle portions 450a to 450c are also provided in the central portions of the side surfaces 52a to 52c, respectively. Therefore, the doctor or engineer can also carry the radiation detection units 30a to 30c while holding the handle portions 450a to 450c and 452a to 452c.

表面３６ａ〜３６ｃにおける側面５０ａ〜５０ｃ側には、同一形状の２つの接続端子４５４ａ〜４５４ｃ、４５６ａ〜４５６ｃがそれぞれ設けられ、一方で、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃを制御するブロック状の制御部１９６における底面側には、各接続端子４５４ａ〜４５４ｃ、４５６ａ〜４５６ｃに嵌合可能なコネクタ４５８、４６０が設けられている（図８参照）。コネクタ４５８、４６０と、該コネクタ４５８、４６０に嵌合する接続端子４５４ａ〜４５４ｃ、４５６ａ〜４５６ｃとによって、制御部１９６と１つの放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃとの間を接続する接続部（第１の接続部）４６４が構成される。 Two connection terminals 454a to 454c and 456a to 456c having the same shape are provided on the side surfaces 50a to 50c side of the surfaces 36a to 36c, respectively, and on the other hand, a block-shaped control unit 196 that controls the radiation conversion panels 172a to 172c. On the bottom side, connectors 458 and 460 that can be fitted to the connection terminals 454a to 454c and 456a to 456c are provided (see FIG. 8). A connector (first portion) for connecting between the control unit 196 and one radiation detection unit 30a to 30c by the connectors 458 and 460 and connection terminals 454a to 454c and 456a to 456c fitted to the connectors 458 and 460. 464).

なお、各接続端子４５４ａ〜４５４ｃ、４５６ａ〜４５６ｃは、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを連結した際に、等間隔に配置されるような位置に設けられている。また、制御部１９６は、コネクタ４５８、４６０と、接続端子４５４ａ〜４５４ｃ、４５６ａ〜４５６ｃとが嵌合した際に、該制御部１９６が撮影領域４０ａ〜４０ｃと重ならないような大きさ、すなわち、平面視で、表面３６ａ〜３６ｃにおける撮影領域４０ａ〜４０ｃと側面５０ａ〜５０ｃとの間の領域に納まるような大きさとされている（図３参照）。 In addition, each connection terminal 454a-454c, 456a-456c is provided in the position where it arrange | positions at equal intervals, when each radiation detection unit 30a-30c is connected. Further, the control unit 196 has such a size that the control unit 196 does not overlap the imaging regions 40a to 40c when the connectors 458 and 460 and the connection terminals 454a to 454c and 456a to 456c are fitted. In plan view, the size is set to fit within the area between the imaging areas 40a to 40c and the side faces 50a to 50c on the surfaces 36a to 36c (see FIG. 3).

さらに、制御部１９６の側面５０ａ〜５０ｃ側には、外部の電源から充電を受けるためのＡＣアダプタの入力端子１６０と、外部機器との間で情報の送受信が可能なインターフェース手段としてのＵＳＢ（ＵｎｉｖｅｒｓａｌＳｅｒｉａｌＢｕｓ）端子１６２と、ＰＣカード等のメモリカード１６４（図１９参照）を装填するためのカードスロット１６６と、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを起動させるための電源スイッチ１６８とがそれぞれ設けられている。 Further, on the side surfaces 50a to 50c of the control unit 196, a USB (Universal) as an interface means capable of transmitting and receiving information between the input terminal 160 of the AC adapter for receiving charging from an external power source and an external device. A serial bus terminal 162, a card slot 166 for loading a memory card 164 such as a PC card (see FIG. 19), and a power switch 168 for activating the radiation detection units 30a to 30c are provided. .

図９は、接続部４６２を示す要部斜視図である。ここでは、一例として、接続端子１２６ａと接続端子１２４ｂとをコネクタ３２により接続する場合について説明する。 FIG. 9 is a perspective view of a main part showing the connection part 462. Here, the case where the connection terminal 126a and the connection terminal 124b are connected by the connector 32 is demonstrated as an example.

接続部４６２を構成する各接続端子１２４ａ、１２６ｂには、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃ間での同期制御を行うための同期制御信号等を送受信するための制御線４７０ａ、４７０ｂと、アース線４７２ａ、４７２ｂと、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃに対する電力供給を行うための電力線４７４ａ、４７４ｂと、放射線画像を含むデータについて、光通信によるデータ通信を半二重通信により双方向に行うことが可能なデータ線４７６ａ、４７６ｂとがそれぞれ備わっている。なお、図９では、各接続端子１２４ａ、１２６ｂにおける、制御線４７０ａ、４７０ｂ、アース線４７２ａ、４７２ｂ、電力線４７４ａ、４７４ｂ、及び、データ線４７６ａ、４７６ｂの各端部がピン状になっている場合を図示している。 Control lines 470a and 470b for transmitting and receiving a synchronization control signal for performing synchronization control between the radiation conversion panels 172a to 172c, and ground lines 472a, 472b, power lines 474a and 474b for supplying power to the radiation conversion panels 172a to 172c, and data lines that can perform data communication by optical communication bidirectionally by half-duplex communication for data including radiation images 476a and 476b, respectively. In FIG. 9, the end portions of the control lines 470 a and 470 b, the ground lines 472 a and 472 b, the power lines 474 a and 474 b, and the data lines 476 a and 476 b in the connection terminals 124 a and 126 b are pin-shaped. Is illustrated.

これに対して、略Ｕ字状のコネクタ３２における接続端子１２６ａとの嵌合部分には、制御線４７０ａに連結されるソケット４８０と、アース線４７２ａに連結されるソケット４８２と、電力線４７４ａに連結されるソケット４８４と、データ線４７６ａに連結されるソケット４８６とが設けられている。また、コネクタ３２における接続端子１２４ｂとの嵌合部分には、ソケット４８０と電気的に接続され且つ制御線４７０ｂに連結されるソケット４９０と、ソケット４８２と電気的に接続され且つアース線４７２ｂに連結されるソケット４９２と、ソケット４８４と電気的に接続され且つ電力線４７４ｂに連結されるソケット４９４と、ソケット４８６と光学的に接続され且つデータ線４７６ｂに連結されるソケット４９６とが設けられている。 On the other hand, the fitting portion of the substantially U-shaped connector 32 with the connection terminal 126a is connected to the socket 480 connected to the control line 470a, the socket 482 connected to the ground line 472a, and the power line 474a. Socket 484 and a socket 486 connected to the data line 476a are provided. Further, the fitting portion of the connector 32 with the connection terminal 124b is electrically connected to the socket 480 and connected to the control line 470b, and electrically connected to the socket 482 and connected to the ground line 472b. A socket 492 electrically connected to the socket 484 and coupled to the power line 474b, and a socket 496 optically coupled to the socket 486 and coupled to the data line 476b.

なお、制御線４７０ａ、４７０ｂの断面形状と、アース線４７２ａ、４７２ｂの断面形状、電力線４７４ａ、４７４ｂの断面形状と、データ線４７６ａ、４７６ｂの断面形状とは、互いに異なる大きさ及び形状であってもよい。また、ソケット４８０、４９０と、ソケット４８２、４９２と、ソケット４８４、４９４と、ソケット４８６、４９６とについても、互いに異なる大きさ及び形状であってもよい。 The cross-sectional shapes of the control lines 470a and 470b, the cross-sectional shapes of the ground wires 472a and 472b, the cross-sectional shapes of the power lines 474a and 474b, and the cross-sectional shapes of the data lines 476a and 476b are different from each other. Also good. Also, the sockets 480 and 490, the sockets 482 and 492, the sockets 484 and 494, and the sockets 486 and 496 may have different sizes and shapes.

また、図９では、一例として、接続端子１２６ａ及び接続端子１２４ｂとコネクタ３２との接続について説明したが、他の接続端子１２４ａ、１２４ｃ、１２６ｂ、１２６ｃとコネクタ３２との接続も同様にして行われることは勿論である。 In FIG. 9, as an example, the connection between the connection terminal 126a and the connection terminal 124b and the connector 32 has been described. However, the connection between the other connection terminals 124a, 124c, 126b, and 126c and the connector 32 is performed in the same manner. Of course.

図１０は、接続部４６４を示す要部斜視図である。ここでは、一例として、コネクタ４５８と接続端子４５４ａとを接続すると共に、コネクタ４６０と接続端子４５６ａとを接続する場合について説明する。 FIG. 10 is a perspective view of a main part showing the connection part 464. Here, as an example, a case where the connector 458 and the connection terminal 454a are connected and the connector 460 and the connection terminal 456a are connected will be described.

接続部４６４を構成する各接続端子４５４ａ、４５６ａには、前記同期制御信号等を送受信するための制御線５００ａ、５１０ａと、アース線５０２ａ、５１２ａと、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃに対する電力供給を行うための電力線５０４ａ、５１４ａと、放射線画像を含むデータについて、光通信によるデータ通信を半二重通信により双方向に行うことが可能なデータ線５０６ａ、５１６ａとがそれぞれ備わっている。なお、図１０においても、各接続端子４５４ａ、４５６ａにおける、制御線５００ａ、５１０ａ、アース線５０２ａ、５１２ａ、電力線５０４ａ、５１４ａ、及び、データ線５０６ａ、５１６ａの各端部がピン状になっている場合を図示している。 The connection terminals 454a and 456a constituting the connection unit 464 supply power to the control lines 500a and 510a, the ground lines 502a and 512a, and the radiation conversion panels 172a to 172c for transmitting and receiving the synchronization control signal and the like. Power lines 504a and 514a, and data lines 506a and 516a that can perform data communication by optical communication bidirectionally by half-duplex communication for data including radiation images. Also in FIG. 10, the end portions of the control lines 500a and 510a, the ground lines 502a and 512a, the power lines 504a and 514a, and the data lines 506a and 516a in the connection terminals 454a and 456a are pin-shaped. The case is illustrated.

これに対して、各コネクタ４５８、４６０における接続端子４５４ａ、４５６ａとの嵌合部分には、制御線５００ａ、５１０ａに連結されるソケット５２０、５３０と、アース線５０２ａ、５１２ａに連結されるソケット５２２、５３２と、電力線５０４ａ、５１４ａに連結されるソケット５２４、５３４と、データ線５０６ａ、５１６ａに連結されるソケット５２６、５３６とがそれぞれ設けられている。 On the other hand, in the fitting portions of the connectors 458 and 460 with the connection terminals 454a and 456a, sockets 520 and 530 connected to the control lines 500a and 510a and sockets 522 connected to the ground wires 502a and 512a. 532, sockets 524 and 534 connected to the power lines 504a and 514a, and sockets 526 and 536 connected to the data lines 506a and 516a, respectively.

なお、制御線５００ａ、５１０ａの断面形状と、アース線５０２ａ、５１２ａの断面形状と、電力線５０４ａ、５１４ａの断面形状と、データ線５０６ａ、５１６ａの断面形状とは、互いに異なる大きさ及び形状であってもよい。また、ソケット５２０、５３０と、ソケット５２２、５３２と、ソケット５２４、５３４と、ソケット５２６、５３６とについても、互いに異なる大きさ及び形状であってもよい。 The cross-sectional shapes of the control lines 500a and 510a, the cross-sectional shapes of the ground wires 502a and 512a, the cross-sectional shapes of the power lines 504a and 514a, and the cross-sectional shapes of the data lines 506a and 516a are different sizes and shapes. May be. Also, the sockets 520 and 530, the sockets 522 and 532, the sockets 524 and 534, and the sockets 526 and 536 may have different sizes and shapes.

また、図１０では、一例として、コネクタ４５８と接続端子４５４ａとの接続、及び、コネクタ４６０と接続端子４５６ａとの接続について説明したが、コネクタ４５８、４６０と、他の接続端子４５４ｂ、４５４ｃ、４５６ｂ、４５６ｃとの接続も同様にして行われることは勿論である。 In FIG. 10, as an example, the connection between the connector 458 and the connection terminal 454a and the connection between the connector 460 and the connection terminal 456a have been described. However, the connectors 458 and 460 and the other connection terminals 454b, 454c and 456b are described. Of course, the connection to 456c is made in the same manner.

ここで、３つの放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを連結すると共に、１つの放射線検出ユニット３０ａに制御部１９６を連結して１台の放射線画像撮影装置２０Ａを構成する場合、医師又は技師は、下記のようにして放射線画像撮影装置２０Ａの組立作業を行う。 Here, when connecting the three radiation detection units 30a to 30c and connecting the control unit 196 to one radiation detection unit 30a to configure one radiation image capturing apparatus 20A, a doctor or a technician In this way, the assembling work of the radiographic image capturing apparatus 20A is performed.

先ず、筐体３４ａ〜３４ｃからブロック５８ａ〜５８ｃ、６０ａ〜６０ｃをそれぞれ分離して段差部１２０ａ〜１２０ｃ、１２２ａ〜１２２ｃを形成する（図６Ａ及び図６Ｂ参照）。この状態で、医師又は技師は、筐体３４ａの段差部１２２ａと筐体３４ｂの段差部１２０ｂとを嵌合させると共に、筐体３４ｂの段差部１２２ｂと筐体３４ｃの段差部１２０ｃとを嵌合させる（図７Ａ及び図７Ｂ参照）。 First, the blocks 58a to 58c and 60a to 60c are separated from the casings 34a to 34c to form stepped portions 120a to 120c and 122a to 122c (see FIGS. 6A and 6B). In this state, the doctor or engineer fits the stepped portion 122a of the housing 34a and the stepped portion 120b of the housing 34b, and fits the stepped portion 122b of the housing 34b and the stepped portion 120c of the housing 34c. (See FIGS. 7A and 7B).

次に、医師又は技師は、段差部１２２ａ、１２０ｂ側の接続端子１２６ａ、１２４ｂに略Ｕ字状のコネクタ３２を嵌合させると共に、段差部１２２ｂ、１２０ｃ側の接続端子１２６ｂ、１２４ｃにも他のコネクタ３２を嵌合させる。その後、医師又は技師は、放射線検出ユニット３０ａの接続端子４５４ａ、４５６ａにコネクタ４５８、４６０を嵌合させて、制御部１９６と放射線検出ユニット３０ａとを連結させる。 Next, the doctor or engineer fits the substantially U-shaped connector 32 to the connection terminals 126a and 124b on the stepped portions 122a and 120b, and also connects the other connection terminals 126b and 124c on the stepped portions 122b and 120c. The connector 32 is fitted. Thereafter, the doctor or engineer connects the connectors 458 and 460 to the connection terminals 454a and 456a of the radiation detection unit 30a to connect the control unit 196 and the radiation detection unit 30a.

これにより、制御部１９６と放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃとの間、及び、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ間は、電気的、光学的且つ機械的に接続された状態となり、制御部１９６から放射線検出ユニット３０ａを介して各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃに対する信号の送受信や電力供給が可能となると共に、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ間での信号の送受信等も可能となる。 Thereby, between the control part 196 and the radiation detection units 30a-30c, and between each radiation detection unit 30a-30c will be in the state electrically, optically, and mechanically connected, and a radiation detection is carried out from the control part 196. It is possible to transmit / receive signals and supply power to the radiation detection units 30a to 30c via the unit 30a, and to transmit / receive signals between the radiation detection units 30a to 30c.

また、図１、図３及び図４の左側から右側に向かって、放射線検出ユニット３０ａ→放射線検出ユニット３０ｂ→放射線検出ユニット３０ｃの順に、種類の異なる電子カセッテが交互に連結される。そのため、放射線画像撮影装置２０Ａの上面は、表面３６ａ→表面３６ｂ→表面３６ｃの順となり、面積の異なる照射面が一方向に沿って交互に連結されることになる。また、前述したように、各筐体３４ａ〜３４ｃは、同じ厚みであるため、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを連結して放射線画像撮影装置２０Ａを構成すると、各筐体３４ａ〜３４ｃの連結箇所（放射線画像撮影装置２０Ａの上面における各段差部１２２ａ、１２０ｂの嵌合箇所、及び、各段差部１２２ｂ、１２０ｃの嵌合箇所）での段差を発生させることなく、該放射線画像撮影装置２０Ａの厚みを、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃと同じ厚みにすることができると共に、放射線画像撮影装置２０Ａの上面を略平面状とすることができる（図１〜図４参照）。 Also, different types of electronic cassettes are alternately connected in the order of the radiation detection unit 30a → the radiation detection unit 30b → the radiation detection unit 30c from the left side to the right side of FIGS. Therefore, the upper surface of the radiographic imaging apparatus 20A is in the order of the surface 36a → the surface 36b → the surface 36c, and irradiation surfaces having different areas are alternately connected along one direction. Further, as described above, since the casings 34a to 34c have the same thickness, when the radiation image capturing device 20A is configured by connecting the radiation detection units 30a to 30c, the connecting portions of the casings 34a to 34c are connected. The thickness of the radiographic imaging device 20A is generated without generating a step at the fitting positions of the stepped portions 122a and 120b and the fitting locations of the stepped portions 122b and 120c on the upper surface of the radiographic imaging device 20A. Can be made to have the same thickness as each of the radiation detection units 30a to 30c, and the upper surface of the radiographic image capturing apparatus 20A can be substantially planar (see FIGS. 1 to 4).

さらに、被写体１４が横臥する放射線画像撮影装置２０Ａの上面に放射線１６が照射される場合（図１及び図２参照）、表面３６ａ〜３６ｃは、放射線１６が照射される照射面１４８ａ〜１４８ｃになると共に、放射線１６の照射範囲（撮影領域４０ａ〜４０ｃを含む照射野）が放射線画像撮影装置２０Ａの撮影面（撮影領域）１５６として構成される。 Furthermore, when the radiation 16 is irradiated on the upper surface of the radiographic imaging apparatus 20A on which the subject 14 is lying (see FIGS. 1 and 2), the surfaces 36a to 36c become irradiation surfaces 148a to 148c to which the radiation 16 is irradiated. At the same time, an irradiation range of the radiation 16 (an irradiation field including the imaging regions 40a to 40c) is configured as an imaging surface (imaging region) 156 of the radiographic image capturing device 20A.

図４に示すように、筐体３４ａ〜３４ｃの内部における、段差部１２０ａ〜１２０ｃ、１２２ａ〜１２２ｃが形成されていない幅広の部分に、シンチレータ１５０ａ〜１５０ｃ及び光電変換層１５２ａ〜１５２ｃを有し、且つ、放射線１６を放射線画像に変換する放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃがそれぞれ収容されている。この場合、各筐体３４ａ、３４ｂにおいては、放射線変換パネル１７２ａにおける放射線変換パネル１７２ｂ側の一部と、放射線変換パネル１７２ｂにおける放射線変換パネル１７２ａ側の一部とが（平面視で）重なり合うように、段差部１２２ａと段差部１２０ｂとが嵌合する。また、各筐体３４ｂ、３４ｃにおいても、放射線変換パネル１７２ｂにおける放射線変換パネル１７２ｃ側の一部と、放射線変換パネル１７２ｃにおける放射線変換パネル１７２ｂ側の一部とが（平面視で）重なり合うように、段差部１２２ｂと段差部１２０ｃとが嵌合する。 As shown in FIG. 4, scintillators 150 a to 150 c and photoelectric conversion layers 152 a to 152 c are provided in wide portions where the stepped portions 120 a to 120 c and 122 a to 122 c are not formed inside the casings 34 a to 34 c, In addition, radiation conversion panels 172a to 172c that convert the radiation 16 into a radiation image are accommodated. In this case, in each case 34a, 34b, a part of the radiation conversion panel 172b on the radiation conversion panel 172b side and a part of the radiation conversion panel 172b on the radiation conversion panel 172a side overlap (in plan view). The step portion 122a and the step portion 120b are fitted. Also, in each of the cases 34b and 34c, a part of the radiation conversion panel 172c side of the radiation conversion panel 172b and a part of the radiation conversion panel 172c on the side of the radiation conversion panel 172b are overlapped (in a plan view). The step portion 122b and the step portion 120c are fitted.

さらに、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃは、１つの電子カセッテとして単独で使用する場合には、撮影領域４０ａ〜４０ｃに放射線１６が照射される。これに対して、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを順次連結することで構成される放射線画像撮影装置２０Ａでは、前述したように、これらの撮影領域４０ａ〜４０ｃを含む撮影面１５６に放射線１６が照射される。なお、撮影領域４０ａ、４０ｃは、図１１に示すように、平面視で、シンチレータ１５０ａ、１５０ｃ（及び光電変換層１５２ａ、１５２ｃ）と略一致する。 Further, when each of the radiation detection units 30a to 30c is used alone as one electronic cassette, the radiation regions 16 are irradiated to the imaging regions 40a to 40c. On the other hand, in the radiographic imaging apparatus 20A configured by sequentially connecting the radiation detection units 30a to 30c, as described above, the radiation 16 is applied to the imaging surface 156 including these imaging areas 40a to 40c. Is done. Note that the imaging regions 40a and 40c substantially coincide with the scintillators 150a and 150c (and the photoelectric conversion layers 152a and 152c) in a plan view as shown in FIG.

図１１〜図１３に示すように、放射線検出ユニット３０ａ、３０ｃにおいて、筐体３４ａ、３４ｃ内における幅狭の裏面４２ａ、４２ｃ側に肉厚の衝撃吸収部材１７０ａ、１７０ｃが配置され、該衝撃吸収部材１７０ａ、１７０ｃから表面３６ａ、３６ｃに向かって、放射線変換パネル１７２ａ、１７２ｃ及び衝撃吸収部材１７４ａ、１７４ｃが順に積層されている。 As shown in FIGS. 11 to 13, in the radiation detection units 30 a and 30 c, thick shock absorbing members 170 a and 170 c are disposed on the narrow back surfaces 42 a and 42 c in the casings 34 a and 34 c, and the shock absorption is performed. Radiation conversion panels 172a and 172c and shock absorbing members 174a and 174c are stacked in this order from the members 170a and 170c toward the surfaces 36a and 36c.

衝撃吸収部材１７０ａ、１７０ｃは、外部から荷重が付与されたときに、該荷重に起因した衝撃を吸収（緩和）する。衝撃吸収部材１７４ａ、１７４ｃは、被写体１４から表面３６ａ、３６ｃを介して荷重が付与されたときに、該荷重に起因した衝撃を吸収（緩和）する。 The impact absorbing members 170a and 170c absorb (relax) the impact caused by the load when a load is applied from the outside. When a load is applied from the subject 14 through the surfaces 36a and 36c, the shock absorbing members 174a and 174c absorb (relax) the shock caused by the load.

また、放射線変換パネル１７２ａ、１７２ｃは、衝撃吸収部材１７０ａ、１７０ｃから衝撃吸収部材１７４ａ、１７４ｃの方向に向かって、ガラス基板等の光透過性及び放射線透過性の基板１７８ａ、１７８ｃ、透明電極等が形成された光透過性のＴＦＴ層１７６ａ、１７６ｃ、光電変換層１５２ａ、１５２ｃ、シンチレータ１５０ａ、１５０ｃの順に積層することにより構成される。 Further, the radiation conversion panels 172a and 172c include light-transmitting and radiation-transmitting substrates 178a and 178c such as glass substrates, transparent electrodes, and the like from the shock absorbing members 170a and 170c toward the shock absorbing members 174a and 174c. The formed light transmissive TFT layers 176a and 176c, photoelectric conversion layers 152a and 152c, and scintillators 150a and 150c are stacked in this order.

シンチレータ１５０ａ、１５０ｃは、表面３６ａ、３６ｃから衝撃吸収部材１７４ａ、１７４ｃを介して照射された放射線１６を可視光に一旦変換する。 The scintillators 150a and 150c once convert the radiation 16 irradiated from the surfaces 36a and 36c through the shock absorbing members 174a and 174c into visible light.

なお、シンチレータ１５０ａ、１５０ｃは、例えば、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）又はガドリニウム・オキサイド・サルファ（ＧＯＳ）から構成される。また、放射線画像撮影装置２０Ａを用いて被写体１４に対する長尺撮影を行う場合に、長尺な撮影部位（被写体１４の体全体）のうち、注目したい特定部位を撮影する放射線検出ユニットのシンチレータ１５０ａ、１５０ｃをＣｓＩで構成し、他の放射線検出ユニットのシンチレータ１５０ａ、１５０ｃをＧＯＳで構成してもよい。 The scintillators 150a and 150c are made of, for example, cesium iodide (CsI) or gadolinium oxide sulfide (GOS). In addition, when performing long imaging with respect to the subject 14 using the radiographic imaging device 20A, a scintillator 150a of a radiation detection unit that captures a specific site to be noted among long imaging sites (the entire body of the subject 14), 150c may be composed of CsI, and the scintillators 150a and 150c of other radiation detection units may be composed of GOS.

光電変換層１５２ａ、１５２ｃは、アモルファスシリコン（ａ−Ｓｉ）等の物質からなる固体検出素子（以下、画素という。）２００ａ、２００ｃ（図１７参照）を用いて前記可視光を信号電荷である電気信号に変換する。 The photoelectric conversion layers 152a and 152c use the solid detection elements (hereinafter referred to as pixels) 200a and 200c (see FIG. 17) made of a material such as amorphous silicon (a-Si) to convert the visible light into an electric signal that is a signal charge. Convert to signal.

ＴＦＴ層１７６ａ、１７６ｃは、一方の信号電極に信号線２０４ａ、２０４ｃ又は信号線２０６ａ、２０６ｃ（図１８参照）が接続されると共に、ゲート電極にゲート線２０２ａ、２０２ｃが接続される薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）２１０ａ、２１０ｃを行列状に配列して構成されており、放射線１６及び前記可視光を透過可能である。 The TFT layers 176a and 176c are thin film transistors (TFTs) in which signal lines 204a and 204c or signal lines 206a and 206c (see FIG. 18) are connected to one signal electrode, and gate lines 202a and 202c are connected to gate electrodes. 210a and 210c are arranged in a matrix and can transmit the radiation 16 and the visible light.

また、図１４及び図１５に示すように、放射線検出ユニット３０ｂにおいて、筐体３４ｂ内における幅広の裏面４２ｂ側に、衝撃吸収部材１７０ａ、１７０ｃと同様の機能を有する薄肉の衝撃吸収部材１７０ｂが配置され、該衝撃吸収部材１７０ｂから表面３６ｂに向かって、放射線変換パネル１７２ｂ及び衝撃吸収部材１７４ｂが順に積層されている。 Further, as shown in FIGS. 14 and 15, in the radiation detection unit 30b, a thin shock absorbing member 170b having the same function as the shock absorbing members 170a and 170c is disposed on the wide back surface 42b side in the housing 34b. Then, the radiation conversion panel 172b and the shock absorbing member 174b are sequentially laminated from the shock absorbing member 170b toward the surface 36b.

衝撃吸収部材１７４ｂは、筐体３４ｂ内部における幅狭の表面３６ｂ側の部分に配置された肉厚の部材であり、被写体１４から表面３６ｂに荷重が付与されたときに、該荷重に起因した衝撃を吸収（緩和）する。 The shock absorbing member 174b is a thick member disposed on the narrow surface 36b side inside the housing 34b. When a load is applied from the subject 14 to the surface 36b, the shock due to the load is applied. Is absorbed (relaxed).

放射線変換パネル１７２ｂは、衝撃吸収部材１７０ｂから衝撃吸収部材１７４ｂの方向に向かって、ガラス基板等の光透過性及び放射線透過性の基板１７８ｂ、透明電極等が形成された光透過性のＴＦＴ層１７６ｂ、光電変換層１５２ｂ、シンチレータ１５０ｂの順に積層することにより構成される。 The radiation conversion panel 172b includes a light transmissive TFT layer 176b on which a light transmissive and radiation transmissive substrate 178b such as a glass substrate and a transparent electrode are formed in the direction from the shock absorbing member 170b to the shock absorbing member 174b. The photoelectric conversion layer 152b and the scintillator 150b are stacked in this order.

シンチレータ１５０ｂは、シンチレータ１５０ａ、１５０ｃと同様の機能を有する。従って、シンチレータ１５０ｂについても、ＣｓＩ又はＧＯＳで構成してもよい。また、注目したい特定部位を撮影するのであれば、シンチレータ１５０ｂをＣｓＩで構成すればよい。光電変換層１５２ｂは、光電変換層１５２ａ、１５２ｃと同様の機能を有し、ＴＦＴ層１７６ｂは、ＴＦＴ層１７６ａ、１７６ｃと同様の機能を有する。 The scintillator 150b has the same function as the scintillators 150a and 150c. Therefore, the scintillator 150b may also be composed of CsI or GOS. Further, if a specific part to be noticed is photographed, the scintillator 150b may be made of CsI. The photoelectric conversion layer 152b has the same function as the photoelectric conversion layers 152a and 152c, and the TFT layer 176b has the same function as the TFT layers 176a and 176c.

上述のように、被写体１４を透過した放射線１６をシンチレータにより可視光に一旦変換し、変換した前記可視光を固体検出素子（画素）により電気信号に変換する間接変換型の放射線変換パネル（放射線検出器）には、表面読取方式の放射線検出器と裏面読取方式の放射線検出器とがある。このうち、表面読取方式であるＩＳＳ（ＩｒｒａｄｉａｔｉｏｎＳｉｄｅＳａｍｐｌｉｎｇ）方式の放射線検出器は、放射線１６の照射方向に沿って、固体検出素子及びシンチレータが順に配置された構成を有する。また、裏面読取方式であるＰＳＳ（ＰｅｎｅｔｒａｔｉｏｎＳｉｄｅＳａｍｐｌｉｎｇ）方式の放射線検出器は、放射線１６の照射方向に沿って、シンチレータ及び固体検出素子が順に配置された構成を有する。 As described above, the radiation 16 transmitted through the subject 14 is temporarily converted into visible light by a scintillator, and the converted visible light is converted into an electrical signal by a solid-state detection element (pixel) (radiation detection panel). There are a surface reading type radiation detector and a back side reading type radiation detector. Among these, a radiation detector of an ISS (Irradiation Side Sampling) method that is a surface reading method has a configuration in which a solid detection element and a scintillator are sequentially arranged along the irradiation direction of the radiation 16. In addition, a PSS (Penetration Side Sampling) type radiation detector which is a back side reading system has a configuration in which a scintillator and a solid state detection element are sequentially arranged along the irradiation direction of the radiation 16.

図１１〜図１５に示す間接変換型の放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃは、表面３６ａ〜３６ｃに対して、シンチレータ１５０ａ〜１５０ｃと、画素２００ａ〜２００ｃを用いた光電変換層１５２ａ〜１５２ｃとを順に配置したＰＳＳ方式の放射線検出器として構成されている。 The indirect conversion type radiation conversion panels 172a to 172c shown in FIGS. 11 to 15 sequentially arrange scintillators 150a to 150c and photoelectric conversion layers 152a to 152c using pixels 200a to 200c with respect to the surfaces 36a to 36c. It is configured as a PSS radiation detector.

なお、図１１〜図１５では、間接変換型の放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃを図示しているが、放射線１６の線量をアモルファスセレン（ａ−Ｓｅ）等の物質からなる固体検出素子により電気信号に直接変換する直接変換型の放射線変換パネルを採用することも可能である。 11 to 15 show indirect conversion type radiation conversion panels 172a to 172c, the dose of radiation 16 is converted into an electrical signal by a solid-state detection element made of a substance such as amorphous selenium (a-Se). It is also possible to employ a direct conversion type radiation conversion panel for direct conversion.

基板１７８ａ〜１７８ｃは、（平面視で、）放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃを構成する他の部材よりも大きく（図１１〜図１５参照）、基板１７８ａ〜１７８ｃの側面５０ａ〜５０ｃ側には、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃを駆動するための駆動回路部１８２ａ〜１８２ｃが配置され、基板１７８ａ〜１７８ｃの側面５４ａ〜５４ｃ側には、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃから電気信号を読み出すための読出回路部１８４ａ〜１８４ｃが配置され、基板１７８ａ〜１７８ｃの側面５６ａ〜５６ｃ側には、電気信号を読み出すための読出回路部１８６ａ〜１８６ｃが配置されている。 The substrates 178a to 178c are larger than other members constituting the radiation conversion panels 172a to 172c (in a plan view) (see FIGS. 11 to 15), and the side surfaces 50a to 50c of the substrates 178a to 178c are exposed to radiation. Drive circuit units 182a to 182c for driving the conversion panels 172a to 172c are arranged, and on the side surfaces 54a to 54c side of the substrates 178a to 178c, a read circuit unit 184a for reading electric signals from the radiation conversion panels 172a to 172c. To 184c, and read circuit portions 186a to 186c for reading out electrical signals are arranged on the side surfaces 56a to 56c of the substrates 178a to 178c.

また、筐体３４ａ〜３４ｃ内部の側面５０ａ〜５０ｃ側には、読出回路部１８４ａ〜１８４ｃから読み出された電気信号（電荷情報）等を一時的に記憶するバッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃと、駆動回路部１８２ａ〜１８２ｃ及び読出回路部１８４ａ〜１８４ｃ、１８６ａ〜１８６ｃを介して放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃを制御するパネル制御部５４２ａ〜５４２ｃと、読出回路部１８６ａ〜１８６ｃから読み出された電気信号（電荷情報）等を一時的に記憶するバッファメモリ５４４ａ〜５４４ｃとがそれぞれ配置されている。なお、パネル制御部５４２ａ〜５４２ｃには、自己（放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ）を特定するためのカセッテＩＤ情報を記憶可能である。 Further, on the side surfaces 50a to 50c inside the casings 34a to 34c, buffer memories 540a to 540c for temporarily storing electric signals (charge information) read from the read circuit units 184a to 184c, and a drive circuit Panel control units 542a to 542c for controlling the radiation conversion panels 172a to 172c via the units 182a to 182c and the readout circuit units 184a to 184c and 186a to 186c, and electrical signals (charges) read from the readout circuit units 186a to 186c And buffer memories 544a to 544c for temporarily storing information) and the like. The panel control units 542a to 542c can store cassette ID information for identifying themselves (radiation detection units 30a to 30c).

そして、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃ、駆動回路部１８２ａ〜１８２ｃ、読出回路部１８４ａ〜１８４ｃ、１８６ａ〜１８６ｃ、バッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃ、５４４ａ〜５４４ｃ及びパネル制御部５４２ａ〜５４２ｃと、これらを収容する筐体３４ａ〜３４ｃとによって、放射線１６を放射線画像に変換して出力するパネル部１９８ａ〜１９８ｃが構成される。 The radiation conversion panels 172a to 172c, the drive circuit units 182a to 182c, the read circuit units 184a to 184c, 186a to 186c, the buffer memories 540a to 540c, 544a to 544c, and the panel control units 542a to 542c, and a housing for housing them. Panels 198a to 198c that convert the radiation 16 into a radiation image and output it are configured by the bodies 34a to 34c.

また、図１６に示すように、制御部１９６の内部には、接続部４６２、４６４を介して放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃに電力を供給するバッテリ等の電源部１９０と、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃを制御するカセッテ制御部１９２と、コンソール２２との間で無線による信号の送受信が可能であると共に、接続部４６２、４６４を介して各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃとの間での信号の送受信も可能な通信部１９４とが配置されている。 As shown in FIG. 16, the control unit 196 includes a power supply unit 190 such as a battery that supplies power to the radiation detection units 30 a to 30 c via connection units 462 and 464, and radiation conversion panels 172 a to 172 c. The cassette control unit 192 for controlling the signal and the console 22 can transmit and receive signals wirelessly, and also transmit and receive signals to and from the radiation detection units 30a to 30c via the connection units 462 and 464. A possible communication unit 194 is arranged.

図１７に模式的に示すように、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ内において、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃでは、前述のように、多数の画素２００ａ〜２００ｃがＴＦＴ層１７６ａ〜１７６ｃ（図１２〜図１５参照）を介して基板１７８ａ〜１７８ｃ上に配列され、さらに、これらの画素２００ａ〜２００ｃに対して駆動回路部１８２ａ〜１８２ｃから制御信号を供給する多数のゲート線２０２ａ〜２０２ｃと、多数の画素２００ａ〜２００ｃから出力される電気信号（信号電荷）を読み出して読出回路部１８４ａ〜１８４ｃに出力する多数の信号線２０４ａ〜２０４ｃと、多数の画素２００ａ〜２００ｃから出力される電気信号を読み出して読出回路部１８６ａ〜１８６ｃに出力する多数の信号線２０６ａ〜２０６ｃとが配列されている。 As schematically shown in FIG. 17, in each of the radiation detection units 30a to 30c, in the radiation conversion panels 172a to 172c, as described above, a large number of pixels 200a to 200c are TFT layers 176a to 176c (FIG. 12 to FIG. 15) and a plurality of gate lines 202a to 202c that supply control signals from the drive circuit units 182a to 182c to the pixels 200a to 200c, and a plurality of pixels. The electrical signals (signal charges) output from the signals 200a to 200c are read and output to the read circuit units 184a to 184c, and the electrical signals output from the pixels 200a to 200c are read and read. A large number of signal lines 206a to 206c output to the circuit units 186a to 186c are arranged. It has been.

なお、図１７の上方から下方に向かって、奇数行の画素２００ａ〜２００ｃの電気信号は、信号線２０４ａ〜２０４ｃを介して読出回路部１８４ａ〜１８４ｃに出力され、一方で、偶数行の画素２００ａ〜２００ｃの電気信号は、信号線２０６ａ〜２０６ｃを介して読出回路部１８６ａ〜１８６ｃに出力される。 Note that the electric signals of the odd-numbered pixels 200a to 200c are output to the readout circuit portions 184a to 184c via the signal lines 204a to 204c from the upper side to the lower side of FIG. 17, while the even-numbered pixels 200a. The electric signals of .about.200c are output to the reading circuit portions 186a to 186c through the signal lines 206a to 206c.

次に、放射線画像撮影装置２０Ａの回路構成及びブロック図に関し、図１８及び図１９を参照しながら詳細に説明する。 Next, the circuit configuration and block diagram of the radiation image capturing apparatus 20A will be described in detail with reference to FIGS.

放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃは、可視光を電気信号に変換するａ−Ｓｉ等の物質からなる各画素２００ａ〜２００ｂが形成された光電変換層１５２ａ〜１５２ｃ（図１２〜図１５参照）を、行列状のＴＦＴ２１０ａ〜２１０ｃのアレイの上に配置した構造を有する。この場合、駆動回路部１８２ａ〜１８２ｃを構成するバイアス回路２１４からバイアス電圧が供給される各画素２００ａ〜２００ｃでは、可視光を電気信号（アナログ信号）に変換することにより発生した電荷が蓄積され、各列毎にＴＦＴ２１０ａ〜２１０ｃを順次オンにすることにより前記電荷を画像信号として読み出すことができる。 The radiation conversion panels 172a to 172c are a matrix of photoelectric conversion layers 152a to 152c (see FIGS. 12 to 15) in which the respective pixels 200a to 200b made of a substance such as a-Si that converts visible light into electric signals are formed. The TFTs 210a to 210c are arranged on an array. In this case, in each of the pixels 200a to 200c to which a bias voltage is supplied from the bias circuit 214 that configures the drive circuit units 182a to 182c, charges generated by converting visible light into an electric signal (analog signal) are accumulated. The charges can be read out as an image signal by sequentially turning on the TFTs 210a to 210c for each column.

各画素２００ａ〜２００ｃに接続されるＴＦＴ２１０ａ〜２１０ｃのうち、図１８の上方から下方に向かって、奇数行に配列されたＴＦＴ２１０ａ〜２１０ｃは、列方向と平行に延びるゲート線２０２ａ〜２０２ｃと、行方向と平行に延びる信号線２０４ａ〜２０４ｃとに接続される。また、偶数行に配列されたＴＦＴ２１０ａ〜２１０ｃは、ゲート線２０２ａ〜２０２ｃと、行方向と平行に延びる信号線２０６ａ〜２０６ｃとに接続される。 Among the TFTs 210a to 210c connected to the pixels 200a to 200c, the TFTs 210a to 210c arranged in odd rows from the top to the bottom in FIG. 18 include gate lines 202a to 202c extending in parallel to the column direction, and rows It is connected to signal lines 204a to 204c extending in parallel with the direction. The TFTs 210a to 210c arranged in even rows are connected to the gate lines 202a to 202c and signal lines 206a to 206c extending in parallel to the row direction.

この場合、各ゲート線２０２ａ〜２０２ｃは、ゲート駆動回路２１２に接続され、ゲート線２０２ａ〜２０２ｃには、列方向に配列されたＴＦＴ２１０ａ〜２１０ｃをオンオフ制御する制御信号がゲート駆動回路２１２から供給される。この場合、ゲート駆動回路２１２には、カセッテ制御部１９２からパネル制御部５４２ａ〜５４２ｃを介してアドレス信号が供給される。 In this case, each of the gate lines 202a to 202c is connected to the gate drive circuit 212, and a control signal for controlling on / off of the TFTs 210a to 210c arranged in the column direction is supplied from the gate drive circuit 212 to the gate lines 202a to 202c. The In this case, the gate drive circuit 212 is supplied with an address signal from the cassette control unit 192 via the panel control units 542a to 542c.

信号線２０４ａ〜２０４ｃ、２０６ａ〜２０６ｃには、行方向に配列されたＴＦＴ２１０ａ〜２１０ｃを介して各画素２００ａ〜２００ｃに保持されている電荷がそれぞれ流出する。該電荷は、増幅器２２０ａ〜２２０ｃ、２３０ａ〜２３０ｃによってそれぞれ増幅される。増幅器２２０ａ〜２２０ｃ、２３０ａ〜２３０ｃには、サンプルホールド回路２２２ａ〜２２２ｃ、２３２ａ〜２３２ｃを介してマルチプレクサ２２３ａ〜２２３ｃ、２３３ａ〜２３３ｃがそれぞれ接続される。マルチプレクサ２２３ａ〜２２３ｃ、２３３ａ〜２３３ｃは、信号線２０４ａ〜２０４ｃ、２０６ａ〜２０６ｃを切り替えるＦＥＴ（電界効果トランジスタ）スイッチ２２４ａ〜２２４ｃ、２３４ａ〜２３４ｃと、１つのＦＥＴスイッチ２２４ａ〜２２４ｃ、２３４ａ〜２３４ｃをオンにする選択信号を出力するマルチプレクサ駆動回路２２６ａ〜２２６ｃ、２３６ａ〜２３６ｃとをそれぞれ備える。マルチプレクサ駆動回路２２６ａ〜２２６ｃ、２３６ａ〜２３６ｃには、カセッテ制御部１９２（図１６及び図１９参照）からパネル制御部５４２ａ〜５４２ｃを介してアドレス信号が供給される。ＦＥＴスイッチ２２４ａ〜２２４ｃ、２３４ａ〜２３４ｃには、Ａ／Ｄ変換器２２８ａ〜２２８ｃ、２３８ａ〜２３８ｃが接続され、Ａ／Ｄ変換器２２８ａ〜２２８ｃ、２３８ａ〜２３８ｃによってデジタル信号に変換された放射線画像がバッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃ、５４４ａ〜５４４ｃにそれぞれ一時的に記憶される。 The charges held in the pixels 200a to 200c flow out to the signal lines 204a to 204c and 206a to 206c through the TFTs 210a to 210c arranged in the row direction. The electric charges are amplified by the amplifiers 220a to 220c and 230a to 230c, respectively. Multiplexers 223a to 223c and 233a to 233c are connected to the amplifiers 220a to 220c and 230a to 230c via sample hold circuits 222a to 222c and 232a to 232c, respectively. The multiplexers 223a to 223c and 233a to 233c turn on the FET (field effect transistor) switches 224a to 224c and 234a to 234c for switching the signal lines 204a to 204c and 206a to 206c, and one FET switch 224a to 224c, 234a to 234c. Multiplexer driving circuits 226a to 226c and 236a to 236c for outputting selection signals to be respectively provided. The multiplexer driving circuits 226a to 226c and 236a to 236c are supplied with address signals from the cassette control unit 192 (see FIGS. 16 and 19) via the panel control units 542a to 542c. A / D converters 228a to 228c and 238a to 238c are connected to the FET switches 224a to 224c and 234a to 234c, and radiation images converted into digital signals by the A / D converters 228a to 228c and 238a to 238c The data is temporarily stored in the buffer memories 540a to 540c and 544a to 544c, respectively.

各バッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃは、接続端子１２４ａ〜１２４ｃ、４５４ａ〜４５４ｃにそれぞれ接続されると共に、各バッファメモリ５４４ａ〜５４４ｃは、接続端子１２６ａ〜１２６ｃ、４５６ａ〜４５６ｃにそれぞれ接続される。また、前述したように、制御部１９６は、接続部４６４を介して放射線検出ユニット３０ａと連結され、接続部４６２によって放射線検出ユニット３０ａ→放射線検出ユニット３０ｂ→放射線検出ユニット３０ｃの順に連結されているので、制御部１９６は、上記の連結順に従って、（１）バッファメモリ５４０ａ、バッファメモリ５４４ａ、（２）バッファメモリ５４０ｂ、（３）バッファメモリ５４４ｂ、（４）バッファメモリ５４０ｃ、（５）バッファメモリ５４４ｃの順に、各バッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃ、５４４ａ〜５４４ｃに記憶されている放射線画像を順次読み出す。 The buffer memories 540a to 540c are connected to connection terminals 124a to 124c and 454a to 454c, respectively, and the buffer memories 544a to 544c are connected to connection terminals 126a to 126c and 456a to 456c, respectively. Further, as described above, the control unit 196 is coupled to the radiation detection unit 30a via the connection unit 464, and is coupled to the radiation detection unit 30a → the radiation detection unit 30b → the radiation detection unit 30c by the connection unit 462. Therefore, the control unit 196 performs (1) the buffer memory 540a, the buffer memory 544a, (2) the buffer memory 540b, (3) the buffer memory 544b, (4) the buffer memory 540c, and (5) the buffer memory in accordance with the above connection order. The radiation images stored in the buffer memories 540a to 540c and 544a to 544c are sequentially read out in the order of 544c.

すなわち、接続部４６４は、２系統のデータ通信ライン（データ線５０６ａ及びソケット５２６の系統と、データ線５１６ａ及びソケット５３６の系統）であり、一方で、各接続部４６２は、１系統のデータ通信ライン（例えば、データ線４７６ａ、ソケット４８６、４９６及びデータ線４７６ｂの系統）であるため、各バッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃに記憶された放射線画像のデータを一斉に読み出すと、該各データが衝突する可能性がある。 That is, the connection unit 464 is a two-system data communication line (a data line 506a and a socket 526 system and a data line 516a and a socket 536 system), while each connection unit 462 is one system data communication. Lines (for example, data lines 476a, sockets 486 and 496, and data lines 476b), so that when the radiation image data stored in the buffer memories 540a to 540c are read all at once, the data can collide with each other. There is sex.

そこで、制御部１９６は、バッファメモリ５４０ａ、５４４ａに記憶された放射線画像を１回読み出した後は、バッファメモリ５４０ａ、５４４ａ←バッファメモリ５４０ｂ←バッファメモリ５４４ｂ←バッファメモリ５４０ｃ←バッファメモリ５４４ｃの流れで、各バッファメモリ５４０ｂ、５４０ｃ、５４４ｂ、５４４ｃに一時記憶された各放射線画像を順次シフトさせながら、最終的に、バッファメモリ５４０ａ、５４４ａから接続部４６４を介して読み出すことにより、各バッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃ、５４４ａ〜５４４ｃに記憶された全ての放射線画像を読み出すようにしている。 Therefore, after reading the radiation image stored in the buffer memories 540a and 544a once, the control unit 196 follows the flow of buffer memory 540a, 544a ← buffer memory 540b ← buffer memory 544b ← buffer memory 540c ← buffer memory 544c. Each of the buffer memories 540a, 540c, 544b, 544c is finally read out from the buffer memories 540a, 544a via the connection unit 464 while sequentially shifting the radiation images temporarily stored in the buffer memories 540b, 540c, 544b, 544c. All radiographic images stored in 540c, 544a to 544c are read out.

なお、図１８において、パネル制御部５４２ａ〜５４２ｃと接続端子１２４ａ〜１２４ｃとを結ぶ破線、バッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃと接続端子１２４ａ〜１２４ｃとを結ぶ破線、及び、バッファメモリ５４４ａ〜５４４ｃと接続端子１２６ａ〜１２６ｃとを結ぶ破線は、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ間における同期制御信号の送受信の流れと、放射線画像のデータの入出力の流れとを図示している。 In FIG. 18, broken lines connecting panel control units 542a to 542c and connection terminals 124a to 124c, broken lines connecting buffer memories 540a to 540c and connection terminals 124a to 124c, and buffer memories 544a to 544c and connection terminals 126a. The broken lines connecting ˜126c illustrate the flow of transmission / reception of synchronization control signals between the radiation detection units 30a-30c and the flow of input / output of radiographic image data.

なお、スイッチング素子として機能するＴＦＴ２１０ａ〜２１０ｃは、ＣＭＯＳ（ＣｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙＭｅｔａｌ−ＯｘｓｉｄｅＳｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）イメージセンサ等、他の撮像素子と組み合わせて実現してもよい。さらにまた、ＴＦＴで言うところのゲート信号に相当するシフトパルスにより電荷をシフトしながら転送するＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ−ＣｏｕｐｌｅｄＤｅｖｉｃｅ）イメージセンサに置き換えることも可能である。 Note that the TFTs 210a to 210c functioning as switching elements may be realized in combination with another imaging element such as a CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor) image sensor. Furthermore, it can be replaced with a CCD (Charge-Coupled Device) image sensor that transfers charges while shifting them with a shift pulse corresponding to a gate signal referred to as a TFT.

カセッテ制御部１９２は、図１９に示すように、画像メモリ２４０と、アドレス信号発生部２４２と、カセッテＩＤメモリ２４４と、同期制御部２４８と、連結順番情報生成部２５０とを備える。 As shown in FIG. 19, the cassette control unit 192 includes an image memory 240, an address signal generation unit 242, a cassette ID memory 244, a synchronization control unit 248, and a connection order information generation unit 250.

画像メモリ２４０は、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃによって検出された放射線画像を記憶する。 The image memory 240 stores the radiation images detected by the radiation conversion panels 172a to 172c.

アドレス信号発生部２４２は、パネル制御部５４２ａ〜５４２ｃを介してゲート駆動回路２１２及びマルチプレクサ駆動回路２２６ａ〜２２６ｃ、２３６ａ〜２３６ｃにアドレス信号を供給する。カセッテＩＤメモリ２４４は、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを特定するためのカセッテＩＤ情報を記憶する。 The address signal generation unit 242 supplies an address signal to the gate driving circuit 212 and the multiplexer driving circuits 226a to 226c and 236a to 236c via the panel control units 542a to 542c. The cassette ID memory 244 stores cassette ID information for specifying the radiation detection units 30a to 30c.

同期制御部２４８は、通信部１９４及び接続部４６２、４６４を介して各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃとの間で、同期制御信号の送受信を行うことにより、撮影時における各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃの同期を取る。具体的には、同期制御信号の示すタイミングで放射線照射装置１８から被写体１４を介して撮影面１５６に放射線１６が照射される場合に、同期制御部２４８は、前記タイミングの前に放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃの各画素２００ａ〜２００ｃにおいて電荷蓄積が可能な状態となるように、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃを制御する。 The synchronization control unit 248 transmits and receives synchronization control signals to and from the radiation detection units 30a to 30c via the communication unit 194 and the connection units 462 and 464, so that each radiation detection unit 30a to 30c at the time of imaging is performed. Take the synchronization. Specifically, when the radiation 16 is irradiated onto the imaging surface 156 from the radiation irradiation device 18 via the subject 14 at the timing indicated by the synchronization control signal, the synchronization control unit 248 includes the radiation conversion panel 172a before the timing. The radiation conversion panels 172a to 172c are controlled so that charges can be accumulated in the pixels 200a to 200c of .about.172c.

連結順番情報生成部２５０は、通信部１９４及び接続部４６２、４６４を介して、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃのパネル制御部５４５ａ〜５４２ｃとの間でカセッテＩＤ情報を送受信することにより、放射線画像撮影装置２０Ａにおける各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃの連結順を特定（検知）し、特定した連結順と、該連結順での各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃのカセッテＩＤ情報とを示す連結順番情報を生成する。 The connection order information generation unit 250 transmits and receives the cassette ID information to and from the panel control units 545a to 542c of the radiation detection units 30a to 30c via the communication unit 194 and the connection units 462 and 464, thereby obtaining a radiographic image. Connection order information that identifies (detects) the connection order of the radiation detection units 30a to 30c in the imaging apparatus 20A and indicates the identified connection order and the cassette ID information of the radiation detection units 30a to 30c in the connection order. Generate.

コンソール２２は、図２０に示すように、通信部２８０、制御部２８２、撮影条件設定部２８４、ＩＤメモリ２８６、画像処理部２８８、画像メモリ２９０、同期処理部２９２、連結順番情報管理部２９４、ＳＩＤ（線源受像画間距離）管理部２９６及び操作部２９８を有する。なお、図２０では、放射線画像撮影装置２０Ａを模式的に図示する。 As shown in FIG. 20, the console 22 includes a communication unit 280, a control unit 282, an imaging condition setting unit 284, an ID memory 286, an image processing unit 288, an image memory 290, a synchronization processing unit 292, a connection order information management unit 294, It has a SID (distance between source image reception) management unit 296 and an operation unit 298. In FIG. 20, the radiographic image capturing apparatus 20A is schematically illustrated.

通信部２８０は、放射線画像撮影装置２０Ａ、表示装置２４、ＲＩＳ２６及びＨＩＳ２８との間で信号の送受信を行う。制御部２８２は、コンソール２２を全体的に制御する。 The communication unit 280 transmits and receives signals to and from the radiographic image capturing device 20A, the display device 24, the RIS 26, and the HIS 28. The control unit 282 controls the console 22 as a whole.

この場合、制御部２８２は、ＲＩＳ２６から取得した撮影のオーダ情報を撮影条件設定部２８４に記憶する。また、制御部２８２は、ＲＩＳ２６から取得し、あるいは、医師又は技師がキーボードやマウス等の操作部２９８を操作して設定した被写体１４に対する長尺撮影の撮影条件を撮影条件設定部２８４に記憶する。 In this case, the control unit 282 stores the imaging order information acquired from the RIS 26 in the imaging condition setting unit 284. Further, the control unit 282 stores in the imaging condition setting unit 284 long imaging conditions for the subject 14 acquired from the RIS 26 or set by the doctor or engineer by operating the operation unit 298 such as a keyboard or a mouse. .

なお、オーダ情報は、ＲＩＳ２６を用いて医師により作成されるものであり、被写体１４の氏名、年齢、性別等、被写体１４を特定するための被写体情報に加えて、撮影に使用する撮影装置、撮影部位、撮影条件が含まれる。また、撮影条件とは、例えば、放射線照射装置１８を構成する放射線源２６４の管電圧、管電流、放射線１６の照射時間等、被写体１４に照射される放射線量を決定するための条件である。 Note that the order information is created by a doctor using the RIS 26, and in addition to subject information for specifying the subject 14, such as the name, age, and sex of the subject 14, a photographing device used for photographing, photographing The site and imaging conditions are included. The imaging conditions are conditions for determining the amount of radiation irradiated to the subject 14 such as, for example, the tube voltage of the radiation source 264 constituting the radiation irradiation apparatus 18, the tube current, the irradiation time of the radiation 16, and the like.

ＩＤメモリ２８６には、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃのカセッテＩＤ情報が記憶される。同期処理部２９２は、同期制御信号を生成して通信部２８０を介し放射線照射装置１８及び放射線画像撮影装置２０Ａに送信する。連結順番情報管理部２９４は、放射線画像撮影装置２０Ａから通信部２８０を介して受信した連結順番情報を記憶（管理）する。ＳＩＤ管理部２９６は、前記撮影条件に基づく、撮影時における放射線源２６４と放射線画像撮影装置２０Ａ（の各放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃ）との間の距離（ＳＩＤ）を記憶（管理）する。 The ID memory 286 stores cassette ID information of each of the radiation detection units 30a to 30c. The synchronization processing unit 292 generates a synchronization control signal and transmits the synchronization control signal to the radiation irradiation device 18 and the radiation image capturing device 20A via the communication unit 280. The connection order information management unit 294 stores (manages) the connection order information received from the radiographic image capturing apparatus 20A via the communication unit 280. The SID management unit 296 stores (manages) the distance (SID) between the radiation source 264 and the radiographic imaging device 20A (each of the radiation conversion panels 172a to 172c) based on the imaging conditions.

画像処理部２８８は、放射線画像撮影装置２０Ａから通信部２８０を介して受信された各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃの放射線画像を画像合成し、画像合成後の被写体１４の長尺な撮影部位に応じた画像（長尺撮影画像）と、画像合成に用いた各放射線画像とを画像メモリ２９０に記憶する。 The image processing unit 288 synthesizes the radiation images of the radiation detection units 30a to 30c received from the radiation image capturing apparatus 20A via the communication unit 280, and according to the long imaging part of the subject 14 after the image synthesis. The image memory (290) stores the image (long-length photographed image) and each radiographic image used for the image composition.

前述したように、放射線源２６４に対する各放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃの距離は、互いに異なると共に、隣接する放射線変換パネル間は、その一部が互いに重なり合っている。そのため、単純に、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃの連結順番に従って前記各放射線画像を順次連結する画像合成を行っても、得られる合成画像は、画質が均一化されていない画像となるおそれがある。 As described above, the distances of the radiation conversion panels 172a to 172c with respect to the radiation source 264 are different from each other, and adjacent radiation conversion panels partially overlap each other. For this reason, even if image synthesis is performed in which the radiation images are sequentially connected in accordance with the connection order of the radiation detection units 30a to 30c, the resultant composite image may be an image whose image quality is not uniformized.

そこで、画像処理部２８８は、先ず、連結順番情報管理部２９４に記憶された連結順番情報と、ＩＤメモリ２８６に記憶されたカセッテＩＤ情報とを参照して、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃの連結順番を把握すると共に、ＳＩＤ管理部２９６を参照して、放射線源２６４と各放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃとの間のＳＩＤを特定する。 Therefore, the image processing unit 288 first refers to the connection order information stored in the connection order information management unit 294 and the cassette ID information stored in the ID memory 286 to connect the radiation detection units 30a to 30c. While grasping the order, the SID management unit 296 is referred to, and the SID between the radiation source 264 and each of the radiation conversion panels 172a to 172c is specified.

次に、画像処理部２８８は、ＳＩＤに応じて放射線１６の減弱率が異なることに鑑みて、前記各放射線画像に対して放射線１６の減弱率を考慮した画像補正処理を行った後に、前記連結順番情報に従い前記各放射線画像を順次連結する画像合成を行う。前述のように、隣接する筐体のガイド線同士は重ならない一方で、隣接する放射線変換パネル間の一部が互いに重なり合っているので、前記放射線画像を連結すると、画像の一部が重なり合うことになるが、上記の画像補正処理を予め行うことで、画質が均一化された合成画像（長尺撮影に応じた被写体１４の長尺撮影画像）を得ることができる。 Next, in view of the fact that the attenuation rate of the radiation 16 differs according to the SID, the image processing unit 288 performs an image correction process considering the attenuation rate of the radiation 16 on each radiation image, and then performs the connection. Image composition for sequentially connecting the radiation images is performed according to the order information. As described above, the guide lines of the adjacent housings do not overlap with each other, but the portions between the adjacent radiation conversion panels overlap with each other. However, by performing the above-described image correction processing in advance, it is possible to obtain a composite image (a long image of the subject 14 corresponding to the long image) with uniform image quality.

このようにして得られた長尺撮影画像と、画像合成に使用された各放射線画像とは、共に画像メモリ２９０に記憶される。 The long captured image thus obtained and each radiographic image used for image composition are both stored in the image memory 290.

制御部２８２は、画像メモリ２９０に記憶された長尺撮影画像を通信部２８０を介して表示装置２４に送信し、該表示装置２４は、受信した前記長尺撮影画像を表示する。 The control unit 282 transmits the long captured image stored in the image memory 290 to the display device 24 via the communication unit 280, and the display device 24 displays the received long captured image.

一方、放射線照射装置１８は、通信部２６０と、制御部２６２と、放射線源２６４と、コリメータ２６６と、照射野ランプ２６８と、ミラー２７０と、ＳＩＤ検出部２７６とを有する。 On the other hand, the radiation irradiation apparatus 18 includes a communication unit 260, a control unit 262, a radiation source 264, a collimator 266, an irradiation field lamp 268, a mirror 270, and an SID detection unit 276.

通信部２６０は、通信部２８０との間で信号の送受信を行う。制御部２６２は、コンソール２２からの指示に従って放射線照射装置１８の各部を制御する。放射線源２６４は、コンソール２２から通信部２８０、２６０を介して制御部２６２に同期制御信号が送信されたときに、前記同期制御信号の示すタイミングにて放射線１６を出力する。コリメータ２６６は、制御部２６２からの制御に従って絞りを調整することで、放射線１６の照射範囲を制御する。 The communication unit 260 transmits and receives signals to and from the communication unit 280. The control unit 262 controls each unit of the radiation irradiation apparatus 18 in accordance with an instruction from the console 22. When a synchronization control signal is transmitted from the console 22 to the control unit 262 via the communication units 280 and 260, the radiation source 264 outputs the radiation 16 at the timing indicated by the synchronization control signal. The collimator 266 controls the irradiation range of the radiation 16 by adjusting the diaphragm according to the control from the control unit 262.

照射野ランプ２６８は、放射線源２６４から放射線１６が出力される前に図示しない照射光を出力する。前記照射光は、ミラー２７０でコリメータ２６６側に反射して該コリメータ２６６を通過し、撮影面１５６に投光される。 The irradiation field lamp 268 outputs irradiation light (not shown) before the radiation 16 is output from the radiation source 264. The irradiation light is reflected by the mirror 270 toward the collimator 266, passes through the collimator 266, and is projected onto the imaging surface 156.

この場合、放射線源２６４と各放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃとの間の距離がＳＩＤに調整されていれば、放射線画像撮影装置２０Ａの上面における前記照射光の投光範囲（放射線１２の照射野）と、撮影面１５６の範囲（撮影領域４０ａ〜４０ｃ）とが略一致する。従って、医師又は技師は、前記距離がＳＩＤに一致するように、放射線画像撮影装置２０Ａと放射線照射装置１８との位置関係を調整する。 In this case, if the distance between the radiation source 264 and each of the radiation conversion panels 172a to 172c is adjusted to SID, the projection range of the irradiation light (irradiation field of the radiation 12) on the upper surface of the radiation imaging apparatus 20A And the range of the imaging surface 156 (imaging areas 40a to 40c) substantially coincide with each other. Accordingly, the doctor or engineer adjusts the positional relationship between the radiographic imaging device 20A and the radiation irradiation device 18 so that the distance matches the SID.

ＳＩＤ検出部２７６は、超音波又は赤外線を利用した測距センサを含み、送信波２７２を放射線画像撮影装置２０Ａに送信してから、その反射波２７４が受信されるまでの時間に基づいて、放射線源２６４と放射線画像撮影装置２０Ａとの間の距離を検出する。この場合、コンソール２２の制御部２８２は、通信部２８０、２６０を介して放射線照射装置１８の制御部２６２に、ＳＩＤ管理部２９６に記憶されているＳＩＤを送信する。従って、ＳＩＤ検出部２７６は、前記ＳＩＤに応じた放射線源２６４と放射線画像撮影装置２０Ａとの間の距離と、該ＳＩＤ検出部２７６で検出した距離とを比較し、両者が一致したときに、放射線源２６４と各放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃとの間の距離がＳＩＤに設定されたことを示す結果を制御部２６２に通知する。これにより、制御部２６２は、照射野ランプ２６８からの照射光の出力を停止させる。 The SID detection unit 276 includes a distance measurement sensor using ultrasonic waves or infrared rays, and based on the time from when the transmission wave 272 is transmitted to the radiographic imaging device 20A until the reflected wave 274 is received, the radiation is detected. The distance between the source 264 and the radiographic imaging device 20A is detected. In this case, the control unit 282 of the console 22 transmits the SID stored in the SID management unit 296 to the control unit 262 of the radiation irradiation apparatus 18 via the communication units 280 and 260. Therefore, the SID detection unit 276 compares the distance between the radiation source 264 corresponding to the SID and the radiographic imaging device 20A with the distance detected by the SID detection unit 276, and when both match, The control unit 262 is notified of the result indicating that the distance between the radiation source 264 and each of the radiation conversion panels 172a to 172c is set to the SID. Thereby, the control unit 262 stops the output of the irradiation light from the irradiation field lamp 268.

第１実施形態に係る放射線画像撮影システム１０Ａは、基本的には以上のように構成されるものであり、次にその動作について、図２１〜図２３のフローチャートを参照しながら説明する。 The radiographic imaging system 10A according to the first embodiment is basically configured as described above. Next, the operation thereof will be described with reference to the flowcharts of FIGS.

ステップＳ１において、コンソール２２の通信部２８０（図２０参照）は、ＲＩＳ２６からオーダ情報を取得する。取得したオーダ情報は、撮影条件設定部２８４に記憶される。医師又は技師は、コンソール２２の操作部２９８を操作して、撮影条件設定部２８４に記憶されたオーダ情報を表示装置２４に表示させ、医師又は技師は、表示装置２４に表示されたオーダ情報を見ながら操作部２９８を操作して、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃのカセッテＩＤ情報を入力すると共に、長尺撮影に対応する撮影条件を選択する。これにより、選択された撮影条件が撮影条件設定部２８４に設定されると共に、入力されたカセッテＩＤ情報がＩＤメモリ２８６に記憶される。また、選択された撮影条件に応じたＳＩＤもＳＩＤ管理部２９６に記憶される。 In step S <b> 1, the communication unit 280 (see FIG. 20) of the console 22 acquires order information from the RIS 26. The acquired order information is stored in the imaging condition setting unit 284. The doctor or engineer operates the operation unit 298 of the console 22 to display the order information stored in the imaging condition setting unit 284 on the display device 24, and the doctor or engineer displays the order information displayed on the display device 24. While operating, the operation unit 298 is operated to input the cassette ID information of the radiation detection units 30a to 30c, and the imaging condition corresponding to the long imaging is selected. As a result, the selected photographing condition is set in the photographing condition setting unit 284, and the input cassette ID information is stored in the ID memory 286. The SID corresponding to the selected shooting condition is also stored in the SID management unit 296.

次のステップＳ２において、医師又は技師は、被写体１４の長尺な撮影部位（例えば、被写体１４の体全体）の放射線画像を撮影するための撮影準備を行う。 In the next step S <b> 2, the doctor or engineer prepares for imaging for imaging a radiographic image of a long imaging region of the subject 14 (for example, the entire body of the subject 14).

先ず、ステップＳ２のステップＳ２１において、医師又は技師は、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃについて、手動操作部７２ａ〜７２ｃ、７６ａ〜７６ｃを互いに近接する方向に変位させて爪部材９０ａ〜９０ｃ、９６ａ〜９６ｃを移動させることにより、該爪部材９０ａ〜９０ｃ、９６ａ〜９６ｃと孔部９４ａ〜９４ｃ、１００ａ〜１００ｃとの係合状態を解除させて、筐体３４ａ〜３４ｃからブロック５８ａ〜５８ｃを分離させる（図５Ａ〜図６Ｂ参照）。 First, in step S21 of step S2, the doctor or engineer displaces the manual operation units 72a to 72c and 76a to 76c in the directions approaching each other for each of the radiation detection units 30a to 30c, thereby claw members 90a to 90c, 96a to 96a. By moving 96c, the engagement state between the claw members 90a to 90c and 96a to 96c and the holes 94a to 94c and 100a to 100c is released, and the blocks 58a to 58c are separated from the casings 34a to 34c. (See FIGS. 5A-6B).

また、医師又は技師は、手動操作部８０ａ〜８０ｃ、８４ａ〜８４ｃを互いに近接する方向に変位させて爪部材１０２ａ〜１０２ｃ、１０８ａ〜１０８ｃを移動させることにより、該爪部材１０２ａ〜１０２ｃ、１０８ａ〜１０８ｃと孔部１０６ａ〜１０６ｃ、１１２ａ〜１１２ｃとの係合状態を解除させて、筐体３４ａ〜３４ｃからブロック６０ａ〜６０ｃを分離させる。 Further, the doctor or engineer moves the nail members 102a to 102c and 108a to 108c by displacing the manual operation units 80a to 80c and 84a to 84c toward each other, thereby moving the nail members 102a to 102c and 108a to 108a to 108c. 108c and the holes 106a to 106c and 112a to 112c are disengaged, and the blocks 60a to 60c are separated from the casings 34a to 34c.

ステップＳ２２において、医師又は技師は、筐体３４ａの段差部１２２ａと筐体３４ｂの段差部１２０ｂとを嵌合させると共に、筐体３４ｂの段差部１２２ｂと筐体３４ｃの段差部１２０ｃとを嵌合させる（図７Ａ及び図７Ｂ参照）。これにより、段差部１２２ａ及び段差部１２０ｂは、隙間なく連結されると共に、段差部１２２ｂ及び段差部１２０ｃも隙間なく連結される。 In step S22, the doctor or engineer fits the stepped portion 122a of the housing 34a and the stepped portion 120b of the housing 34b, and fits the stepped portion 122b of the housing 34b and the stepped portion 120c of the housing 34c. (See FIGS. 7A and 7B). Accordingly, the stepped portion 122a and the stepped portion 120b are connected without a gap, and the stepped portion 122b and the stepped portion 120c are also connected without a gap.

次に、医師又は技師は、段差部１２２ａ、１２０ｂ側の接続端子１２６ａ、１２４ｂにコネクタ３２を嵌合させると共に、段差部１２２ｂ、１２０ｃ側の接続端子１２６ｂ、１２４ｃにも他のコネクタ３２を嵌合させる。これにより、接続端子１２６ａと接続端子１２４ｂとは、コネクタ３２を介して電気的に、光学的に且つ機械的に接続されると共に、接続端子１２６ｂと接続端子１２４ｃとは、他のコネクタ３２を介して電気的に、光学的に且つ機械的に接続される。 Next, the doctor or technician fits the connector 32 to the connection terminals 126a and 124b on the stepped portions 122a and 120b, and fits another connector 32 to the connection terminals 126b and 124c on the stepped portions 122b and 120c. Let Thereby, the connection terminal 126a and the connection terminal 124b are electrically, optically, and mechanically connected via the connector 32, and the connection terminal 126b and the connection terminal 124c are connected via the other connector 32. Electrically, optically and mechanically connected.

例えば、接続端子１２６ａと接続端子１２４ｂとの間では、図９に示すように、制御線４７０ａがソケット４８０、４９０を介して制御線４７０ｂと電気的に接続され、アース線４７２ａがソケット４８２、４９２を介してアース線４７２ｂと電気的に接続され、電力線４７４ａがソケット４８４、４９４を介して電力線４７４ｂと電気的に接続され、データ線４７６ａがソケット４８６、４９６を介してデータ線４７６ｂと光学的に接続される。 For example, between the connection terminal 126a and the connection terminal 124b, as shown in FIG. 9, the control line 470a is electrically connected to the control line 470b via sockets 480 and 490, and the ground line 472a is connected to the sockets 482 and 492. And the power line 474a is electrically connected to the power line 474b via sockets 484 and 494, and the data line 476a is optically connected to the data line 476b via sockets 486 and 496. Connected.

次に、医師又は技師は、制御部１９６のコネクタ４５８と接続端子４５４ａとを嵌合させると共に、コネクタ４６０と接続端子４５６ａとを嵌合させる。これにより、接続端子４５４ａ、４５６ａと制御部１９６とは、コネクタ４５８、４６０を介して、電気的に、光学的に且つ機械的に接続される。 Next, the doctor or technician fits the connector 458 and the connection terminal 454a of the control unit 196, and fits the connector 460 and the connection terminal 456a. Accordingly, the connection terminals 454a and 456a and the control unit 196 are electrically, optically, and mechanically connected via the connectors 458 and 460.

すなわち、接続端子４５４ａとコネクタ４５８との間では、図１０に示すように、制御線５００ａがソケット５２０と電気的に接続され、アース線５０２ａがソケット５２２と電気的に接続され、電力線５０４ａがソケット５２４と電気的に接続され、データ線５０６ａがソケット５２６と光学的に接続される。接続端子４５６ａとコネクタ４６０との間では、制御線５１０ａがソケット５３０と電気的に接続され、アース線５１２ａがソケット５３２と電気的に接続され、電力線５１４ａがソケット５３４と電気的に接続され、データ線５１６ａがソケット５３６と光学的に接続される。 That is, between the connection terminal 454a and the connector 458, as shown in FIG. 10, the control line 500a is electrically connected to the socket 520, the ground line 502a is electrically connected to the socket 522, and the power line 504a is connected to the socket. The data line 506 a is optically connected to the socket 526. Between the connection terminal 456a and the connector 460, the control line 510a is electrically connected to the socket 530, the ground line 512a is electrically connected to the socket 532, and the power line 514a is electrically connected to the socket 534. Line 516a is optically connected to socket 536.

このように、段差部１２２ａと段差部１２０ｂ、及び、段差部１２２ｂと段差部１２０ｃをそれぞれ嵌合させて、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを順次連結した後に、コネクタ３２を接続端子１２４ｂ、１２４ｃ、１２６ａ、１２６ｂに嵌合させると共に、コネクタ４５８、４６０と接続端子４５４ａ、４５６ａとをそれぞれ嵌合させることにより、各筐体３４ａ〜３４ｃの連結箇所での段差を発生させることなく、撮影面１５６が略平面状である１台の放射線画像撮影装置２０Ａを構成することができ、さらには、制御部１９６と各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃとの間、及び、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ間で、信号の送受信や、制御部１９６からパネル部１９８ａ〜１９８ｃへの電力供給が可能な状態となる。 As described above, after the stepped portion 122a and the stepped portion 120b, and the stepped portion 122b and the stepped portion 120c are respectively fitted and the radiation detection units 30a to 30c are sequentially connected, the connector 32 is connected to the connection terminals 124b, 124c, 126a and 126b and the connectors 458 and 460 and the connection terminals 454a and 456a are respectively fitted, so that the imaging surface 156 can be formed without generating a step at the connection portion of the housings 34a to 34c. One radiographic imaging device 20A having a substantially planar shape can be configured. Further, between the control unit 196 and each of the radiation detection units 30a to 30c, and between each of the radiation detection units 30a to 30c, Signal transmission / reception and power supply from the control unit 196 to the panel units 198a to 198c are possible.

ステップＳ２３において、医師又は技師は、撮影面１５６に被写体１４を横臥させた後に、電源スイッチ１６８を投入する。これにより、電源部１９０（図１６及び図１９参照）から接続部４６２、４６４を介して放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃに対する電力供給が開始される。 In step S <b> 23, the doctor or engineer lays the subject 14 on the imaging surface 156 and then turns on the power switch 168. As a result, power supply from the power supply unit 190 (see FIGS. 16 and 19) to the radiation detection units 30a to 30c via the connection units 462 and 464 is started.

ステップＳ２４において、連結順番情報生成部２５０は、通信部１９４及び接続部４６２、４６４を介して、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃのパネル制御部５４２ａ〜５４２ｃとの間でカセッテＩＤ情報の送受信を行うことにより、接続部４６２により連結された各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃの連結順番を特定する。 In step S24, the link order information generation unit 250 transmits and receives cassette ID information to and from the panel control units 542a to 542c of the radiation detection units 30a to 30c via the communication unit 194 and the connection units 462 and 464. Thereby, the connection order of each radiation detection unit 30a-30c connected by the connection part 462 is specified.

ステップＳ２５において、連結順番情報生成部２５０は、特定した連結順と、該連結順での各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃのカセッテＩＤ情報とを示す連結順番情報を生成し、次に、生成した連結順番情報を通信部１９４を介してコンソール２２に送信する（ステップＳ２６）。コンソール２２の連結順番情報管理部２９４（図２０参照）は、通信部２８０及び制御部２８２を介して受信された連結順番情報を記憶する。 In step S25, the connection order information generation unit 250 generates connection order information indicating the specified connection order and the cassette ID information of each of the radiation detection units 30a to 30c in the connection order, and then generates the generated connection The order information is transmitted to the console 22 via the communication unit 194 (step S26). The connection order information management unit 294 (see FIG. 20) of the console 22 stores the connection order information received via the communication unit 280 and the control unit 282.

ステップＳ２７において、制御部２８２は、連結順番情報管理部２９４に連結順番情報が記憶されたことを確認した後に、通信部２８０を介して放射線照射装置１８に対し、ＳＩＤ管理部２９６に記憶されたＳＩＤと、照射野の設定を指示する指示信号とを送信する。 In step S27, the control unit 282 confirms that the connection order information is stored in the connection order information management unit 294, and then stores the information in the SID management unit 296 for the radiation irradiation apparatus 18 via the communication unit 280. An SID and an instruction signal for instructing setting of an irradiation field are transmitted.

放射線照射装置１８の制御部２６２は、通信部２６０を介して前記指示信号及び前記ＳＩＤを受信すると、コリメータ２６６の絞りを調整して照射野を制御すると共に、照射野ランプ２６８を駆動させる。これにより、照射野ランプ２６８は、照射光の出力を開始し、該照射光は、ミラー２７０でコリメータ２６６側に反射した後、該コリメータ２６６を通過して撮影面１５６に投光される。 When receiving the instruction signal and the SID via the communication unit 260, the control unit 262 of the radiation irradiation apparatus 18 controls the irradiation field by adjusting the aperture of the collimator 266 and drives the irradiation field lamp 268. As a result, the irradiation field lamp 268 starts to output the irradiation light. The irradiation light is reflected by the mirror 270 toward the collimator 266, passes through the collimator 266, and is projected onto the imaging surface 156.

医師又は技師は、放射線１６の照射野に応じた照射光の照射範囲と、撮影面１５６とが一致するように、撮影面１５６に対する放射線照射装置１８の位置を調整する。 The doctor or engineer adjusts the position of the radiation irradiation device 18 with respect to the imaging surface 156 so that the irradiation range of the irradiation light according to the irradiation field of the radiation 16 matches the imaging surface 156.

また、制御部２６２は、前記ＳＩＤをＳＩＤ検出部２７６に出力して該ＳＩＤ検出部２７６を駆動させる。 In addition, the control unit 262 outputs the SID to the SID detection unit 276 to drive the SID detection unit 276.

ＳＩＤ検出部２７６は、撮影面１５６に対して送信波２７２を送信してから、その反射波２７４が受信されるまでの時間に基づいて、放射線源２６４と放射線画像撮影装置２０Ａとの間の距離を検出すると共に、検出した前記距離が前記ＳＩＤに応じた距離に一致するか否かを判定する。そして、照射光の投光範囲と撮影面１５６とが一致することにより、ＳＩＤ検出部２７６が検出した距離と、前記ＳＩＤに応じた距離とが一致した場合、ＳＩＤ検出部２７６は、両者が一致したことを制御部２６２に通知する。 The SID detection unit 276 transmits the transmission wave 272 to the imaging surface 156 and the distance between the radiation source 264 and the radiographic imaging device 20A based on the time from when the reflected wave 274 is received. Is detected, and it is determined whether or not the detected distance matches the distance according to the SID. If the distance detected by the SID detection unit 276 matches the distance corresponding to the SID because the projection range of the irradiated light and the imaging surface 156 match, the SID detection unit 276 matches both. This is notified to the control unit 262.

制御部２６２は、ＳＩＤ検出部２７６からの通知を受けて、照射野ランプ２６８の駆動を停止させる。これにより、放射線照射装置１８からの照射光の出力が停止されるので、医師又は技師は、放射線源２６４と放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃとの間の距離がＳＩＤに設定されたことを直ちに把握することができる。さらに、制御部２６２は、前記距離がＳＩＤに設定されたことを通信部２６０を介してコンソール２２にも通知する。 In response to the notification from the SID detection unit 276, the control unit 262 stops driving the irradiation field lamp 268. Thereby, since the output of the irradiation light from the radiation irradiation apparatus 18 is stopped, the doctor or engineer immediately understands that the distance between the radiation source 264 and the radiation conversion panels 172a to 172c is set to the SID. be able to. Furthermore, the control unit 262 also notifies the console 22 via the communication unit 260 that the distance has been set to the SID.

このようにして撮影準備が完了した後の図２１のステップＳ３において、医師又は技師は、操作部２９８（図２０参照）に備わる図示しない曝射スイッチを投入する。 In step S3 of FIG. 21 after the preparation for imaging is completed in this way, the doctor or engineer turns on an exposure switch (not shown) provided in the operation unit 298 (see FIG. 20).

これにより、同期処理部２９２は、放射線源２６４からの放射線１６の出力のタイミングを示す同期制御信号を、通信部２８０を介して放射線照射装置１８及び放射線画像撮影装置２０Ａに送信する。 Accordingly, the synchronization processing unit 292 transmits a synchronization control signal indicating the timing of the output of the radiation 16 from the radiation source 264 to the radiation irradiation device 18 and the radiation image capturing device 20A via the communication unit 280.

同期制御部２４８（図１９参照）は、通信部１９４を介して前記同期制御信号を受信すると、通信部１９４及び接続部４６２、４６４（図８〜図１０参照）を介して各パネル制御部５４２ａ〜５４２ｃ（図１７及び図１８参照）を制御することにより、駆動回路部１８２ａ〜１８２ｃのバイアス回路２１４から各画素２００ａ〜２００ｃへのバイアス電圧の供給を開始させる。これにより、各画素２００ａ〜２００ｃは、放射線１６の照射前に、電荷蓄積が可能な状態に至る。 When the synchronization control unit 248 (see FIG. 19) receives the synchronization control signal via the communication unit 194, each panel control unit 542a via the communication unit 194 and the connection units 462 and 464 (see FIGS. 8 to 10). By controlling ˜542c (see FIGS. 17 and 18), supply of the bias voltage from the bias circuit 214 of the drive circuit units 182a to 182c to the pixels 200a to 200c is started. As a result, each of the pixels 200a to 200c reaches a state where charges can be accumulated before the radiation 16 is irradiated.

一方、放射線照射装置１８の制御部２６２は、通信部２６０を介して同期制御信号を受信すると、コンソール２２に対して撮影条件の送信を要求し、該コンソール２２は、制御部２６２からの送信要求に応じて、前記撮影条件を通信部２８０を介して放射線照射装置１８に送信する。 On the other hand, when receiving the synchronization control signal via the communication unit 260, the control unit 262 of the radiation irradiation apparatus 18 requests the console 22 to transmit imaging conditions, and the console 22 transmits a transmission request from the control unit 262. In response, the imaging conditions are transmitted to the radiation irradiation device 18 via the communication unit 280.

制御部２６２が通信部２６０を介して前記撮影条件を受信すると、放射線源２６４は、前記同期制御信号の示すタイミングにて、前記撮影条件に従って、所定の線量からなる放射線１６を所定の曝射時間だけ被写体１４に照射する。放射線源２６４から出力された放射線１６は、コリメータ２６６を通過して被写体１４に照射され、該被写体１４を透過して放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ内の放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃ（図４、図１１〜図１５、図１７及び図１８参照）に至る。 When the control unit 262 receives the imaging condition via the communication unit 260, the radiation source 264 applies the radiation 16 having a predetermined dose according to the imaging condition at a timing indicated by the synchronization control signal for a predetermined exposure time. Only the subject 14 is irradiated. The radiation 16 output from the radiation source 264 passes through the collimator 266, is irradiated onto the subject 14, passes through the subject 14 and passes through the subject 14, and the radiation conversion panels 172a to 172c in the radiation detection units 30a to 30c (FIGS. 4 and 11). To FIG. 15, FIG. 17 and FIG. 18).

ステップＳ４において、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ内では、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃを構成するシンチレータ１５０ａ〜１５０ｃが、放射線１６の強度に応じた強度の可視光を発光し、光電変換層１５２ａ〜１５２ｃを構成する各画素２００ａ〜２００ｃは、可視光を電気信号に変換し、電荷として蓄積する。 In step S4, in each of the radiation detection units 30a to 30c, the scintillators 150a to 150c constituting the radiation conversion panels 172a to 172c emit visible light having an intensity corresponding to the intensity of the radiation 16, and the photoelectric conversion layers 152a to 152c. Each of the pixels 200a to 200c constituting the light converts visible light into an electric signal and accumulates it as an electric charge.

次いで、各画素２００ａ〜２００ｃに保持された被写体１４の放射線画像である電荷情報は、カセッテ制御部１９２を構成するアドレス信号発生部２４２からゲート駆動回路２１２及びマルチプレクサ駆動回路２２６ａ〜２２６ｃ、２３６ａ〜２３６ｃに供給されるアドレス信号に従って読み出される（ステップＳ５）。 Next, the charge information, which is a radiographic image of the subject 14 held in each of the pixels 200a to 200c, is transmitted from the address signal generation unit 242 constituting the cassette control unit 192 to the gate drive circuit 212 and the multiplexer drive circuits 226a to 226c and 236a to 236c. Is read in accordance with the address signal supplied to (step S5).

ステップＳ５のステップＳ５１（図２３参照）において、各パネル部１９８ａ〜１９８ｃでは、奇数行の各画素２００ａ〜２００ｃの電荷情報を読出回路部１８４ａ〜１８４ｃにより読み出すと同時に、偶数行の各画素２００ａ〜２００ｃの電荷情報を読出回路部１８６ａ〜１８６ｃにより読み出し、読み出した電荷情報をバッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃ、５４４ａ〜５４４ｃにそれぞれ一時的に記憶させる。 In step S51 of step S5 (see FIG. 23), in each of the panel units 198a to 198c, the charge circuit information of the odd-numbered pixels 200a to 200c is read by the readout circuit units 184a to 184c, and at the same time The charge information of 200c is read by the read circuit units 186a to 186c, and the read charge information is temporarily stored in the buffer memories 540a to 540c and 544a to 544c, respectively.

ここで、先ず、奇数行の各画素２００ａ〜２００ｃからの電荷情報の読み出しについて説明する。 Here, first, reading of charge information from the pixels 200a to 200c in the odd-numbered rows will be described.

ゲート駆動回路２１２は、アドレス信号発生部２４２から供給されるアドレス信号に対応するゲート線２０２ａ〜２０２ｃに接続されたＴＦＴ２１０ａ〜２１０ｃのゲートに制御信号を供給する。一方、マルチプレクサ駆動回路２２６ａ〜２２６ｃは、アドレス信号発生部２４２から供給されるアドレス信号に従って、選択信号を出力してＦＥＴスイッチ２２４ａ〜２２４ｃを順次切り替え（順次オンオフして）、ゲート駆動回路２１２によって選択されたゲート線２０２ａ〜２０２ｃに接続される奇数行の各画素２００ａ〜２００ｃに保持された電荷情報としての放射線画像を信号線２０４ａ〜２０４ｃを介して順次読み出す。 The gate driving circuit 212 supplies a control signal to the gates of the TFTs 210 a to 210 c connected to the gate lines 202 a to 202 c corresponding to the address signal supplied from the address signal generator 242. On the other hand, the multiplexer driving circuits 226a to 226c output selection signals in accordance with the address signals supplied from the address signal generating unit 242, sequentially switching the FET switches 224a to 224c (sequentially turning on and off), and selecting by the gate driving circuit 212. Radiation images as charge information held in the odd-numbered pixels 200a to 200c connected to the gate lines 202a to 202c are sequentially read out via the signal lines 204a to 204c.

選択されたゲート線２０２ａ〜２０２ｃに接続された各画素２００ａ〜２００ｃから読み出された放射線画像は、各増幅器２２０ａ〜２２０ｃによって増幅された後、各サンプルホールド回路２２２ａ〜２２２ｃによってサンプリングされ、ＦＥＴスイッチ２２４ａ〜２２４ｃを介してＡ／Ｄ変換器２２８ａ〜２２８ｃに供給され、デジタル信号に変換される。デジタル信号に変換された放射線画像は、バッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃに一旦記憶される（ステップＳ５１）。 The radiographic images read out from the respective pixels 200a to 200c connected to the selected gate lines 202a to 202c are amplified by the respective amplifiers 220a to 220c, and then sampled by the respective sample hold circuits 222a to 222c, so that the FET switch The signals are supplied to A / D converters 228a to 228c via 224a to 224c and converted into digital signals. The radiographic image converted into the digital signal is temporarily stored in the buffer memories 540a to 540c (step S51).

同様にして、ゲート駆動回路２１２は、アドレス信号発生部２４２から供給されるアドレス信号に従って、制御信号を出力するゲート線２０２ａ〜２０２ｃを順次切り替え、各ゲート線２０２ａ〜２０２ｃに接続されている奇数行の各画素２００ａ〜２００ｃに保持された電荷情報である放射線画像を信号線２０４ａ〜２０４ｃを介して読み出し、ＦＥＴスイッチ２２４ａ〜２２４ｃ及びＡ／Ｄ変換器２２８ａ〜２２８ｃを介してバッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃに一旦記憶させる（ステップＳ５１）。 Similarly, the gate drive circuit 212 sequentially switches the gate lines 202a to 202c that output the control signal in accordance with the address signal supplied from the address signal generation unit 242, and odd-numbered rows connected to the gate lines 202a to 202c. The radiation images, which are the charge information held in the respective pixels 200a to 200c, are read out via the signal lines 204a to 204c, and are read into the buffer memories 540a to 540c via the FET switches 224a to 224c and the A / D converters 228a to 228c. Once stored (step S51).

以上が、奇数行の各画素２００ａ〜２００ｃからの電荷情報の読み出しについての説明である。 The above is the description of reading of charge information from the pixels 200a to 200c in the odd-numbered rows.

次に、偶数行の各画素２００ａ〜２００ｃからの電荷情報の読み出しについて説明する。 Next, reading of charge information from the pixels 200a to 200c in the even-numbered rows will be described.

偶数行の各画素２００ａ〜２００ｃからの電荷情報の読み出しにおいては、基本的には、前述した奇数行の各画素２００ａ〜２００ｃからの電荷情報の読み出しと同様の方法で読み出される。すなわち、読出回路部１８４ａ〜１８４ｃと読出回路部１８６ａ〜１８６ｃとは同じ回路構成であるため、上記の奇数行の各画素２００ａ〜２００ｃに関する説明において、信号線２０４ａ〜２０４ｃ及び読出回路部１８４ａ〜１８４ｃ内の各構成要素の文言を、信号線２０６ａ〜２０６ｃ及び読出回路部１８６ａ〜１８６ｃ内の各構成要素の文言にそれぞれ置き換え、さらに、バッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃの文言をバッファメモリ５４４ａ〜５４４ｃの文言に置き換えるだけで、偶数行の各画素２００ａ〜２００ｃからの電荷情報の読み出し方法の説明となる。従って、ここでは、その詳細な説明を省略する。 In the readout of the charge information from the pixels 200a to 200c in the even-numbered rows, the readout is basically performed in the same manner as the readout of the charge information from the respective pixels 200a to 200c in the odd-numbered rows. That is, since the readout circuit units 184a to 184c and the readout circuit units 186a to 186c have the same circuit configuration, the signal lines 204a to 204c and the readout circuit units 184a to 184c are described in the description of the pixels 200a to 200c in the odd rows. Is replaced with the wording of each component in the signal lines 206a to 206c and the readout circuit units 186a to 186c, and the wording of the buffer memories 540a to 540c is replaced with the wording of the buffer memories 544a to 544c. The replacement of the charge information from the pixels 200a to 200c in the even-numbered rows will be described only by replacement. Therefore, detailed description thereof is omitted here.

なお、パネル制御部５４２ａ〜５４２ｃは、各バッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃ、５４４ａ〜５４４ｃに、放射線画像に加え、自己のカセッテＩＤ情報を共に記憶させる。 The panel control units 542a to 542c store their cassette ID information together with the radiographic images in the buffer memories 540a to 540c and 544a to 544c.

次のステップＳ５２において、カセッテ制御部１９２は、連結順番情報生成部２５０が生成した連結順番情報を参照して、制御部１９６に近い放射線検出ユニットのバッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃ、５４４ａ〜５４４ｃから順に放射線画像及びカセッテＩＤ情報を読み出して放射線画像を取得する。 In the next step S52, the cassette control unit 192 refers to the connection order information generated by the connection order information generation unit 250, and performs radiation in order from the buffer memories 540a to 540c and 544a to 544c of the radiation detection unit close to the control unit 196. The image and cassette ID information are read to obtain a radiographic image.

前述したように、放射線画像撮影装置２０Ａにおいては、制御部１９６と放射線検出ユニット３０ａとが接続部４６４を介して連結され、さらに、放射線検出ユニット３０ａ→放射線検出ユニット３０ｂ→放射線検出ユニット３０ｃの順に連結されている。 As described above, in the radiographic imaging device 20A, the control unit 196 and the radiation detection unit 30a are coupled via the connection unit 464, and further, the radiation detection unit 30a → the radiation detection unit 30b → the radiation detection unit 30c. It is connected.

しかも、制御部１９６と放射線検出ユニット３０ａとの間では、コネクタ４５８、４６０と接続端子４５４ａ、４５６ａとの嵌合により、２系統のデータ通信ラインが構築され（データ線５０６ａ及びソケット５２６の系統と、データ線５１６ａ及びソケット５３６の系統）、放射線検出ユニット３０ａと放射線検出ユニット３０ｂとの間、及び、放射線検出ユニット３０ｂと放射線検出ユニット３０ｃとの間は、それぞれ１系統のデータ通信ラインが構築されている（例えば、データ線４７６ａ、ソケット４８６、４９６及びデータ線４７６ｂの系統）。 Moreover, between the control unit 196 and the radiation detection unit 30a, two data communication lines are constructed by fitting the connectors 458 and 460 and the connection terminals 454a and 456a (with the data line 506a and the socket 526 system). 1 system data communication line is constructed between the radiation detection unit 30a and the radiation detection unit 30b, and between the radiation detection unit 30b and the radiation detection unit 30c. (For example, a system of data line 476a, sockets 486 and 496, and data line 476b).

そこで、カセッテ制御部１９２は、下記のようにして、各バッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃ、５４４ａ〜５４４ｃに一時的に記憶された放射線画像及びカセッテＩＤ情報を順次取得する。 Therefore, the cassette control unit 192 sequentially acquires the radiation images and the cassette ID information temporarily stored in the buffer memories 540a to 540c and 544a to 544c as follows.

先ず、カセッテ制御部１９２は、通信部１９４及び接続部４６２、４６４（の制御線４７０ａ、４７０ｂ、５００ａ、５１０ａ）を介して各パネル制御部５４２ａ〜５４２ｃに対し、バッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃ、５４４ａ〜５４４ｃに記憶されているデータ（放射線画像及びカセッテＩＤ情報）のカセッテ制御部１９２への送信を指示する送信制御信号を送信する。 First, the cassette control unit 192 sends buffer memories 540a to 540c and 544a to the panel control units 542a to 542c via the communication unit 194 and the connection units 462 and 464 (control lines 470a, 470b, 500a and 510a). A transmission control signal instructing transmission of the data (radiation image and cassette ID information) stored in 544c to the cassette control unit 192 is transmitted.

次に、放射線検出ユニット３０ａのパネル制御部５４２ａは、送信制御信号を受信すると、バッファメモリ５４０ａに記憶された放射線画像（奇数行の画素２００ａの放射線画像）及びカセッテＩＤ情報を、接続端子４５４ａ及びコネクタ４５８を介してカセッテ制御部１９２に送信すると共に、バッファメモリ５４４ａに記憶されている放射線画像（偶数行の画素２００ａの放射線画像）及びカセッテＩＤ情報を、接続端子４５６ａ及びコネクタ４６０を介してカセッテ制御部１９２に送信する。カセッテ制御部１９２は、受信した放射線画像及びカセッテＩＤ情報を画像メモリ２４０に記憶する。 Next, when the panel control unit 542a of the radiation detection unit 30a receives the transmission control signal, the radiation image (radiation image of the pixels 200a in the odd-numbered rows) and the cassette ID information stored in the buffer memory 540a are connected to the connection terminals 454a and In addition to transmitting to the cassette control unit 192 via the connector 458, the radiation image (radiation image of the pixels 200 a in even-numbered rows) and the cassette ID information stored in the buffer memory 544 a are transferred to the cassette via the connection terminal 456 a and the connector 460. It transmits to the control part 192. The cassette control unit 192 stores the received radiation image and cassette ID information in the image memory 240.

このようにして、各バッファメモリ５４０ａ、５４４ａから放射線画像及びカセッテＩＤ情報が読み出されることで、該バッファメモリ５４０ａ、５４４ａには、空き領域が形成される。 In this manner, the radiation images and the cassette ID information are read from the buffer memories 540a and 544a, so that empty areas are formed in the buffer memories 540a and 544a.

そこで、既に送信制御信号を受信しているパネル制御部５４２ｂは、バッファメモリ５４０ａ、５４４ａに空き領域が形成されたことを確認した後に、バッファメモリ５４０ｂに記憶された放射線画像（奇数行の画素２００ｂの放射線画像）及びカセッテＩＤ情報を読み出して、接続部４６２（接続端子１２４ｂ、コネクタ３２及び接続端子１２６ａ）を介しバッファメモリ５４４ａに記憶させると共に、バッファメモリ５４４ｂに記憶された放射線画像（偶数行の画素２００ｂの放射線画像）及びカセッテＩＤ情報を読み出して、バッファメモリ５４０ｂに記憶させる。 Therefore, the panel control unit 542b that has already received the transmission control signal confirms that an empty area is formed in the buffer memories 540a and 544a, and then stores the radiation image (odd row pixels 200b) stored in the buffer memory 540b. Radiographic image) and cassette ID information are read out and stored in the buffer memory 544a via the connection portion 462 (connection terminal 124b, connector 32, and connection terminal 126a), and the radiographic image stored in the buffer memory 544b (even-numbered rows). The radiation image of the pixel 200b) and the cassette ID information are read out and stored in the buffer memory 540b.

同様にして、既に送信制御信号を受信しているパネル制御部５４２ｃは、バッファメモリ５４４ｂに空き領域が形成されたことを確認した後に、バッファメモリ５４０ｃに記憶された放射線画像（奇数行の画素２００ｃの放射線画像）及びカセッテＩＤ情報を読み出して、接続部４６２（接続端子１２４ｃ、他のコネクタ３２及び接続端子１２６ｂ）を介しバッファメモリ５４４ｂに記憶させると共に、バッファメモリ５４４ｃに記憶された放射線画像（偶数行の画素２００ｃの放射線画像）及びカセッテＩＤ情報を読み出して、バッファメモリ５４０ｃに記憶させる。 Similarly, the panel control unit 542c that has already received the transmission control signal confirms that a free area has been formed in the buffer memory 544b, and then stores the radiation image (odd-row pixels 200c) stored in the buffer memory 540c. And the cassette ID information are read out and stored in the buffer memory 544b via the connection unit 462 (the connection terminal 124c, the other connector 32, and the connection terminal 126b), and the radiation image (even number) stored in the buffer memory 544c. The radiation image of the pixel 200c in the row) and the cassette ID information are read out and stored in the buffer memory 540c.

このように、各バッファメモリ５４０ｂ、５４４ｂ、５４０ｃ、５４４ｃに一時的に記憶された放射線画像及びカセッテＩＤ情報が、バッファメモリ５４４ａに向かって順次シフトしながら記憶される。 In this way, the radiation images and cassette ID information temporarily stored in the buffer memories 540b, 544b, 540c, and 544c are stored while being sequentially shifted toward the buffer memory 544a.

そして、パネル制御部５４２ａは、バッファメモリ５４４ａに新たな放射線画像及びカセッテＩＤ情報（バッファメモリ５４０ｂからの放射線画像及びカセッテＩＤ情報）が記憶されたことを確認した後に、該バッファメモリ５４０ａに記憶された前記新たな放射線画像及びカセッテＩＤ情報を、接続端子４５６ａ及びコネクタ４６０を介してカセッテ制御部１９２に送信する。カセッテ制御部１９２は、受信した前記新たな放射線画像及びカセッテＩＤ情報を画像メモリ２４０に記憶する（ステップＳ５３）。 Then, the panel control unit 542a confirms that the new radiation image and cassette ID information (the radiation image and cassette ID information from the buffer memory 540b) are stored in the buffer memory 544a, and then stored in the buffer memory 540a. The new radiation image and cassette ID information are transmitted to the cassette control unit 192 via the connection terminal 456a and the connector 460. The cassette control unit 192 stores the received new radiation image and cassette ID information in the image memory 240 (step S53).

このように、バッファメモリ５４４ａ←バッファメモリ５４０ｂ←バッファメモリ５４４ｂ←バッファメモリ５４０ｃ←バッファメモリ５４４ｃの流れでの放射線画像及びカセッテＩＤ情報のシフトと、バッファメモリ５４４からカセッテ制御部１９２への放射線画像及びカセッテＩＤ情報の送信とを繰り返し行うことにより、各バッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃ、５４４ａ〜５４４ｃに一時的に記憶された全ての放射線画像及びカセッテＩＤ情報を画像メモリ２４０に記憶させることができる。 Thus, the shift of the radiation image and the cassette ID information in the flow of the buffer memory 544a ← buffer memory 540b ← buffer memory 544b ← buffer memory 540c ← buffer memory 544c, the radiation image from the buffer memory 544 to the cassette control unit 192, and By repeatedly performing the cassette ID information transmission, all the radiation images and the cassette ID information temporarily stored in the buffer memories 540a to 540c and 544a to 544c can be stored in the image memory 240.

上述のようにして画像メモリ２４０に記憶された全ての放射線画像及びカセッテＩＤ情報は、通信部１９４を介して無線通信によりコンソール２２に送信される（ステップＳ５４）。 All the radiographic images and the cassette ID information stored in the image memory 240 as described above are transmitted to the console 22 by wireless communication via the communication unit 194 (step S54).

なお、ステップＳ５２の読出処理は、放射線１６の照射のような、リアルタイムでの同期制御処理が要求されていないため、上述のように、各バッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃ、５４４ａ〜５４４ｃに記憶された放射線画像及びカセッテＩＤ情報を順次読み出していくことが可能である。 Note that the readout processing in step S52 does not require real-time synchronization control processing such as irradiation with radiation 16, and as described above, the radiation stored in each of the buffer memories 540a to 540c and 544a to 544c. Images and cassette ID information can be read sequentially.

また、ステップＳ５２においては、上記の読出処理に代えて、奇数行の各画素２００ａ〜２００ｃの放射線画像及びカセッテＩＤ情報（各バッファメモリ５４０ａ〜５４０ｃの放射線画像及びカセッテＩＤ情報）のみ順に読み出し、読み出した放射線画像を低解像度の間引きデータ（全ての放射線画像からなるデータに対して１／２の解像度の画像データ）として、カセッテＩＤ情報と共に、コンソール２２に送信してもよい。あるいは、偶数行の各画素２００ａ〜２００ｃの放射線画像及びカセッテＩＤ情報のみ順に読み出し、読み出した放射線画像を低解像度の間引きデータ（全ての放射線画像からなるデータに対して１／２の解像度の画像データ）として、コンソール２２に送信してもよい。 Further, in step S52, instead of the above-described reading process, only the radiation images and cassette ID information (radiation images and cassette ID information of the buffer memories 540a to 540c) of the pixels 200a to 200c in the odd rows are sequentially read and read. The radiographic image may be transmitted to the console 22 together with the cassette ID information as low-resolution thinning data (image data having a resolution of 1/2 with respect to data including all radiographic images). Alternatively, only the radiation images and cassette ID information of the pixels 200a to 200c in the even-numbered rows are sequentially read out, and the read-out radiation images are thinned out with low resolution (image data with 1/2 resolution with respect to data including all the radiation images). ) May be transmitted to the console 22.

さらには、全ての放射線画像及びカセッテＩＤ情報を画像メモリ２４０に記憶させた後に、奇数行の各画素２００ａ〜２００ｃの放射線画像及びカセッテＩＤ情報、あるいは、偶数行の各画素２００ａ〜２００ｃの放射線画像及びカセッテＩＤ情報を、間引きデータとしてコンソール２２に送信してもよい。 Furthermore, after all the radiographic images and cassette ID information are stored in the image memory 240, the radiographic images and cassette ID information of the pixels 200a to 200c in the odd rows or the radiographic images of the pixels 200a to 200c in the even rows. The cassette ID information may be transmitted to the console 22 as thinned data.

図２１のステップＳ６において、コンソール２２の画像処理部２８８（図２０参照）は、通信部２８０及び制御部２８２を介して各放射線画像（全データ又は間引きデータ）及びカセッテＩＤ情報を受信すると、連結順番情報管理部２９４に記憶された連結順番情報と、ＩＤメモリ２８６に記憶されたカセッテＩＤ情報及び受信したカセッテＩＤ情報とを参照して、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃの連結順番を把握すると共に、ＳＩＤ管理部２９６を参照して、放射線源２６４と各放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃとの間のＳＩＤを特定する。次に、画像処理部２８８は、前記ＳＩＤに応じた放射線１６の減弱率に基づいて前記各放射線画像に対する画像補正処理を行った後に、前記連結順番に従って前記各放射線画像を順次連結することにより、画像の一部が重なり合うような合成画像を生成する。そして、画像処理部２８８は、生成した合成画像（長尺撮影画像）と、画像合成に使用した各放射線画像とを画像メモリ２９０に記憶する。 In step S6 of FIG. 21, when the image processing unit 288 (see FIG. 20) of the console 22 receives each radiation image (all data or thinned data) and cassette ID information via the communication unit 280 and the control unit 282, the connection is performed. While referring to the connection order information stored in the order information management unit 294, the cassette ID information stored in the ID memory 286, and the received cassette ID information, the connection order of the radiation detection units 30a to 30c is grasped. The SID between the radiation source 264 and each of the radiation conversion panels 172a to 172c is specified with reference to the SID management unit 296. Next, the image processing unit 288 performs image correction processing on each radiation image based on the attenuation rate of the radiation 16 according to the SID, and then sequentially connects the radiation images according to the connection order. A composite image in which a part of the image overlaps is generated. Then, the image processing unit 288 stores the generated composite image (long photographed image) and each radiographic image used for image synthesis in the image memory 290.

ステップＳ７において、制御部２８２は、画像メモリ２９０に記憶された長尺撮影画像を通信部２８０を介して表示装置２４に送信し、表示装置２４は、受信した前記長尺撮影画像を表示する。 In step S7, the control unit 282 transmits the long captured image stored in the image memory 290 to the display device 24 via the communication unit 280, and the display device 24 displays the received long captured image.

医師又は技師は、表示装置２４に表示された放射線画像を視認して、適切な被写体１４の長尺撮影画像が得られたことを確認する。被写体１４に対する長尺撮影が完了した後のステップＳ８において、医師又は技師は、電源スイッチ１６８（図８及び図１９参照）をオフにする。これにより、電源部１９０は、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃへの電力供給を停止する。 The doctor or engineer visually confirms the radiographic image displayed on the display device 24 and confirms that an appropriate long image of the subject 14 has been obtained. In step S8 after the long photographing for the subject 14 is completed, the doctor or the engineer turns off the power switch 168 (see FIGS. 8 and 19). Thereby, the power supply part 190 stops the electric power supply to the radiation detection units 30a-30c.

次に、医師又は技師は、放射線検出ユニット３０ａから制御部１９６を取り外して、コネクタ４５８、４６０と接続端子４５４ａ、４５６ａとの嵌合状態を解除すると共に、接続端子１２４ｂ、１２４ｃ、１２６ａ、１２６ｂから各コネクタ３２を取り外し、さらには、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを離間させて連結状態を解除させる。その後、筐体３４ａ〜３４ｃの段差部１２０ａ〜１２０ｃ、１２２ａ〜１２２ｃに対して、ブロック５８ａ〜５８ｃ、６０ａ〜６０ｃをそれぞれ取り付けることで、図５Ａ及び図５Ｂに示す状態に戻す。 Next, the doctor or engineer removes the control unit 196 from the radiation detection unit 30a to release the fitting state between the connectors 458 and 460 and the connection terminals 454a and 456a, and from the connection terminals 124b, 124c, 126a, and 126b. Each connector 32 is removed, and furthermore, the radiation detection units 30a to 30c are separated to release the connected state. Thereafter, the blocks 58a to 58c and 60a to 60c are respectively attached to the step portions 120a to 120c and 122a to 122c of the casings 34a to 34c, thereby returning to the state shown in FIGS. 5A and 5B.

以上説明したように、第１実施形態に係る放射線画像撮影システム１０Ａ及び放射線画像撮影装置２０Ａによれば、複数の放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを接続部４６２により連結する場合に、放射線画像撮影装置２０Ａには、１つの制御部１９６のみが設けられ、該１つの制御部１９６が接続部４６２、４６４を介して全ての放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを制御する。 As described above, according to the radiographic image capturing system 10A and the radiographic image capturing apparatus 20A according to the first embodiment, when a plurality of radiation detection units 30a to 30c are connected by the connection unit 462, the radiographic image capturing apparatus 20A. Is provided with only one control unit 196, and the one control unit 196 controls all the radiation detection units 30 a to 30 c via the connection units 462 and 464.

このように、放射線画像撮影装置２０Ａにおいて、比較的重量の大きな制御部１９６を共用化することにより、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ毎に制御部を設けることが不要となり、放射線画像撮影装置２０Ａを軽量化することが可能となる。この結果、放射線画像撮影装置２０Ａを取り扱う医師又は技師の負担を軽減することができる。 Thus, by sharing the relatively heavy control unit 196 in the radiographic imaging apparatus 20A, it is not necessary to provide a control unit for each of the radiation detection units 30a to 30c. It is possible to reduce the weight. As a result, the burden on the doctor or engineer who handles the radiographic image capturing apparatus 20A can be reduced.

また、接続部４６２によって各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを接続して放射線画像撮影装置２０Ａを構成するので、被写体１４に対する１回の放射線１６の照射で長尺撮影を行うことが可能となり、より簡単に長尺撮影を行うことができると共に、撮影時間の短縮化も実現することができる。 Further, since the radiation image capturing apparatus 20A is configured by connecting the radiation detection units 30a to 30c with the connection unit 462, it is possible to perform long imaging by irradiating the subject 14 once with the radiation 16, and simpler. In addition, long shooting can be performed, and the shooting time can be shortened.

従って、第１実施形態によれば、装置全体の重量を大きくすることなく、複数の放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを連結して放射線画像撮影装置２０Ａを構成し、長尺撮影を行うことが可能となる。 Therefore, according to the first embodiment, the radiation image capturing apparatus 20A can be configured by connecting the plurality of radiation detection units 30a to 30c without increasing the weight of the entire apparatus, and long imaging can be performed. Become.

なお、上述した各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃは、それぞれが単独でも通常撮影を行うことが可能な電子カセッテであり、第１実施形態では、このような複数の電子カセッテを接続部４６２で連結することにより上述した各効果が得られる。 Note that each of the radiation detection units 30a to 30c described above is an electronic cassette that can perform normal imaging alone, and in the first embodiment, such a plurality of electronic cassettes are connected by a connecting portion 462. Thus, each effect described above can be obtained.

また、接続部４６２、４６４は、放射線画像を含むデータについて、制御部１９６と各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃとの間や、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ間でデータ通信を行うためのデータ線４７６ａ、４７６ｂ、５０６ａ、５１６ａを備えるので、制御部１９６は、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃからデータ線４７６ａ、４７６ｂ、５０６ａ、５１６ａを介して放射線画像を含む各種のデータを取得することが可能となる。 Moreover, the connection parts 462 and 464 are the data line 476a for performing data communication between the control part 196 and each radiation detection unit 30a-30c, or between each radiation detection unit 30a-30c about the data containing a radiographic image. 476b, 506a, and 516a, the control unit 196 can acquire various types of data including radiation images from the radiation detection units 30a to 30c via the data lines 476a, 476b, 506a, and 516a.

この場合、各データ線４７６ａ、４７６ｂ、５０６ａ、５１６ａが光通信によりデータのデータ通信を行うことで、制御部１９６は、大容量のデータを容易に取得することが可能になると共に、データ線４７６ａ、４７６ｂ、５０６ａ、５１６ａの途中で電磁誘導等に起因したノイズがデータに重畳することを阻止することができる。 In this case, the data lines 476a, 476b, 506a, and 516a perform data communication of data by optical communication, so that the control unit 196 can easily acquire a large amount of data and the data line 476a. It is possible to prevent noise due to electromagnetic induction or the like from being superimposed on data in the middle of 476b, 506a, and 516a.

また、リアルタイムでのデータの取得が求められていないので、各データ線４７６ａ、４７６ｂ、５０６ａ、５１６ａは、半二重通信により双方向でデータのデータ通信を行うことも可能となる。 Further, since acquisition of data in real time is not required, the data lines 476a, 476b, 506a, and 516a can perform data communication of data in both directions by half-duplex communication.

また、接続部４６２、４６４は、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ間の同期制御を行うための制御線４７０ａ、４７０ｂ、５００ａ、５１０ａをそれぞれ備えるので、撮影時に、制御部１９６は、各放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃに対し、制御線４７０ａ、４７０ｂ、５００ａ、５１０ａを介して、放射線１６を放射線画像に変換するための同期制御を確実に行うことが可能となる。なお、前記同期制御では、リアルタイムでの制御が要求されるので、制御線４７０ａ、４７０ｂ、５００ａ、５１０ａは、全二重通信により双方向で同期制御用の信号を伝送すればよい。 Moreover, since the connection parts 462 and 464 are each provided with the control line 470a, 470b, 500a, 510a for performing synchronous control between the radiation detection units 30a-30c, the control part 196 is each radiation conversion panel 172a at the time of imaging | photography. With respect to ˜172c, synchronous control for converting the radiation 16 into a radiation image can be reliably performed via the control lines 470a, 470b, 500a, 510a. In the synchronous control, since real-time control is required, the control lines 470a, 470b, 500a, and 510a may transmit signals for synchronous control in both directions by full-duplex communication.

また、接続部４６２、４６４は、制御部１９６から放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃに電力供給を行うための電力線４７４ａ、４７４ｂ、５０４ａ、５１４ａをそれぞれ備える。これにより、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃにバッテリ等の電源を設けなくても、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃは、制御部１９６から電力線４７４ａ、４７４ｂ、５０４ａ、５１４ａを介して電力供給を受けることになるので、放射線画像撮影装置２０Ａをさらに軽量化することが可能となる。 The connection units 462 and 464 include power lines 474a, 474b, 504a, and 514a for supplying power from the control unit 196 to the radiation detection units 30a to 30c, respectively. Thereby, even if it does not provide power supplies, such as a battery, in each radiation detection unit 30a-30c, each radiation detection unit 30a-30c receives electric power supply from the control part 196 via power line 474a, 474b, 504a, 514a. Therefore, the radiographic image capturing device 20A can be further reduced in weight.

また、接続部４６２は、各筐体３４ａ〜３４ｃを順次連結するので、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを一列に連結して１台の放射線画像撮影装置２０Ａを構成することも可能となり、長尺撮影を容易に行うことができる。 In addition, since the connection unit 462 sequentially connects the housings 34a to 34c, it is possible to connect the radiation detection units 30a to 30c in a row to form one radiation image capturing apparatus 20A. Photography can be performed easily.

この場合、コネクタ４５８、４６０と接続端子４５４ａ〜４５４ｃ、４５６ａ〜４５６ｃとを嵌合させることにより、制御部１９６と１つの筐体３４ａ〜３４ｃとが電気的に、光学的に且つ機械的に接続され、一方で、コネクタ３２と接続端子１２４ａ〜１２４ｃ、１２６ａ〜１２６ｃとを嵌合させることにより、各筐体３４ａ〜３４ｃ間が電気的に、光学的に且つ機械的に接続されるので、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを連結して１台の放射線画像撮影装置２０Ａを構成する際の連結作業を容易に且つ効率よく行うことができると共に、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ間での信号の送受信等を確実に行うことができる。 In this case, by fitting the connectors 458 and 460 and the connection terminals 454a to 454c and 456a to 456c, the control unit 196 and one housing 34a to 34c are electrically, optically, and mechanically connected. On the other hand, the housings 34a to 34c are electrically, optically and mechanically connected by fitting the connector 32 and the connection terminals 124a to 124c and 126a to 126c. The radiation detection units 30a to 30c can be coupled to form one radiation image capturing apparatus 20A easily and efficiently, and signals can be transmitted and received between the radiation detection units 30a to 30c. Etc. can be performed reliably.

また、制御部１９６の通信部１９４は、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃから各データ線４７６ａ、４７６ｂ、５０６ａ、５１６ａを介して取得した各放射線画像の間引きデータ（低解像度の間引きデータ）をコンソール２２に送信すれば、画像処理部２８８において画像形成処理に要する時間を短縮化することができ、医師又は技師は、撮影面１５６に対する被写体１４のポジショニングを速やかに確認することが可能となる。 Further, the communication unit 194 of the control unit 196 consoles the thinned-out data (low-resolution thinned-out data) of each radiation image acquired from each of the radiation detection units 30a to 30c via the data lines 476a, 476b, 506a, and 516a. , The time required for the image forming process in the image processing unit 288 can be shortened, and the doctor or engineer can quickly confirm the positioning of the subject 14 with respect to the imaging surface 156.

さらに、制御部１９６は、平面視で、表面３６ａ〜３６ｃにおける撮影領域４０ａ〜４０ｃ（撮影面１５６）以外の領域に配置されるので、該制御部１９６に対する放射線１６の照射を確実に回避することができる。 Further, since the control unit 196 is disposed in a region other than the imaging regions 40a to 40c (imaging surface 156) on the surfaces 36a to 36c in plan view, the irradiation of the radiation 16 to the control unit 196 is surely avoided. Can do.

すなわち、制御部１９６が各撮影領域４０ａ〜４０ｃ又は撮影面１５６に配置された状態で放射線１６の照射が行われると、制御部１９６が放射線１６で劣化したり、あるいは、制御部１９６が放射線画像に写り込むという不都合がある。従って、第１実施形態では、上記のように、各制御部１９６に対する放射線１６の照射を回避することで、これらの不都合の発生を防止することができる。 That is, when irradiation with radiation 16 is performed in a state where the control unit 196 is arranged in each of the imaging regions 40a to 40c or the imaging surface 156, the control unit 196 deteriorates with the radiation 16, or the control unit 196 There is an inconvenience of being reflected in. Therefore, in the first embodiment, as described above, it is possible to prevent the occurrence of these disadvantages by avoiding the irradiation of the radiation 16 to each control unit 196.

また、第１実施形態では、上述した各効果に加え、下記の効果も得られる。 In the first embodiment, in addition to the effects described above, the following effects are also obtained.

第１実施形態では、２種類の放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを段差部１２０ａ〜１２０ｃ、１２２ａ〜１２２ｃにより交互に繰り返し連結して１台の放射線画像撮影装置２０Ａを構成し、該放射線画像撮影装置２０Ａにより被写体１４に対する長尺撮影を行っている。 In the first embodiment, two types of radiation detection units 30a to 30c are alternately and repeatedly connected by stepped portions 120a to 120c and 122a to 122c to constitute one radiation image capturing apparatus 20A, and the radiation image capturing apparatus 20A. Thus, long shooting is performed on the subject 14.

具体的に、各放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃの一部が重なり合うと共に、面積が互いに異なる照射面１４８ａ、１４８ｃと照射面１４８ｂとを、順に交互に繰り返されるように、各筐体３４ａ〜３４ｃを段差部１２０ａ〜１２０ｃ、１２２ａ〜１２２ｃを用いて連結することにより、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ（の筐体３４ａ〜３４ｃ）の連結箇所での段差を発生させることなく、各撮影領域４０ａ〜４０ｃを含み構成される放射線画像撮影装置２０Ａの撮影面１５６を略平面状に維持する。 Specifically, each of the radiation conversion panels 172a to 172c overlaps, and the casings 34a to 34c are stepped so that the irradiation surfaces 148a and 148c and the irradiation surfaces 148b having different areas are alternately repeated in order. By connecting the sections 120a to 120c and 122a to 122c, the imaging regions 40a to 40c can be formed without generating a step at the connection location of the radiation detection units 30a to 30c (casings 34a to 34c). The imaging surface 156 of the radiographic imaging device 20A that is included is maintained substantially flat.

すなわち、第１実施形態では、撮影面１５６を構成するために、第１の照射面（照射面１４８ａ）→第２の照射面（照射面１４８ｂ）→第１の照射面（照射面１４８ｃ）の順に交互に繰り返すように、段差部１２０ａ〜１２０ｃ、１２２ａ〜１２２ｃにより２種類の放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを順次連結することで、放射線画像撮影装置２０Ａの全体的な厚みを、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃの厚みに抑えつつ、前記連結箇所での段差を発生させないようにしている。 That is, in the first embodiment, in order to configure the imaging surface 156, the first irradiation surface (irradiation surface 148a) → second irradiation surface (irradiation surface 148b) → first irradiation surface (irradiation surface 148c). By sequentially connecting the two types of radiation detection units 30a to 30c with the stepped portions 120a to 120c and 122a to 122c so as to be alternately repeated in order, the overall thickness of the radiographic imaging device 20A can be reduced to each radiation detection unit 30a. While suppressing to a thickness of ˜30c, a step at the connecting portion is not generated.

従って、第１実施形態によれば、前記連結箇所での段差を発生させることなく複数の放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを連結して長尺撮影を行うことも可能となる。すなわち、第１実施形態では、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを順次連結しても、該放射線画像撮影装置２０Ａの大型化を回避できると共に、撮影面１５６を確実に平面状にすることができる。 Therefore, according to the first embodiment, it is also possible to perform long imaging by connecting the plurality of radiation detection units 30a to 30c without generating a step at the connection location. That is, in the first embodiment, even if the radiation detection units 30a to 30c are sequentially connected, it is possible to avoid an increase in the size of the radiographic image capturing apparatus 20A and to ensure that the imaging surface 156 is planar.

しかも、段差部１２０ａ〜１２０ｃ、１２２ａ〜１２２ｃによって各筐体３４ａ〜３４ｃを連結して放射線画像撮影装置２０Ａを構成するので、被写体１４に対する１回の放射線１６の照射で長尺撮影を行うことが可能となり、撮影時間の短縮化も実現することができる。 In addition, since the radiographic imaging apparatus 20A is configured by connecting the casings 34a to 34c with the step portions 120a to 120c and 122a to 122c, it is possible to perform long imaging by irradiating the subject 14 with the radiation 16 once. This makes it possible to reduce the shooting time.

また、第１実施形態では、前記連結箇所での段差が発生しないように、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを順次連結するので、各電子カセッテの連結箇所に段差が発生する場合と比較して、該各電子カセッテの連結が外れたときに、連結箇所の段差に起因した衝撃（例えば、落下による衝撃）によって電子カセッテが故障するという問題を回避することができる。 Further, in the first embodiment, the radiation detection units 30a to 30c are sequentially connected so as not to generate a step at the connecting portion. Therefore, compared with a case where a step is generated at the connecting portion of each electronic cassette, When the electronic cassettes are disconnected from each other, it is possible to avoid the problem that the electronic cassettes are broken due to an impact (for example, an impact caused by dropping) caused by a step at the connection location.

また、第１実施形態では、例えば、一方の筐体と他方の筐体とを段差部１２０ａ〜１２０ｃ、１２２ａ〜１２２ｃにより連結する場合に、一方の筐体に収容された放射線変換パネルにおける他方の筐体側の一部と、他方の筐体に収容された放射線変換パネルにおける一方の筐体側の一部とが重なり合うように、一方の筐体と他方の筐体とを連結させれば（図１〜図４参照）、各筐体３４ａ〜３４ｃを容易に連結させることができると共に、各放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃでそれぞれ得られた各放射線画像を画像合成して、１枚の長尺な被写体１４の放射線画像を得る際に、各放射線画像の連結箇所における画像が欠落することを防止することも可能となる。 Moreover, in 1st Embodiment, when connecting one housing | casing and the other housing | casing by level | step-difference part 120a-120c, 122a-122c, the other in the radiation conversion panel accommodated in one housing | casing, for example. If one casing and the other casing are connected so that a part on the casing side and a part on one casing side of the radiation conversion panel accommodated in the other casing overlap (FIG. 1). 4), each casing 34a to 34c can be easily connected, and the radiation images obtained by the radiation conversion panels 172a to 172c are combined to form one long subject. When 14 radiographic images are obtained, it is also possible to prevent an image from being lost at the connection portion of each radiographic image.

従って、第１実施形態によれば、２種類の放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを交互に連結し、連結箇所での段差を発生させることなく、放射線画像撮影装置２０Ａの全体的な厚みを各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃの厚みに抑制して撮影面１５６を確実に平面状に維持することにより、撮影時での被写体１４の違和感を解消することができると共に、従来技術と比較して、該放射線画像撮影装置２０Ａの薄型化も実現することも可能となる。また、放射線画像撮影装置２０Ａは、２種類の各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを段差部１２０ａ〜１２０ｃ、１２２ａ〜１２２ｃで連結することにより構成されるので、撮影時間の短縮化も可能となる。 Therefore, according to the first embodiment, the two types of radiation detection units 30a to 30c are alternately connected, and the overall thickness of the radiation imaging apparatus 20A can be detected without causing a step at the connection location. By suppressing the thickness of the units 30a to 30c and reliably maintaining the imaging surface 156 in a flat shape, it is possible to eliminate the uncomfortable feeling of the subject 14 at the time of imaging, and the radiographic image as compared with the conventional technique. It is also possible to reduce the thickness of the photographing apparatus 20A. Further, the radiographic image capturing apparatus 20A is configured by connecting the two types of radiation detection units 30a to 30c with the stepped portions 120a to 120c and 122a to 122c, so that the imaging time can be shortened.

また、筐体３４ａ〜３４ｃからブロック５８ａ〜５８ｃ、６０ａ〜６０ｃを取り外すことにより、段差部１２０ａ〜１２０ｃ、１２２ａ〜１２２ｃが容易に形成されるので、各筐体３４ａ〜３４ｃの連結を効率よく行うことが可能となる。 Further, by removing the blocks 58a to 58c and 60a to 60c from the casings 34a to 34c, the stepped portions 120a to 120c and 122a to 122c are easily formed, so that the casings 34a to 34c are efficiently connected. It becomes possible.

さらに、段差部１２０ａ〜１２０ｃ、１２２ａ〜１２２ｃが形成されていない側面５０ａ〜５０ｃ、５２ａ〜５２ｃに取手部４５０ａ〜４５０ｃ、４５２ａ〜４５２ｃをそれぞれ設けることにより、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを容易に運搬することも可能となる。 Furthermore, by providing the handle portions 450a to 450c and 452a to 452c on the side surfaces 50a to 50c and 52a to 52c where the step portions 120a to 120c and 122a to 122c are not formed, the radiation detection units 30a to 30c are easily transported. It is also possible to do.

なお、筐体３４ａ、３４ｃにおいては、該筐体３４ａ、３４ｃの段差部１２０ａ、１２０ｃ、１２２ａ、１２２ｃに近接する面を裏面４２ａ、４２ｃとし、一方で、該裏面４２ａ、４２ｃに対向し且つ段差部１２０ａ、１２０ｃ、１２２ａ、１２２ｃから離間した面を表面３６ａ、３６ｃ（照射面１４８ａ、１４８ｃ）としている。また、筐体３４ｂにおいては、該筐体３４ｂの段差部１２０ｂ、１２２ｂに近接する面を表面３６ｂ（照射面１４８ｂ）とし、一方で、該照射面１４８ｂに対向し且つ段差部１２０ｂ、１２２ｂから離間した面を裏面４２ｂとしている。このように、表面３６ａ〜３６ｃ（照射面１４８ａ〜１４８ｃ）及び裏面４２ａ〜４２ｃを予め決めておくことで、各筐体３４ａ〜３４ｃの連結を効率よく行うことができる。 In the casings 34a and 34c, the surfaces of the casings 34a and 34c that are close to the stepped portions 120a, 120c, 122a, and 122c are the back surfaces 42a and 42c. Surfaces separated from the portions 120a, 120c, 122a, and 122c are surfaces 36a and 36c (irradiation surfaces 148a and 148c). Further, in the housing 34b, a surface close to the stepped portions 120b and 122b of the housing 34b is a surface 36b (irradiation surface 148b), while facing the irradiation surface 148b and separated from the stepped portions 120b and 122b. The finished surface is the back surface 42b. Thus, by connecting the front surfaces 36a to 36c (irradiation surfaces 148a to 148c) and the back surfaces 42a to 42c in advance, the casings 34a to 34c can be efficiently connected.

さらに、連結順番情報生成部２５０は、各筐体３４ａ〜３４ｃの連結順番を連結順番情報として生成する。これにより、各放射線画像を画像合成して１枚の長尺な被写体１４の画像を形成する際、連結順番情報を参照することにより、各放射線画像がどの放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃにより得られた放射線画像であるのかを特定することができる。この結果、１枚の長尺な画像の形成を効率よく行うことができる。 Furthermore, the connection order information generation unit 250 generates the connection order of the casings 34a to 34c as connection order information. As a result, when each radiographic image is synthesized to form an image of one long subject 14, each radiographic image is obtained by which radiation conversion panel 172a to 172c by referring to the connection order information. Whether the image is a radiation image can be specified. As a result, it is possible to efficiently form a single long image.

また、コンソール２２の画像処理部２８８は、連結順番情報に基づいて各放射線画像を補正し、補正後の各放射線画像を合成して長尺撮影画像を生成するので、画質の均一な長尺撮影画像を得ることができる。 Further, the image processing unit 288 of the console 22 corrects each radiographic image based on the connection order information, and synthesizes each radiographic image after correction to generate a long radiographic image. An image can be obtained.

なお、上記の説明では、３つの放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを２つの接続部４６２で接続（連結）し、１つの制御部１９６と１つの放射線検出ユニット３０ａとを接続部４６４で接続して放射線画像撮影装置２０Ａを構成する場合について説明したが、第１実施形態では、放射線画像撮影装置２０Ａは、少なくとも、１つの放射線検出ユニット３０ａと１つの制御部１９６とを接続部４６４で接続し、該１つの放射線検出ユニット３０ａが接続部４６２によって他の放射線検出ユニット３０ｂと接続可能な状態にあればよい。 In the above description, the three radiation detection units 30a to 30c are connected (coupled) by the two connection portions 462, and one control unit 196 and one radiation detection unit 30a are connected by the connection portion 464. Although the case where the image capturing device 20A is configured has been described, in the first embodiment, the radiation image capturing device 20A connects at least one radiation detection unit 30a and one control unit 196 with a connection unit 464, and One radiation detection unit 30a may be in a state where it can be connected to another radiation detection unit 30b through the connection portion 462.

この場合であっても、制御部１９６は、接続部４６４を介して１つの放射線検出ユニット３０ａを制御することができる。また、１つの放射線検出ユニット３０ａと他の放射線検出ユニット３０ｂとを接続部４６２で接続することができれば、当該制御部１９６は、接続部４６４、４６２を介して他の放射線検出ユニット３０ｂを制御することも可能となる。従って、この場合でも、上述した第１実施形態での各効果が容易に得られる。 Even in this case, the control unit 196 can control one radiation detection unit 30 a via the connection unit 464. If one radiation detection unit 30a and another radiation detection unit 30b can be connected by the connection unit 462, the control unit 196 controls the other radiation detection unit 30b through the connection units 464 and 462. It is also possible. Therefore, even in this case, the effects of the first embodiment described above can be easily obtained.

また、上記の説明では、一例として、放射線検出ユニット３０ａの接続端子４５４ａ、４５６ａと制御部１９６のコネクタ４５８、４６０とを嵌合させることにより、放射線検出ユニット３０ａと制御部１９６とを連結させる場合について説明した。第１実施形態は、この説明に限定されることはなく、接続端子４５４ｂ、４５６ｂとコネクタ４５８、４６０とを嵌合させて放射線検出ユニット３０ｂと制御部１９６とを連結させてもよいし、あるいは、接続端子４５４ｃ、４５６ｃとコネクタ４５８、４６０とを嵌合させて放射線検出ユニット３０ｃと制御部１９６とを連結させてもよい。 In the above description, as an example, the radiation detection unit 30a and the control unit 196 are coupled by fitting the connection terminals 454a and 456a of the radiation detection unit 30a and the connectors 458 and 460 of the control unit 196. Explained. The first embodiment is not limited to this description, and the radiation detection unit 30b and the control unit 196 may be coupled by fitting the connection terminals 454b and 456b and the connectors 458 and 460, or The radiation detection unit 30c and the control unit 196 may be coupled by fitting the connection terminals 454c and 456c with the connectors 458 and 460.

また、第１実施形態では、３つの放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃで１つの制御部１９６を共用化できればよいので、例えば、接続端子４５４ａ〜４５４ｃ、４５６ａ〜４５６ｃのうち、いずれか２つの接続端子とコネクタ４５８、４６０とを嵌合させた場合であっても、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃと制御部１９６との間で信号の送受信等を行うことが可能である。さらには、制御部１９６のコネクタの個数を１個とし、該１個のコネクタと、いずれか１つの接続端子４５４ａ〜４５４ｃ、４５６ａ〜４５６ｃとを嵌合させた場合でも、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃと制御部１９６との間で信号の送受信等を行うことが可能である。 In the first embodiment, it is only necessary that the three radiation detection units 30a to 30c can share one control unit 196. For example, any one of the connection terminals 454a to 454c and 456a to 456c Even when the connectors 458 and 460 are fitted, signals can be transmitted and received between the radiation detection units 30a to 30c and the control unit 196. Furthermore, even when the number of connectors of the control unit 196 is one and the one connector is fitted to any one of the connection terminals 454a to 454c and 456a to 456c, the radiation detection units 30a to 30c are used. It is possible to transmit and receive signals between the control unit 196 and the control unit 196.

また、上記の説明では、コンソール２２から放射線画像撮影装置２０Ａに同期制御信号が送信される場合について説明したが、制御部１９６の同期制御部２４８、又は、各パネル制御部５４２ａ〜５４２ｃで同期制御信号を生成し、該同期制御信号をコンソール２２に送信してもよい。各パネル制御部５４２ａ〜５４２ｃで同期制御信号を生成した場合、前記各同期制御信号の間では、放射線１６の照射のタイミングが互いに異なる可能性があるため、コンソール２２の同期処理部２９２は、例えば、前記各同期制御信号の示すタイミングのうち、最も遅いタイミングの同期制御信号を放射線照射装置１８に送信する。これにより、各放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃでの電荷蓄積が可能になった後に、放射線照射装置１８から放射線１６が照射されることになるので、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃと放射線照射装置１８との同期を確実に取ることができる。 In the above description, the case where the synchronization control signal is transmitted from the console 22 to the radiographic imaging apparatus 20A has been described. However, the synchronization control unit 248 of the control unit 196 or the panel control units 542a to 542c performs synchronous control. A signal may be generated and the synchronization control signal may be transmitted to the console 22. When the synchronization control signals are generated by the panel control units 542a to 542c, the timing of irradiation of the radiation 16 may be different between the synchronization control signals. The synchronization control signal having the latest timing among the timings indicated by the respective synchronization control signals is transmitted to the radiation irradiation apparatus 18. Thereby, after charge accumulation in each of the radiation conversion panels 172a to 172c becomes possible, the radiation 16 is irradiated from the radiation irradiation device 18, so that the radiation detection units 30a to 30c and the radiation irradiation device 18 are connected. Synchronization can be ensured.

なお、制御線４７０ａ、４７０ｂ、５００ａ、５１０ａが設けられていないために、制御部１９６から放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃに対する同期制御、あるいは、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ間での同期制御ができない場合には、例えば、各パネル制御部５４２ａ〜５４２ｃにおいて、電源部１９０から電力供給が開始されてより所定時間経過した時点で、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃでの電荷蓄積を可能とするように予め取り決めしておいてもよい。 In addition, since the control lines 470a, 470b, 500a, and 510a are not provided, the control unit 196 cannot perform the synchronization control for the radiation detection units 30a to 30c or the synchronization control among the radiation detection units 30a to 30c. For example, in each of the panel control units 542a to 542c, an arrangement is made in advance so as to enable charge accumulation in the radiation conversion panels 172a to 172c when a predetermined time elapses after the power supply from the power supply unit 190 is started. You may keep it.

また、注目したい特定部位がある場合には、その特定部位を放射線検出ユニット３０ｂにより撮影することを決定すると共に、該放射線検出ユニット３０ｂのシンチレータ１５０ｂをＣｓＩで構成し、該放射線検出ユニット３０ｂを中心とする連結順番の連結順番情報を予め連結順番情報管理部２９４に登録してもよい。この場合、制御部２８２は、放射線画像撮影装置２０Ａから送信される連結順番情報と、連結順番情報管理部２９４に予め登録されている連結順番情報とを比較して、両者が一致していれば撮影を許可し（同期制御信号を送信し）、異なっていれば、表示装置２４を介して、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃが間違って連結されていることを医師又は技師に通知することも可能となる。 If there is a specific part to be noticed, it is determined that the specific part should be imaged by the radiation detection unit 30b, and the scintillator 150b of the radiation detection unit 30b is made of CsI, and the radiation detection unit 30b is centered. The connection order information of the connection order may be registered in the connection order information management unit 294 in advance. In this case, the control unit 282 compares the connection order information transmitted from the radiographic image capturing apparatus 20A with the connection order information registered in advance in the connection order information management unit 294, and if both match, If imaging is permitted (synchronization control signal is transmitted) and they are different, it is possible to notify a doctor or a technician that the radiation detection units 30a to 30c are erroneously connected via the display device 24. Become.

この結果、特定部位の画像を含む所望の長尺撮影画像を確実に得ることができる。また、上述のように、各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃの連結順が予め分かっていれば、事前に連結順番情報を連結順番情報管理部２９４に登録しておくことで、実際の連結状態が所望の連結状態になっているか否かをコンソール２２側で検査することが可能となり、所望の連結状態での長尺撮影を確実に遂行することができる。 As a result, a desired long photographic image including an image of a specific part can be obtained with certainty. As described above, if the connection order of the radiation detection units 30a to 30c is known in advance, the actual connection state is desired by registering the connection order information in the connection order information management unit 294 in advance. It is possible to check on the console 22 side whether or not it is in the connected state, and it is possible to reliably perform the long photographing in the desired connected state.

さらに、上記の説明では、放射線画像撮影装置２０Ａからコンソール２２に対して連結順番情報の送信した後に、放射線画像を送信する場合について説明したが、連結順番情報と放射線画像とを同時に送信することも可能である。これにより、コンソール２２では、受信した放射線画像が前記連結順番情報に関わる画像であることを容易に把握することができる。 Furthermore, in the above description, the case where the radiographic image is transmitted after transmitting the coupling order information from the radiographic imaging apparatus 20A to the console 22 has been described. However, the coupling order information and the radiographic image may be transmitted simultaneously. Is possible. Thereby, the console 22 can easily grasp that the received radiation image is an image related to the connection order information.

また、上記の説明では、表面３６ａ（第１の照射面）→表面３６ｂ（第２の照射面）→表面３６ｃ（第１の照射面）の順になるように、３つの放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを順次連結することにより１台の放射線画像撮影装置２０Ａを構成する場合について説明したが、第１実施形態は、この説明に限定されることはなく、撮影面１５６が第１の照射面→第２の照射面→第１の照射面→第２の照射面→…の順、あるいは、第２の照射面→第１の照射面→第２の照射面→第１の照射面→…の順になるように複数の放射線検出ユニットを順次連結できればよい。 In the above description, the three radiation detection units 30a to 30c are arranged in the order of the surface 36a (first irradiation surface) → the surface 36b (second irradiation surface) → the surface 36c (first irradiation surface). However, the first embodiment is not limited to this description, and the imaging surface 156 is changed from the first irradiation surface to the first irradiation surface. 2 irradiation surface → first irradiation surface → second irradiation surface →..., Or second irradiation surface → first irradiation surface → second irradiation surface → first irradiation surface →. It is only necessary that a plurality of radiation detection units can be sequentially connected.

また、上記の説明では、一方向に沿って３つの放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを順次連結した場合について説明したが、側面５０ａ〜５０ｃ、５２ａ〜５２ｃにも、段差部１２０ａ〜１２０ｃ、１２２ａ〜１２２ｃと同様の段差部を形成し、平面方向（二方向）に沿って複数の放射線検出ユニットを順次連結することにより１台の放射線画像撮影装置２０Ａを構成してもよいことは勿論である。 In the above description, the case where the three radiation detection units 30a to 30c are sequentially connected along one direction has been described. However, the step portions 120a to 120c and 122a to 122c are also provided on the side surfaces 50a to 50c and 52a to 52c. Needless to say, one radiographic imaging apparatus 20A may be configured by forming the same stepped portion and sequentially connecting a plurality of radiation detection units along the planar direction (two directions).

第１実施形態に係る放射線画像撮影システム１０Ａ及び放射線画像撮影装置２０Ａは、上述した説明に限定されることはなく、図２４〜図２６Ｂに示す実施形態も実現可能である。 The radiographic image capturing system 10A and the radiographic image capturing apparatus 20A according to the first embodiment are not limited to the above description, and the embodiments shown in FIGS. 24 to 26B can also be realized.

図２４は、医療機関内の必要な箇所に配置されたクレードル３２０による電源部１９０（図１６参照）の充電処理を示す斜視図である。 FIG. 24 is a perspective view showing a charging process of the power supply unit 190 (see FIG. 16) by the cradle 320 arranged at a necessary place in the medical institution.

この場合、例えば、制御部１９６とクレードル３２０との間をコネクタ３２４、３２６を有するＵＳＢケーブル３２２で電気的に接続する。 In this case, for example, the control unit 196 and the cradle 320 are electrically connected by a USB cable 322 having connectors 324 and 326.

クレードル３２０は、電源部１９０の充電だけでなく、クレードル３２０の無線通信機能又は有線通信機能を用いて、医療機関内のコンソール２２やＲＩＳ２６との間で必要な情報の送受信を行うようにしてもよい。送受信する情報には、画像メモリ２４０に記録された放射線画像を含めることができる。 The cradle 320 may transmit and receive necessary information with the console 22 and the RIS 26 in the medical institution using not only the charging of the power supply unit 190 but also the wireless communication function or the wired communication function of the cradle 320. Good. The information to be transmitted / received can include a radiographic image recorded in the image memory 240.

また、クレードル３２０に表示部３２８を配設し、この表示部３２８に対して、制御部１９６の充電状態や、制御部１９６から取得した放射線画像を含む必要な情報を表示させるようにしてもよい。 Further, a display unit 328 may be provided in the cradle 320, and the display unit 328 may display necessary information including a charging state of the control unit 196 and a radiographic image acquired from the control unit 196. .

さらに、複数の制御部１９６をネットワークに接続し、各クレードル３２０に接続されている制御部１９６の充電状態をネットワークを介して収集し、使用可能な充電状態にある制御部１９６の所在を確認できるように構成することもできる。 Further, a plurality of control units 196 can be connected to the network, and the charging states of the control units 196 connected to each cradle 320 can be collected via the network, and the location of the control unit 196 in the usable charging state can be confirmed. It can also be configured as follows.

さらにまた、上記の説明では、図４及び図１２〜図１５のように、１枚のシンチレータ１５０ａ〜１５０ｃを配置した構成とされているが、この構成に代えて、図２５Ａ及び図２５Ｂに示すように、１枚の他のシンチレータ１５４ａ〜１５４ｃを筐体３４ａ〜３４ｃ内に配置してもよい。この場合、シンチレータ１５４ａ〜１５４ｃは、表面３６ａ〜３６ｃから衝撃吸収部材１７４ａ〜１７４ｃ、光電変換層１５２ａ〜１５２ｃ、ＴＦＴ層１７６ａ〜１７６ｃ及び基板１７８ａ〜１７８ｃを介して照射された放射線１６を可視光に一旦変換する。従って、この場合でも、光電変換層１５２ａ〜１５２ｃは、前記可視光を放射線画像に変換することができる。 Furthermore, in the above description, as shown in FIGS. 4 and 12 to 15, a single scintillator 150 a to 150 c is arranged, but instead of this configuration, it is shown in FIGS. 25A and 25B. As described above, the other scintillators 154a to 154c may be arranged in the casings 34a to 34c. In this case, the scintillators 154a to 154c convert the radiation 16 irradiated from the surfaces 36a to 36c through the shock absorbing members 174a to 174c, the photoelectric conversion layers 152a to 152c, the TFT layers 176a to 176c, and the substrates 178a to 178c into visible light. Convert once. Accordingly, even in this case, the photoelectric conversion layers 152a to 152c can convert the visible light into a radiation image.

なお、図２５Ａ及び図２５Ｂの場合、表面３６ａ〜３６ｃに対して光電変換層１５２ａ〜１５２ｃ及びシンチレータ１５４ａ〜１５４ｃの順に配置されているため、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃは、ＩＳＳ方式の放射線検出器として構成されている。 25A and 25B, since the photoelectric conversion layers 152a to 152c and the scintillators 154a to 154c are arranged in this order with respect to the surfaces 36a to 36c, the radiation conversion panels 172a to 172c are ISS radiation detectors. It is configured as.

また、図２６Ａ及び図２６Ｂに示すように、２つのシンチレータ１５０ａ〜１５０ｃ、１５４ａ〜１５４ｃで光電変換層１５２ａ〜１５２ｃを挟み込むような構成としてもよい。この場合、各シンチレータ１５０ａ〜１５０ｃ、１５４ａ〜１５４ｃで放射線１６が可視光に変換されることにより、放射線画像の感度及び鮮鋭度を向上させることができ、この結果、長尺撮影における被写体１４の放射線１６の被曝量を低減することができる。 26A and 26B, the photoelectric conversion layers 152a to 152c may be sandwiched between the two scintillators 150a to 150c and 154a to 154c. In this case, the radiation 16 is converted into visible light by each of the scintillators 150a to 150c and 154a to 154c, so that the sensitivity and sharpness of the radiation image can be improved. The exposure dose of 16 can be reduced.

さらに、図２６Ａ及び図２６Ｂの場合、表面３６ａ〜３６ｃに対して、シンチレータ１５０ａ〜１５０ｃ、光電変換層１５２ａ〜１５２ｃ及びシンチレータ１５４ａ〜１５４ｃの順に配置されているため、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃのうち、シンチレータ１５０ａ〜１５０ｃ及び光電変換層１５２ａ〜１５２ｃの配置関係は、ＰＳＳ方式となる一方で、光電変換層１５２ａ〜１５２ｃ及びシンチレータ１５４ａ〜１５４ｃの配置関係は、ＩＳＳ方式となる。従って、図２６Ａ及び図２６Ｂに示す放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃは、ＩＳＳ方式及びＰＳＳ方式の双方を含む放射線検出器として構成されている。 Furthermore, in the case of FIG. 26A and FIG. 26B, since it arrange | positions in order of the scintillators 150a-150c, the photoelectric converting layers 152a-152c, and the scintillators 154a-154c with respect to the surfaces 36a-36c, among radiation conversion panels 172a-172c The arrangement relationship between the scintillators 150a to 150c and the photoelectric conversion layers 152a to 152c is the PSS method, while the arrangement relationship between the photoelectric conversion layers 152a to 152c and the scintillators 154a to 154c is the ISS method. Accordingly, the radiation conversion panels 172a to 172c shown in FIGS. 26A and 26B are configured as radiation detectors including both the ISS system and the PSS system.

なお、図２６Ａ及び図２６Ｂの場合、シンチレータ１５０ａ〜１５０ｃ、１５４ａ〜１５４ｃは、同じ材料で構成してもよいし、あるいは、異なる材料で構成してもよい。異なる材料で構成する場合、一方のシンチレータをＣｓＩで構成し、他方のシンチレータをＧＯＳで構成すればよい。長尺撮影を行う場合、長尺な撮影部位のうち、注目したい特定部位を撮影する放射線検出ユニットのシンチレータ１５０ａ〜１５０ｃ、１５４ａ〜１５４ｃをＣｓＩで構成し、他の放射線検出ユニットのシンチレータ１５０ａ〜１５０ｃ、１５４ａ〜１５４ｃをＧＯＳで構成してもよいことは勿論である。 In the case of FIGS. 26A and 26B, the scintillators 150a to 150c and 154a to 154c may be made of the same material, or may be made of different materials. In the case of using different materials, one scintillator may be made of CsI and the other scintillator may be made of GOS. When performing long imaging, the scintillators 150a to 150c and 154a to 154c of the radiation detection unit that images a specific part of interest that is desired to be taken out of the long imaging part are configured by CsI, and the scintillators 150a to 150c of other radiation detection units. Of course, 154a to 154c may be made of GOS.

さらに、第１実施形態は、光読出方式の放射線変換パネルを利用して放射線画像を取得する場合にも適用することが可能である。この光読出方式の放射線変換パネルでは、各固体検出素子に放射線が入射すると、その線量に応じた静電潜像が固体検出素子に蓄積記録される。静電潜像を読み取る際には、放射線変換パネルに読取光を照射し、発生した電流の値を放射線画像として取得する。なお、放射線変換パネルは、消去光を放射線変換パネルに照射することで、残存する静電潜像である放射線画像を消去して再使用することができる（特開２０００−１０５２９７号公報参照）。 Furthermore, the first embodiment can also be applied to a case where a radiation image is acquired using a light conversion type radiation conversion panel. In this light readout type radiation conversion panel, when radiation is incident on each solid state detection element, an electrostatic latent image corresponding to the dose is accumulated and recorded in the solid state detection element. When reading the electrostatic latent image, the radiation conversion panel is irradiated with reading light, and the value of the generated current is acquired as a radiation image. In addition, the radiation conversion panel can erase and reuse a radiation image that is a remaining electrostatic latent image by irradiating the radiation conversion panel with erasing light (see Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-105297).

さらにまた、放射線画像撮影装置２０Ａでは、血液やその他の雑菌が付着するおそれを防止するために、例えば、装置全体を防水性、密閉性を有する構造とし、必要に応じて殺菌洗浄することにより、１台の放射線画像撮影装置２０Ａを繰り返し続けて使用することができる。 Furthermore, in the radiographic imaging device 20A, in order to prevent the risk of blood and other germs adhering, for example, the entire device has a waterproof and sealing structure, and is sterilized and washed as necessary. One radiographic imaging device 20A can be used repeatedly.

また、第１実施形態は、医療機関内での放射線画像の撮影に限らず、災害現場、在宅看護の現場、さらには、検診車に搭載して、健康診断における被写体の撮影にも適用することが可能である。さらに、第１実施形態は、このような医療関連の放射線画像の撮影に限定されるものではなく、例えば、各種の非破壊検査における放射線画像の撮影にも適用可能であることは勿論である。 In addition, the first embodiment is not limited to radiographic imaging in medical institutions, but is also applied to disaster scenes, home nursing scenes, and also to imaging of subjects in health examinations by being mounted on examination cars. Is possible. Furthermore, the first embodiment is not limited to the imaging of such medical-related radiographic images, and can of course be applied to radiographic imaging in various nondestructive inspections, for example.

次に、第２実施形態に係る放射線画像撮影システム１０Ｂについて、図２７〜図３０を参照しながら説明する。 Next, a radiographic image capturing system 10B according to the second embodiment will be described with reference to FIGS.

なお、放射線画像撮影システム１０Ｂにおいて、第１実施形態に係る放射線画像撮影システム１０Ｂ（図１〜図２６Ｂ参照）と同じ構成要素については、同じ参照符号を付けて、その詳細な説明を省略し、以下同様とする。 In the radiographic image capturing system 10B, the same components as those in the radiographic image capturing system 10B according to the first embodiment (see FIGS. 1 to 26B) are denoted by the same reference numerals, and detailed description thereof is omitted. The same shall apply hereinafter.

第２実施形態に係る放射線画像撮影システム１０Ｂは、図２７〜図３０に示すように、放射線検出ユニット３０ａの一部（表面３６ａの側面５６ａ側）と放射線検出ユニット３０ｂの一部（表面３６ｂの側面５４ｂ側）とを重ね合わせて連結すると共に、放射線検出ユニット３０ｂの一部（表面３６ｂの側面５６ｂ側）と放射線検出ユニット３０ｃの一部（表面３６ｃの側面５４ｃ側）とを重ね合わせて連結することにより、放射線検出ユニット３０ａ→放射線検出ユニット３０ｂ→放射線検出ユニット３０ｃの順に連結した点で、第１実施形態に係る放射線画像撮影システム１０Ａとは異なる。 As shown in FIGS. 27 to 30, the radiographic imaging system 10B according to the second embodiment includes a part of the radiation detection unit 30a (side surface 56a side of the surface 36a) and a part of the radiation detection unit 30b (of the surface 36b). And a portion of the radiation detection unit 30b (side surface 56b side of the surface 36b) and a portion of the radiation detection unit 30c (side surface 54c side of the surface 36c) are overlapped and connected. By doing so, it is different from the radiation image capturing system 10A according to the first embodiment in that the radiation detection unit 30a, the radiation detection unit 30b, and the radiation detection unit 30c are connected in this order.

この場合、放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃの筐体３４ａ〜３４ｃは、略矩形状の形状を有し、第１実施形態のような段差部１２０ａ〜１２０ｃ、１２２ａ〜１２２ｃは設けられていない。 In this case, the casings 34a to 34c of the radiation detection units 30a to 30c have a substantially rectangular shape, and the step portions 120a to 120c and 122a to 122c as in the first embodiment are not provided.

また、医師又は技師は、撮影領域４０ａの一部と撮影領域４０ｂの一部とが重なり合うように、筐体３４ａと筐体３４ｂとを連結すると共に、撮影領域４０ｂの一部と撮影領域４０ｃの一部とが重なり合うように、筐体３４ｂと筐体３４ｃとを連結した後に、接続端子１２６ａと接続端子１２４ｂとをコネクタ３２で嵌合すると共に、接続端子１２６ｂと接続端子１２４ｃとを他のコネクタ３２で嵌合し、さらに、制御部１９６と放射線検出ユニット３０ａとを接続部４６４によって連結する。これにより、筐体３４ａと筐体３４ｂとの連結部分で段差が発生すると共に、筐体３４ｂと筐体３４ｃとの連結部分で段差が発生する。その際、制御部１９６の側部と筐体３４ｂの側面５４ｂとが当接する。 In addition, the doctor or engineer connects the housing 34a and the housing 34b so that a part of the imaging region 40a and a part of the imaging region 40b overlap, and a part of the imaging region 40b and the imaging region 40c. After connecting the housing 34b and the housing 34c so that they partially overlap, the connection terminal 126a and the connection terminal 124b are fitted with the connector 32, and the connection terminal 126b and the connection terminal 124c are connected to another connector. 32, and the control unit 196 and the radiation detection unit 30a are coupled by the connection unit 464. As a result, a step occurs at the connecting portion between the housing 34a and the housing 34b, and a step occurs at the connecting portion between the housing 34b and the housing 34c. At that time, the side portion of the control unit 196 contacts the side surface 54b of the housing 34b.

このようにして構成された放射線画像撮影装置２０Ｂは、撮影台１２内に収容される。 The radiographic imaging device 20B configured as described above is accommodated in the imaging table 12.

なお、撮影台１２は、放射線画像撮影装置２０Ｂを収容するので、放射線１６を透過可能に構成されていることが望ましい。また、撮影台１２の上面には、撮影面１５６に前記照射光を投光できるように、光透過性で且つ被写体１４の荷重に耐えることのできる耐荷重性のガラス板を配設することが望ましい。さらに、撮影台１２の上面には、送信波２７２及び反射波２７４が通過可能な程度の孔部が形成されていることが望ましい。 In addition, since the imaging | photography stand 12 accommodates the radiographic imaging apparatus 20B, it is desirable to be comprised so that the radiation 16 can be permeate | transmitted. Further, on the upper surface of the imaging table 12, a load-resistant glass plate that is light transmissive and can withstand the load of the subject 14 is disposed so that the irradiation light can be projected onto the imaging surface 156. desirable. Further, it is desirable that a hole portion is formed on the upper surface of the imaging table 12 so that the transmission wave 272 and the reflected wave 274 can pass therethrough.

第２実施形態の場合でも、接続部４６２によって各放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃが連結されると共に、接続部４６４によって放射線検出ユニット３０ａと制御部１９６とが連結されるので、第１実施形態における接続部４６２、４６４の連結による各効果が容易に得られる。 Even in the case of the second embodiment, the radiation detection units 30a to 30c are coupled by the connection unit 462, and the radiation detection unit 30a and the control unit 196 are coupled by the connection unit 464, so the connection in the first embodiment is performed. Each effect by the connection of the parts 462 and 464 can be easily obtained.

次に、第３実施形態に係る放射線画像撮影システム１０Ｃについて、図３１を参照しながら説明する。 Next, a radiographic imaging system 10C according to the third embodiment will be described with reference to FIG.

第３実施形態に係る放射線画像撮影システム１０Ｃは、放射線画像撮影装置２０Ｃ全体を水平方向に対して傾斜させるように撮影台１２内に収容した点で、第２実施形態に係る放射線画像撮影システム１０Ｂとは異なる。 The radiographic image capturing system 10C according to the third embodiment is the radiographic image capturing system 10B according to the second embodiment in that the entire radiographic image capturing device 20C is accommodated in the imaging table 12 so as to be inclined with respect to the horizontal direction. Is different.

この場合でも、第２実施形態と同様の効果が得られる。 Even in this case, the same effect as the second embodiment can be obtained.

なお、本発明は、上述の実施の形態に限らず、本発明の要旨を逸脱することなく、種々の構成を採り得ることは勿論である。 Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment, and it is needless to say that various configurations can be adopted without departing from the gist of the present invention.

例えば、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃは、図３２及び図３３に示す変形例に係る放射線検出器６００であってもよい。なお、図３２は、変形例に係る放射線検出器６００の３つの画素部分の構成を概略的に示した断面模式図である。 For example, the radiation conversion panels 172a to 172c may be the radiation detector 600 according to the modification shown in FIGS. FIG. 32 is a schematic cross-sectional view schematically showing the configuration of three pixel portions of the radiation detector 600 according to the modification.

放射線検出器６００は、絶縁性の基板６０２上に、スイッチング素子を含むＴＦＴ層１７６ａ〜１７６ｃ（図１２〜図１５及び図２５Ａ〜図２６Ｂ参照）に対応する信号出力部６０４、固体検出素子を含む光電変換層１５２ａ〜１５２ｃに対応するセンサ部６０６、及び、シンチレータ１５０ａ〜１５０ｃ、１５４ａ〜１５４ｃに対応するシンチレータ６０８が順次積層して形成されており、信号出力部６０４及びセンサ部６０６により画素部が構成されている。画素部は、基板６０２上に行列状に配列されており、各画素部における信号出力部６０４とセンサ部６０６とが重なりを有するように構成されている。 The radiation detector 600 includes, on an insulating substrate 602, a signal output unit 604 corresponding to TFT layers 176a to 176c including switching elements (see FIGS. 12 to 15 and FIGS. 25A to 26B), and a solid state detection element. A sensor unit 606 corresponding to the photoelectric conversion layers 152a to 152c and a scintillator 608 corresponding to the scintillators 150a to 150c and 154a to 154c are sequentially stacked. A pixel portion is formed by the signal output unit 604 and the sensor unit 606. It is configured. The pixel units are arranged in a matrix on the substrate 602, and the signal output unit 604 and the sensor unit 606 in each pixel unit are configured to overlap each other.

シンチレータ６０８は、センサ部６０６上に透明絶縁膜６１０を介して形成され、放射線１６を光に変換して発光する蛍光体を成膜したものである。なお、図３２において、例えば、上方（基板６０２が位置する側とは反対側）を表面３６ａ〜３６ｃ（図２〜図８、図１１〜図１５及び図２５Ａ〜図２６Ｂ参照）側とし、下方を裏面４２ａ〜４２ｃ側とした場合、上方から放射線１６が入射してくれば、放射線検出器６００は、ＰＳＳ方式の放射線検出器として機能し、シンチレータ６０８の蛍光体は、入射した放射線１６を光に変換して発光する。 The scintillator 608 is formed by forming a phosphor that is formed on the sensor unit 606 via the transparent insulating film 610 and emits light by converting the radiation 16 into light. 32, for example, the upper side (the side opposite to the side on which the substrate 602 is located) is the surface 36a to 36c (see FIGS. 2 to 8, FIGS. 11 to 15 and FIGS. 25A to 26B), and the lower side. If the radiation 16 is incident from above, the radiation detector 600 functions as a PSS radiation detector, and the phosphor of the scintillator 608 uses the incident radiation 16 as light. The light is converted into light.

シンチレータ６０８が発する光の波長域は、可視光域（波長３６０ｎｍ〜８３０ｎｍ）であることが好ましく、この放射線検出器６００によってモノクロ撮像を可能とするためには、緑色の波長域を含んでいることがより好ましい。 The wavelength range of light emitted by the scintillator 608 is preferably the visible light range (wavelength 360 nm to 830 nm), and in order to enable monochrome imaging by the radiation detector 600, the wavelength range of green is included. Is more preferable.

シンチレータ６０８に用いる蛍光体としては、具体的には、放射線１６としてＸ線を用いて撮像する場合、ＣｓＩを含むものが好ましく、Ｘ線照射時の発光スペクトルが４２０ｎｍ〜６００ｎｍにあるＣｓＩ（Ｔｌ）（タリウムが添加されたヨウ化セシウム）を用いることが特に好ましい。なお、ＣｓＩ（Ｔｌ）の可視光域における発光ピーク波長は５６５ｎｍである。 Specifically, the phosphor used in the scintillator 608 preferably contains CsI when imaging using X-rays as the radiation 16, and CsI (Tl) having an emission spectrum of 420 nm to 600 nm during X-ray irradiation. It is particularly preferable to use (cesium iodide added with thallium). Note that the emission peak wavelength of CsI (Tl) in the visible light region is 565 nm.

シンチレータ６０８は、例えば、蒸着基体に柱状結晶構造のＣｓＩ（Ｔｌ）を蒸着して形成してもよい。このように蒸着によってシンチレータ６０８を形成する場合、蒸着基体は、Ｘ線の透過率、コストの面からＡｌがよく使用されるがこれに限定されるものではない。なお、シンチレータ６０８としてＧＯＳを用いる場合、樹脂ベースにＧＯＳを塗布し、その後、ＴＦＴアクティブマトリクス基板の表面に貼り合わせるとよい。これにより、万が一、ＧＯＳの塗布が失敗してもＴＦＴアクティブマトリックス基板を温存することができる。 The scintillator 608 may be formed, for example, by vapor-depositing CsI (Tl) having a columnar crystal structure on a vapor deposition base. When the scintillator 608 is formed by vapor deposition as described above, Al is often used as the vapor deposition substrate from the viewpoint of X-ray transmittance and cost, but is not limited thereto. Note that in the case where GOS is used as the scintillator 608, GOS is preferably applied to a resin base and then bonded to the surface of the TFT active matrix substrate. As a result, the TFT active matrix substrate can be preserved even if GOS application fails.

センサ部６０６は、上部電極６１２、下部電極６１４、及び、該上部電極６１２と該下部電極６１４の間に配置された光電変換膜６１６を有している。 The sensor unit 606 includes an upper electrode 612, a lower electrode 614, and a photoelectric conversion film 616 disposed between the upper electrode 612 and the lower electrode 614.

上部電極６１２は、シンチレータ６０８により生じた光を光電変換膜６１６に入射させる必要があるため、少なくともシンチレータ６０８の発光波長に対して透明な導電性材料で構成することが好ましく、具体的には、可視光に対する透過率が高く、抵抗値が小さい透明導電性酸化物（ＴＣＯ：ＴｒａｎｓｐａｒｅｎｔＣｏｎｄｕｃｔｉｎｇＯｘｉｄｅ）を用いることが好ましい。なお、上部電極６１２としてＡｕ等の金属薄膜を用いることもできるが、透過率を９０％以上得ようとすると抵抗値が増大し易いため、ＴＣＯの方が好ましい。例えば、ＩＴＯ（ＩｎｄｉｕｍＴｉｎＯｘｉｄｅ）、ＩＺＯ、ＡＺＯ、ＦＴＯ、ＳｎＯ_２、ＴｉＯ_２、ＺｎＯ_２等を好ましく用いることができ、プロセス簡易性、低抵抗性、透明性の観点からはＩＴＯが最も好ましい。なお、上部電極６１２は、全画素部で共通の一枚構成としてもよく、画素部毎に分割してもよい。 Since the upper electrode 612 needs to make the light generated by the scintillator 608 incident on the photoelectric conversion film 616, it is preferable that the upper electrode 612 is made of a conductive material that is transparent at least with respect to the emission wavelength of the scintillator 608. It is preferable to use a transparent conductive oxide (TCO) having a high transmittance for visible light and a small resistance value. Note that although a metal thin film such as Au can be used as the upper electrode 612, a resistance value tends to increase when the transmittance of 90% or more is obtained, so that the TCO is preferable. For example, ITO (Indium Tin Oxide), IZO, AZO, FTO, SnO ₂ , TiO ₂ , ZnO _{2 and the} like can be preferably used, and ITO is most preferable from the viewpoint of process simplicity, low resistance, and transparency. Note that the upper electrode 612 may have a single configuration common to all the pixel portions, or may be divided for each pixel portion.

光電変換膜６１６は、有機光導電体（ＯＰＣ：ＯｒｇａｎｉｃＰｈｏｔｏＣｏｎｄｕｃｔｏｒｓ）を含み、シンチレータ６０８から発せられた光を吸収し、吸収した光に応じた電荷を発生する。有機光導電体（有機光電変換材料）を含む光電変換膜６１６であれば、可視光域にシャープな吸収スペクトルを持ち、シンチレータ６０８による発光以外の電磁波が光電変換膜６１６によって吸収されることが殆どなく、放射線１６が光電変換膜６１６で吸収されることによって発生するノイズを効果的に抑制することができる。なお、光電変換膜６１６は、有機光導電体に代えてａ−Ｓｉを含むように構成してもよい。この場合、幅広い吸収スペクトルを持ち、シンチレータ６０８による発光を効率的に吸収することができる。 The photoelectric conversion film 616 includes an organic photoconductor (OPC), absorbs light emitted from the scintillator 608, and generates a charge corresponding to the absorbed light. If the photoelectric conversion film 616 includes an organic photoconductor (organic photoelectric conversion material), the photoelectric conversion film 616 has a sharp absorption spectrum in the visible light region, and electromagnetic waves other than light emitted by the scintillator 608 are almost absorbed by the photoelectric conversion film 616. In addition, noise generated when the radiation 16 is absorbed by the photoelectric conversion film 616 can be effectively suppressed. Note that the photoelectric conversion film 616 may be configured to include a-Si instead of the organic photoconductor. In this case, it has a wide absorption spectrum and can efficiently absorb light emitted by the scintillator 608.

光電変換膜６１６を構成する有機光導電体は、シンチレータ６０８で発光した光を最も効率よく吸収するために、そのピーク波長が、シンチレータ６０８の発光ピーク波長と近いほど好ましい。有機光導電体の吸収ピーク波長とシンチレータ６０８の発光ピーク波長とが一致することが理想的であるが、双方の差が小さければシンチレータ６０８から発せられた光を十分に吸収することが可能である。具体的には、有機光導電体の吸収ピーク波長と、シンチレータ６０８の放射線に対する発光ピーク波長との差が、１０ｎｍ以内であることが好ましく、５ｎｍ以内であることがより好ましい。 The organic photoconductor constituting the photoelectric conversion film 616 preferably has a peak wavelength closer to the emission peak wavelength of the scintillator 608 in order to absorb light emitted by the scintillator 608 most efficiently. Ideally, the absorption peak wavelength of the organic photoconductor coincides with the emission peak wavelength of the scintillator 608. However, if the difference between the two is small, the light emitted from the scintillator 608 can be sufficiently absorbed. . Specifically, the difference between the absorption peak wavelength of the organic photoconductor and the emission peak wavelength with respect to the radiation of the scintillator 608 is preferably within 10 nm, and more preferably within 5 nm.

このような条件を満たすことが可能な有機光導電体としては、例えば、キナクリドン系有機化合物及びフタロシアニン系有機化合物が挙げられる。例えば、キナクリドンの可視域における吸収ピーク波長は５６０ｎｍであるため、有機光導電体としてキナクリドンを用い、シンチレータ６０８の材料としてＣｓＩ（Ｔｌ）を用いれば、上記ピーク波長の差を５ｎｍ以内にすることが可能となり、光電変換膜６１６で発生する電荷量を略最大にすることができる。 Examples of organic photoconductors that can satisfy such conditions include quinacridone organic compounds and phthalocyanine organic compounds. For example, since the absorption peak wavelength of quinacridone in the visible region is 560 nm, if quinacridone is used as the organic photoconductor and CsI (Tl) is used as the material of the scintillator 608, the difference between the peak wavelengths may be within 5 nm. Thus, the amount of charge generated in the photoelectric conversion film 616 can be substantially maximized.

センサ部６０６は、電磁波を吸収する部位、光電変換部位、電子輸送部位、正孔輸送部位、電子ブロッキング部位、正孔ブロッキング部位、結晶化防止部位、電極、及び、層間接触改良部位等の積み重ね若しくは混合により形成される有機層を含んで構成される。前記有機層は、有機ｐ型化合物（有機ｐ型半導体）又は有機ｎ型化合物（有機ｎ型半導体）を含有することが好ましい。 The sensor unit 606 is a stack of a part that absorbs electromagnetic waves, a photoelectric conversion part, an electron transport part, a hole transport part, an electron blocking part, a hole blocking part, a crystallization prevention part, an electrode, an interlayer contact improvement part, or the like. An organic layer formed by mixing is included. The organic layer preferably contains an organic p-type compound (organic p-type semiconductor) or an organic n-type compound (organic n-type semiconductor).

有機ｐ型半導体は、主に正孔輸送性有機化合物に代表されるドナー性有機半導体（化合物）であり、電子を供与しやすい性質がある有機化合物をいう。さらに詳しくは、２つの有機材料を接触させて用いたときにイオン化ポテンシャルの小さい方の有機化合物をいう。従って、ドナー性有機化合物としては、電子供与性のある有機化合物であれば、いずれの有機化合物も使用可能である。 An organic p-type semiconductor is a donor organic semiconductor (compound) typified by a hole-transporting organic compound and refers to an organic compound having a property of easily donating electrons. More specifically, an organic compound having a smaller ionization potential when two organic materials are used in contact with each other. Therefore, any organic compound can be used as the donor organic compound as long as it is an electron-donating organic compound.

有機ｎ型半導体は、主に電子輸送性有機化合物に代表されるアクセプター性有機半導体（化合物）であり、電子を受容しやすい性質がある有機化合物をいう。さらに詳しくは、２つの有機化合物を接触させて用いたときに、電子親和力の大きい方の有機化合物をいう。従って、アクセプター性有機化合物は、電子受容性のある有機化合物であれば、いずれの有機化合物も使用可能である。 An organic n-type semiconductor is an acceptor organic semiconductor (compound) typified by an electron-transporting organic compound and refers to an organic compound having a property of easily accepting electrons. More specifically, the organic compound having the higher electron affinity when two organic compounds are used in contact with each other. Accordingly, as the acceptor organic compound, any organic compound can be used as long as it is an electron-accepting organic compound.

この有機ｐ型半導体及び有機ｎ型半導体として適用可能な材料、及び、光電変換膜６１６の構成については、特開２００９−３２８５４号公報において詳細に記載されているため説明を省略する。なお、光電変換膜６１６は、さらに、フラーレン若しくはカーボンナノチューブを含有させて形成してもよい。 The materials applicable as the organic p-type semiconductor and the organic n-type semiconductor and the configuration of the photoelectric conversion film 616 are described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-32854, and thus the description thereof is omitted. Note that the photoelectric conversion film 616 may be formed to further contain fullerene or carbon nanotube.

光電変換膜６１６の厚みは、シンチレータ６０８からの光を吸収する点では膜厚は大きいほど好ましいが、ある程度以上厚くなると、光電変換膜６１６の両端から印加されるバイアス電圧により光電変換膜６１６に発生する電界の強度が低下して電荷が収集できなくなるため、３０ｎｍ以上３００ｎｍ以下が好ましく、より好ましくは、５０ｎｍ以上２５０ｎｍ以下、特に好ましくは８０ｎｍ以上２００ｎｍ以下にするのがよい。 The thickness of the photoelectric conversion film 616 is preferably as large as possible in terms of absorbing light from the scintillator 608. However, when the thickness is more than a certain level, the photoelectric conversion film 616 is generated in the photoelectric conversion film 616 by a bias voltage applied from both ends of the photoelectric conversion film 616. In this case, the electric field strength is reduced and the charge cannot be collected. Therefore, the thickness is preferably 30 nm to 300 nm, more preferably 50 nm to 250 nm, and particularly preferably 80 nm to 200 nm.

光電変換膜６１６は、全画素部で共通の一枚構成であるが、画素部毎に分割してもよい。下部電極６１４は、画素部毎に分割された薄膜とする。但し、下部電極６１４は、全画素部で共通の一枚構成であってもよい。下部電極６１４は、透明又は不透明の導電性材料で構成することができ、Ａｌ、銀等を好適に用いることができる。なお、下部電極６１４の厚みは、例えば、３０ｎｍ以上３００ｎｍ以下とすることができる。 The photoelectric conversion film 616 has a single-layer configuration common to all the pixel portions, but may be divided for each pixel portion. The lower electrode 614 is a thin film divided for each pixel portion. However, the lower electrode 614 may have a single configuration common to all the pixel portions. The lower electrode 614 can be made of a transparent or opaque conductive material, and Al, silver, or the like can be suitably used. The thickness of the lower electrode 614 can be, for example, 30 nm or more and 300 nm or less.

センサ部６０６では、上部電極６１２と下部電極６１４との間に所定のバイアス電圧を印加することで、光電変換膜６１６で発生した電荷（正孔、電子）のうちの一方を上部電極６１２に移動させ、他方を下部電極６１４に移動させることができる。本変形例に係る放射線検出器６００では、上部電極６１２に配線が接続され、この配線を介してバイアス電圧が上部電極６１２に印加されるものとする。また、バイアス電圧は、光電変換膜６１６で発生した電子が上部電極６１２に移動し、正孔が下部電極６１４に移動するように極性が決められているものとするが、この極性は逆であっても良い。 In the sensor unit 606, by applying a predetermined bias voltage between the upper electrode 612 and the lower electrode 614, one of charges (holes, electrons) generated in the photoelectric conversion film 616 is moved to the upper electrode 612. And the other can be moved to the lower electrode 614. In the radiation detector 600 according to this modification, a wiring is connected to the upper electrode 612, and a bias voltage is applied to the upper electrode 612 via the wiring. In addition, the polarity of the bias voltage is determined so that electrons generated in the photoelectric conversion film 616 move to the upper electrode 612 and holes move to the lower electrode 614, but this polarity is opposite. May be.

各画素部を構成するセンサ部６０６は、少なくとも下部電極６１４、光電変換膜６１６、及び、上部電極６１２を含んでいればよいが、暗電流の増加を抑制するため、電子ブロッキング膜６１８及び正孔ブロッキング膜６２０の少なくともいずれかを設けることが好ましく、両方を設けることがより好ましい。 The sensor unit 606 included in each pixel unit only needs to include at least the lower electrode 614, the photoelectric conversion film 616, and the upper electrode 612. In order to suppress an increase in dark current, the electron blocking film 618 and the hole are included. It is preferable to provide at least one of the blocking films 620, and it is more preferable to provide both.

電子ブロッキング膜６１８は、下部電極６１４と光電変換膜６１６との間に設けることができ、下部電極６１４と上部電極６１２との間にバイアス電圧を印加したときに、下部電極６１４から光電変換膜６１６に電子が注入されて暗電流が増加してしまうのを抑制することができる。 The electron blocking film 618 can be provided between the lower electrode 614 and the photoelectric conversion film 616. When a bias voltage is applied between the lower electrode 614 and the upper electrode 612, the electron blocking film 618 is exposed from the lower electrode 614 to the photoelectric conversion film 616. It is possible to prevent the dark current from being increased due to the injection of electrons.

電子ブロッキング膜６１８には、電子供与性有機材料を用いることができる。実際に電子ブロッキング膜６１８に用いる材料は、隣接する電極の材料及び隣接する光電変換膜６１６の材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数（Ｗｆ）より１．３ｅＶ以上電子親和力（Ｅａ）が大きく、且つ、隣接する光電変換膜６１６の材料のイオン化ポテンシャル（Ｉｐ）と同等のＩｐ若しくはそれより小さいＩｐを持つものが好ましい。この電子供与性有機材料として適用可能な材料については、特開２００９−３２８５４号公報に詳細に記載されているため説明を省略する。 An electron-donating organic material can be used for the electron blocking film 618. The material actually used for the electron blocking film 618 may be selected according to the material of the adjacent electrode, the material of the adjacent photoelectric conversion film 616, and the like, and 1.3 eV or more from the work function (Wf) of the material of the adjacent electrode. Those having a large electron affinity (Ea) and an Ip equivalent to or smaller than the ionization potential (Ip) of the material of the adjacent photoelectric conversion film 616 are preferable. Since the material applicable as the electron donating organic material is described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-32854, description thereof is omitted.

電子ブロッキング膜６１８の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させると共に、センサ部６０６の光電変換効率の低下を防ぐため、１０ｎｍ以上２００ｎｍ以下が好ましく、さらに好ましくは３０ｎｍ以上１５０ｎｍ以下、特に好ましくは５０ｎｍ以上１００ｎｍ以下にするのがよい。 The thickness of the electron blocking film 618 is preferably 10 nm or more and 200 nm or less, more preferably 30 nm or more and 150 nm or less, and particularly preferably, in order to surely exhibit the dark current suppressing effect and prevent a decrease in photoelectric conversion efficiency of the sensor unit 606. It is good to set it to 50 nm or more and 100 nm or less.

正孔ブロッキング膜６２０は、光電変換膜６１６と上部電極６１２との間に設けることができ、下部電極６１４と上部電極６１２との間にバイアス電圧を印加したときに、上部電極６１２から光電変換膜６１６に正孔が注入されて暗電流が増加してしまうのを抑制することができる。 The hole blocking film 620 can be provided between the photoelectric conversion film 616 and the upper electrode 612, and when a bias voltage is applied between the lower electrode 614 and the upper electrode 612, the photoelectric conversion film is formed from the upper electrode 612. An increase in dark current due to injection of holes into 616 can be suppressed.

正孔ブロッキング膜６２０には、電子受容性有機材料を用いることができる。正孔ブロッキング膜６２０の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させると共に、センサ部６０６の光電変換効率の低下を防ぐため、１０ｎｍ以上２００ｎｍ以下が好ましく、さらに好ましくは３０ｎｍ以上１５０ｎｍ以下、特に好ましくは５０ｎｍ以上１００ｎｍ以下にするのがよい。 An electron-accepting organic material can be used for the hole blocking film 620. The thickness of the hole blocking film 620 is preferably 10 nm or more and 200 nm or less, more preferably 30 nm or more and 150 nm or less, and particularly preferably, in order to reliably exhibit the dark current suppressing effect and prevent a decrease in photoelectric conversion efficiency of the sensor unit 606. Is preferably 50 nm to 100 nm.

実際に正孔ブロッキング膜６２０に用いる材料は、隣接する電極の材料及び隣接する光電変換膜６１６の材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数（Ｗｆ）より１．３ｅＶ以上イオン化ポテンシャル（Ｉｐ）が大きく、且つ、隣接する光電変換膜６１６の材料の電子親和力（Ｅａ）と同等のＥａ若しくはそれより大きいＥａを持つものが好ましい。この電子受容性有機材料として適用可能な材料については、特開２００９−３２８５４号公報に詳細に記載されているため説明を省略する。 The material actually used for the hole blocking film 620 may be selected according to the material of the adjacent electrode, the material of the adjacent photoelectric conversion film 616, and the like, and 1.3 eV from the work function (Wf) of the material of the adjacent electrode. As described above, it is preferable that the ionization potential (Ip) is large and that the Ea is equal to or larger than the electron affinity (Ea) of the material of the adjacent photoelectric conversion film 616. Since the material applicable as the electron-accepting organic material is described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-32854, description thereof is omitted.

なお、光電変換膜６１６で発生した電荷のうち、正孔が上部電極６１２に移動し、電子が下部電極６１４に移動するようにバイアス電圧を設定する場合には、電子ブロッキング膜６１８と正孔ブロッキング膜６２０との位置を逆にすれば良い。また、電子ブロッキング膜６１８と正孔ブロッキング膜６２０とは両方設けなくてもよく、いずれかを設けておけば、ある程度の暗電流抑制効果を得ることができる。 Note that, among the charges generated in the photoelectric conversion film 616, when a bias voltage is set so that holes move to the upper electrode 612 and electrons move to the lower electrode 614, the electron blocking film 618 and the hole blocking are set. The position relative to the film 620 may be reversed. Further, it is not necessary to provide both the electron blocking film 618 and the hole blocking film 620. If either of them is provided, a certain dark current suppressing effect can be obtained.

図３３に示すように、信号出力部６０４は、各画素部の下部電極６１４に対応して基板６０２の表面に設けられており、下部電極６１４に移動した電荷を蓄積する蓄積容量６２２と、前記蓄積容量６２２に蓄積された電荷を電気信号に変換して出力するＴＦＴ６２４とを有している。蓄積容量６２２及びＴＦＴ６２４の形成された領域は、平面視において、下部電極６１４と重なる部分を有しており、このような構成とすることで、各画素部における信号出力部６０４とセンサ部６０６とが厚さ方向で重なりを有することとなる。蓄積容量６２２及びＴＦＴ６２４を下部電極６１４によって完全に覆うように信号出力部６０４を形成すれば、放射線検出器６００（画素部）の平面積を最小にすることができる。 As shown in FIG. 33, the signal output unit 604 is provided on the surface of the substrate 602 corresponding to the lower electrode 614 of each pixel unit, and the storage capacitor 622 for storing the electric charge moved to the lower electrode 614, The TFT 624 converts the electric charge accumulated in the accumulation capacitor 622 into an electric signal and outputs the electric signal. The region where the storage capacitor 622 and the TFT 624 are formed has a portion that overlaps with the lower electrode 614 in plan view. With such a configuration, the signal output unit 604 and the sensor unit 606 in each pixel unit Will have an overlap in the thickness direction. If the signal output unit 604 is formed so as to completely cover the storage capacitor 622 and the TFT 624 with the lower electrode 614, the plane area of the radiation detector 600 (pixel unit) can be minimized.

蓄積容量６２２は、基板６０２と下部電極６１４との間に設けられた絶縁膜６２６を貫通して形成された導電性材料の配線を介して対応する下部電極６１４と電気的に接続されている。これにより、下部電極６１４で捕集された電荷を蓄積容量６２２に移動させることができる。 The storage capacitor 622 is electrically connected to the corresponding lower electrode 614 through a wiring made of a conductive material formed through an insulating film 626 provided between the substrate 602 and the lower electrode 614. Thereby, the charge collected by the lower electrode 614 can be moved to the storage capacitor 622.

ＴＦＴ６２４は、ゲート電極６２８、ゲート絶縁膜６３０、及び、活性層（チャネル層）６３２が積層され、さらに、活性層６３２上にソース電極６３４とドレイン電極６３６とが所定の間隔を開けて形成されている。活性層６３２は、例えば、ａ−Ｓｉや非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブ等により形成することができる。なお、活性層６３２を構成する材料は、これらに限定されるものではない。 The TFT 624 includes a gate electrode 628, a gate insulating film 630, and an active layer (channel layer) 632, and a source electrode 634 and a drain electrode 636 are formed on the active layer 632 at a predetermined interval. Yes. The active layer 632 can be formed of, for example, a-Si, amorphous oxide, organic semiconductor material, carbon nanotube, or the like. Note that the material forming the active layer 632 is not limited thereto.

活性層６３２を構成可能な非晶質酸化物としては、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも１つを含む酸化物（例えばＩｎ−Ｏ系）が好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも２つを含む酸化物（例えばＩｎ−Ｚｎ−Ｏ系、Ｉｎ−Ｇａ−Ｏ系、Ｇａ−Ｚｎ−Ｏ系）がより好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎを含む酸化物が特に好ましい。Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏ系非晶質酸化物としては、結晶状態における組成がＩｎＧａＯ_３（ＺｎＯ）_ｍ（ｍは６未満の自然数）で表される非晶質酸化物が好ましく、特に、ＩｎＧａＺｎＯ_４がより好ましい。なお、活性層６３２を構成可能な非晶質酸化物は、これらに限定されるものではない。 The amorphous oxide that can form the active layer 632 is preferably an oxide containing at least one of In, Ga, and Zn (for example, In—O-based), and at least two of In, Ga, and Zn. Oxides containing one (for example, In—Zn—O, In—Ga—O, and Ga—Zn—O) are more preferable, and oxides including In, Ga, and Zn are particularly preferable. As the In—Ga—Zn—O-based amorphous oxide, an amorphous oxide whose composition in a crystalline state is represented by InGaO ₃ (ZnO) _m (m is a natural number less than 6) is preferable, and InGaZnO is particularly preferable. ₄ is more preferable. Note that the amorphous oxide that can form the active layer 632 is not limited thereto.

活性層６３２を構成可能な有機半導体材料としては、フタロシアニン化合物や、ペンタセン、バナジルフタロシアニン等を挙げることができるが、これらに限定されるものではない。なお、フタロシアニン化合物の構成については、特開２００９−２１２３８９号公報に詳細に記載されているため説明を省略する。 Examples of the organic semiconductor material that can form the active layer 632 include, but are not limited to, phthalocyanine compounds, pentacene, vanadyl phthalocyanine, and the like. In addition, about the structure of a phthalocyanine compound, since it describes in detail in Unexamined-Japanese-Patent No. 2009-212389, description is abbreviate | omitted.

ＴＦＴ６２４の活性層６３２を非晶質酸化物や有機半導体材料、カーボンナノチューブで形成したものとすれば、Ｘ線等の放射線１６を吸収せず、あるいは、吸収したとしても極めて微量に留まるため、信号出力部６０４におけるノイズの発生を効果的に抑制することができる。 If the active layer 632 of the TFT 624 is formed of an amorphous oxide, an organic semiconductor material, or a carbon nanotube, the radiation 16 such as X-rays is not absorbed, or even if it is absorbed, a very small amount remains. Generation of noise in the output unit 604 can be effectively suppressed.

また、活性層６３２をカーボンナノチューブで形成した場合、ＴＦＴ６２４のスイッチング速度を高速化することができ、また、可視光域での光の吸収度合の低いＴＦＴ６２４を形成できる。なお、カーボンナノチューブで活性層６３２を形成する場合、活性層６３２に極微量の金属性不純物の混入するだけで、ＴＦＴ６２４の性能は著しく低下するため、遠心分離等により極めて高純度のカーボンナノチューブを分離・抽出して形成する必要がある。 In addition, when the active layer 632 is formed of carbon nanotubes, the switching speed of the TFT 624 can be increased, and a TFT 624 having a low light absorption in the visible light region can be formed. Note that when the active layer 632 is formed of carbon nanotubes, the performance of the TFT 624 is remarkably deteriorated only by mixing a very small amount of metallic impurities into the active layer 632, so that extremely high purity carbon nanotubes are separated by centrifugation or the like.・ It needs to be extracted and formed.

ここで、上述した非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブや、有機光導電体は、いずれも低温での成膜が可能である。従って、基板６０２としては、半導体基板、石英基板、及び、ガラス基板等の耐熱性の高い基板に限定されず、プラスチック等の可撓性基板、アラミド、バイオナノファイバを用いることもできる。具体的には、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンフタレート、ポリエチレンナフタレート等のポリエステル、ポリスチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルスルホン、ポリアリレート、ポリイミド、ポリシクロオレフィン、ノルボルネン樹脂、ポリクロロトリフルオロエチレン等の可撓性基板を用いることができる。このようなプラスチック製の可撓性基板を用いれば、軽量化を図ることもでき、例えば持ち運び等に有利となる。 Here, any of the above-described amorphous oxide, organic semiconductor material, carbon nanotube, and organic photoconductor can be formed at a low temperature. Therefore, the substrate 602 is not limited to a substrate having high heat resistance such as a semiconductor substrate, a quartz substrate, and a glass substrate, and a flexible substrate such as plastic, aramid, or bio-nanofiber can also be used. Specifically, flexible substrates such as polyesters such as polyethylene terephthalate, polybutylene phthalate, polyethylene naphthalate, polystyrene, polycarbonate, polyethersulfone, polyarylate, polyimide, polycycloolefin, norbornene resin, polychlorotrifluoroethylene, etc. Can be used. If such a plastic flexible substrate is used, it is possible to reduce the weight, which is advantageous for carrying around, for example.

また、有機光導電体から光電変換膜６１６を形成し、有機半導体材料からＴＦＴ６２４を形成することにより、プラスチック製の可撓性基板（基板６０２）に対して光電変換膜６１６及びＴＦＴ６２４を低温成膜することが可能となると共に、放射線検出器６００全体の薄型化及び軽量化を図ることができる。これにより、放射線検出器６００を収容する放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃ（図１〜図１５、図１８、図２０及び図２５Ａ〜図３１参照）の薄型化及び軽量化も可能となり、該放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃの連結が一層容易なものになると共に、連結箇所での段差も生じにくくなる。 In addition, the photoelectric conversion film 616 is formed from an organic photoconductor, and the TFT 624 is formed from an organic semiconductor material, whereby the photoelectric conversion film 616 and the TFT 624 are formed at a low temperature on a plastic flexible substrate (substrate 602). It is possible to reduce the thickness and weight of the radiation detector 600 as a whole. Accordingly, the radiation detection units 30a to 30c (see FIGS. 1 to 15, 18, 20, and 25A to 31) that accommodate the radiation detector 600 can be reduced in thickness and weight, and the radiation detection unit. The connection of 30a to 30c becomes easier, and a step at the connection point is less likely to occur.

なお、本実施形態において、例えば、図４に示す構成の場合には、放射線検出ユニット３０ａ、３０ｃの放射線変換パネル１７２ａ、１７２ｃが、放射線検出ユニット３０ｂの放射線変換パネル１７２ｂよりも、放射線１６の照射側に配置されている。このような場合、少なくとも放射線変換パネル１７２ａ、１７２ｃ（放射線検出器６００）において、基板６０２をプラスチック製の可撓性基板から構成し、該可撓性基板に、有機光導電体からなる光電変換膜６１６と、有機半導体材料からなるＴＦＴ６２４とをそれぞれ形成してもよい。 In the present embodiment, for example, in the case of the configuration shown in FIG. 4, the radiation conversion panels 172a and 172c of the radiation detection units 30a and 30c are irradiated with the radiation 16 rather than the radiation conversion panel 172b of the radiation detection unit 30b. Arranged on the side. In such a case, at least in the radiation conversion panels 172a and 172c (radiation detector 600), the substrate 602 is composed of a plastic flexible substrate, and the flexible substrate is a photoelectric conversion film made of an organic photoconductor. 616 and a TFT 624 made of an organic semiconductor material may be formed.

プラスチック及び有機系の材料は、放射線１６をほとんど吸収しないので、放射線検出ユニット３０ｂの放射線変換パネル１７２ｂに少しでも多くの線量の放射線１６を到達させることができる。また、この場合でも、３つの放射線検出ユニット３０ａ〜３０ｃを連結した際の接続箇所での段差を小さくすることができる。 Since plastic and organic materials hardly absorb the radiation 16, it is possible to allow the radiation 16 of a radiation dose to reach the radiation conversion panel 172 b of the radiation detection unit 30 b. Also in this case, the step at the connection location when the three radiation detection units 30a to 30c are coupled can be reduced.

ここでは、図４の例について説明したが、他の放射線画像撮影装置２０Ｂ、２０Ｃにおいても、放射線１６の照射側に配置された放射線変換パネルについて、プラスチック製の基板６０２に、有機光導電体からなる光電変換膜６１６と、有機半導体材料からなるＴＦＴ６２４とをそれぞれ形成することで、上記の効果が得られることは勿論である。 Here, although the example of FIG. 4 has been described, in the other radiographic imaging apparatuses 20B and 20C, the radiation conversion panel disposed on the irradiation side of the radiation 16 is applied to the plastic substrate 602 from the organic photoconductor. Of course, the above-described effects can be obtained by forming the photoelectric conversion film 616 and the TFT 624 made of an organic semiconductor material.

なお、基板６０２には、絶縁性を確保するための絶縁層、水分や酸素の透過を防止するためのガスバリア層、平坦性あるいは電極等との密着性を向上するためのアンダーコート層等を設けてもよい。 Note that the substrate 602 is provided with an insulating layer for ensuring insulation, a gas barrier layer for preventing permeation of moisture and oxygen, an undercoat layer for improving flatness or adhesion to electrodes, and the like. May be.

また、アラミドは、２００℃以上の高温プロセスを適用できるために，透明電極材料を高温硬化させて低抵抗化でき、また、ハンダのリフロー工程を含むドライバＩＣの自動実装にも対応できる。また、アラミドは、ＩＴＯやガラス基板と熱膨張係数が近いため、製造後の反りが少なく、割れにくい。また、アラミドは、ガラス基板等と比べて薄く基板を形成できる。なお、超薄型ガラス基板とアラミドを積層して基板６０２を形成してもよい。 In addition, since aramid can be applied at a high temperature process of 200 ° C. or higher, the transparent electrode material can be cured at a high temperature to reduce the resistance, and can also be used for automatic mounting of a driver IC including a solder reflow process. Moreover, since aramid has a thermal expansion coefficient close to that of ITO or a glass substrate, warping after production is small and it is difficult to break. In addition, aramid can form a substrate thinner than a glass substrate or the like. Note that the substrate 602 may be formed by stacking an ultrathin glass substrate and an aramid.

バイオナノファイバは、バクテリア（酢酸菌、ＡｃｅｔｏｂａｃｔｅｒＸｙｌｉｎｕｍ）が産出するセルロースミクロフィブリル束（バクテリアセルロース）と透明樹脂との複合したものである。セルロースミクロフィブリル束は、幅５０ｎｍと可視光波長に対して１／１０のサイズで、且つ、高強度、高弾性、低熱膨である。バクテリアセルロースにアクリル樹脂、エポキシ樹脂等の透明樹脂を含浸・硬化させることで、繊維を６０％〜７０％も含有しながら、波長５００ｎｍで約９０％の光透過率を示すバイオナノファイバが得られる。バイオナノファイバは、シリコン結晶に匹敵する低い熱膨張係数（３ｐｐｍ〜７ｐｐｍ）を有し、鋼鉄並の強度（４６０ＭＰａ）、高弾性（３０ＧＰａ）で、且つ、フレキシブルであることから、ガラス基板等と比べて基板６０２を薄く形成できる。 The bionanofiber is a composite of a cellulose microfibril bundle (bacterial cellulose) produced by bacteria (acetobacterium Xylinum) and a transparent resin. The cellulose microfibril bundle has a width of 50 nm and a size of 1/10 of the visible light wavelength, and has high strength, high elasticity, and low thermal expansion. By impregnating and curing a transparent resin such as acrylic resin and epoxy resin in bacterial cellulose, a bio-nanofiber having a light transmittance of about 90% at a wavelength of 500 nm can be obtained while containing 60% to 70% of the fiber. Bionanofiber has a low coefficient of thermal expansion (3-7 ppm) comparable to silicon crystals, is as strong as steel (460 MPa), has high elasticity (30 GPa), and is flexible, compared to glass substrates, etc. Thus, the substrate 602 can be formed thin.

本変形例では、基板６０２上に、信号出力部６０４、センサ部６０６及び透明絶縁膜６１０を順に形成し、当該基板６０２上に光吸収性の低い接着樹脂等を用いてシンチレータ６０８を貼り付けることにより放射線検出器６００を形成している。 In this modification, the signal output unit 604, the sensor unit 606, and the transparent insulating film 610 are formed in order on the substrate 602, and the scintillator 608 is attached to the substrate 602 using an adhesive resin having low light absorption. Thus, the radiation detector 600 is formed.

上述した変形例に係る放射線検出器６００では、光電変換膜６１６を有機光導電体により構成すると共に、ＴＦＴ６２４の活性層６３２を有機半導体材料で構成しているので、該光電変換膜６１６及び信号出力部６０４で放射線１６が吸収されることは殆どない。これにより、放射線１６（図１、図２、図４、図２０、図２７、図２８及び図３１参照）に対する感度の低下を抑えることができる。 In the radiation detector 600 according to the above-described modification, the photoelectric conversion film 616 is made of an organic photoconductor, and the active layer 632 of the TFT 624 is made of an organic semiconductor material. The part 604 hardly absorbs the radiation 16. Thereby, the fall of the sensitivity with respect to the radiation 16 (refer FIG.1, FIG.2, FIG.4, FIG.20, FIG.27, FIG.28 and FIG.31) can be suppressed.

ＴＦＴ６２４の活性層６３２を構成する有機半導体材料や光電変換膜６１６を構成する有機光導電体は、いずれも低温での成膜が可能である。このため、基板６０２を放射線１６の吸収が少ないプラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバで形成することができる。これにより、放射線１６に対する感度の低下を一層抑えることができる。 Both the organic semiconductor material constituting the active layer 632 of the TFT 624 and the organic photoconductor constituting the photoelectric conversion film 616 can be formed at a low temperature. Therefore, the substrate 602 can be formed of a plastic resin, aramid, or bionanofiber that absorbs less radiation 16. Thereby, the fall of the sensitivity with respect to the radiation 16 can be suppressed further.

また、例えば、放射線検出器６００を筐体３４ａ〜３４ｃ（図４〜図８、図１１〜図１５及び図２５Ａ〜図２６Ｂ参照）内に配置し、基板６０２を剛性の高いプラスチック樹脂やアラミド、バイオナノファイバで形成した場合、放射線検出器６００自体の剛性を高くすることができるため、筐体３４ａ〜３４ｃを薄く形成することができる。また、基板６０２を剛性の高いプラスチック樹脂やアラミド、バイオナノファイバで形成した場合、放射線検出器６００自体が可撓性を有するため、筐体３４ａ〜３４ｃに衝撃が加わった場合でも放射線検出器６００が破損しづらい。 Further, for example, the radiation detector 600 is disposed in the casings 34a to 34c (see FIGS. 4 to 8, FIGS. 11 to 15 and FIGS. 25A to 26B), and the substrate 602 is made of a highly rigid plastic resin or aramid, When formed with bionanofiber, the rigidity of the radiation detector 600 itself can be increased, so that the casings 34a to 34c can be formed thin. Further, when the substrate 602 is formed of a highly rigid plastic resin, aramid, or bionanofiber, the radiation detector 600 itself has flexibility, so that even when an impact is applied to the casings 34a to 34c, the radiation detector 600 is Hard to break.

なお、図３２では、前述のように、一例として、シンチレータ６０８から発光された光を放射線照射装置１８（図１、図２０、図２７及び図３１参照）が位置する側とは反対側に位置するセンサ部６０６（光電変換膜６１６）で電荷に変換して放射線画像を読み取る、ＰＳＳ方式の放射線検出器６００を図示している。 In FIG. 32, as described above, as an example, the light emitted from the scintillator 608 is positioned on the side opposite to the side where the radiation irradiation device 18 (see FIGS. 1, 20, 27, and 31) is positioned. A PSS radiation detector 600 that reads a radiation image by converting it into an electric charge by a sensor unit 606 (photoelectric conversion film 616) is shown.

放射線検出器６００は、この構成に限定されることはなく、ＩＳＳ方式の放射線検出器として構成してもよい。この場合、放射線１６の照射方向に沿って、基板６０２、信号出力部６０４、センサ部６０６及びシンチレータ６０８がこの順に積層され、シンチレータ６０８から発光された光を放射線照射装置１８が位置する側のセンサ部６０６で電荷に変換して放射線画像を読み取る。そして、通常、シンチレータ６０８は、放射線１６の照射面側が背面側よりも強く発光するため、ＩＳＳ方式で構成した放射線検出器６００では、ＰＳＳ方式で構成された放射線検出器６００と比較して、シンチレータ６０８で発光された光が光電変換膜６１６に到達するまでの距離を短縮させることができる。これにより、該光の拡散・減衰を抑えることができるので、放射線画像の分解能を高めることができる。 The radiation detector 600 is not limited to this configuration, and may be configured as an ISS radiation detector. In this case, the substrate 602, the signal output unit 604, the sensor unit 606, and the scintillator 608 are stacked in this order along the irradiation direction of the radiation 16, and the light emitted from the scintillator 608 is sensor on the side where the radiation irradiation device 18 is located. The radiation image is read by converting into electric charges in the unit 606. In general, the scintillator 608 emits light more strongly on the irradiation surface side of the radiation 16 than on the back side. Therefore, the radiation detector 600 configured by the ISS system is more scintillator than the radiation detector 600 configured by the PSS system. The distance until the light emitted in 608 reaches the photoelectric conversion film 616 can be shortened. Thereby, since the diffusion / attenuation of the light can be suppressed, the resolution of the radiation image can be increased.

また、本実施形態では、上述のように、シンチレータ１５０ａ〜１５０ｃ、１５４ａ〜１５４ｃ、６０８として、ＣｓＩ又はＧＯＳを使用可能である。 In the present embodiment, as described above, CsI or GOS can be used as the scintillators 150a to 150c, 154a to 154c, and 608.

ここで、制御部１９６のような電気回路部分が発熱する場合、ＧＯＳは、発熱に対する感度変化は生じないが、ＣｓＩでは、温度上昇に伴って感度が低下する（１℃の温度上昇に対して感度が約０．３％程度低下）。 Here, when an electric circuit part such as the control unit 196 generates heat, the sensitivity of the GOS does not change with respect to the heat generation, but with CsI, the sensitivity decreases as the temperature increases (for a temperature increase of 1 ° C. Sensitivity is reduced by about 0.3%).

しかしながら、本実施形態では、シンチレータ１５０ａ〜１５０ｃ、１５４ａ〜１５４ｃ、６０８を収容する筐体３４ａ〜３４ｃと、制御部１９６とが別体であると共に、該制御部１９６は、シンチレータ１５０ａ〜１５０ｃ、１５４ａ〜１５４ｃ、６０８から離れた状態で接続部４６４を介して筐体３４ａ〜３４ｃと連結（接続）されるので、ＣｓＩからなるシンチレータ１５０ａ〜１５０ｃ、１５４ａ〜１５４ｃ、６０８を用いても、制御部１９６の発熱に対する感度変化の発生を回避することが可能である。従って、長時間撮影でも、高感度の放射線画像を取得することができる。 However, in the present embodiment, the casings 34a to 34c that house the scintillators 150a to 150c, 154a to 154c, and 608 are separate from the control unit 196, and the control unit 196 includes the scintillators 150a to 150c and 154a. 154 c and 608 are connected (connected) to the casings 34 a to 34 c via the connection portion 464, so that the control unit 196 can be used even if the scintillators 150 a to 150 c, 154 a to 154 c and 608 made of CsI are used. It is possible to avoid the occurrence of a sensitivity change with respect to heat generation. Therefore, a highly sensitive radiation image can be acquired even during long-time imaging.

さらにまた、本実施形態では、３つの放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃが同じ種類のパネルではなく、例えば、（１）プラスチック及び有機系の材料を用いた薄型のパネルと通常の厚みのパネルとの組み合わせ、（２）ＧＯＳのシンチレータを用いたパネルとＣｓＩのシンチレータを用いたパネルとの組み合わせ、あるいは、（３）ＩＳＳ方式のパネルとＰＳＳ方式のパネルとの組み合わせ等、パネルの種類が混在する場合もある。そのため、パネルの種類により、拡大倍率（放射線源２６４とパネルとの距離）が異なったり、放射線画像の濃度（パネルの感度）が異なる場合があり得る。このような場合、各放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃで得られた放射線画像に対して、パネルの種類に応じた画像補正処理を行った後に、２つの放射線画像を連結して１枚の長尺な画像を得ることが必要である。 Furthermore, in the present embodiment, the three radiation conversion panels 172a to 172c are not the same type of panel. For example, (1) a combination of a thin panel using plastic and an organic material and a panel having a normal thickness (2) A combination of a panel using a GOS scintillator and a panel using a CsI scintillator, or (3) a combination of an ISS panel and a PSS panel, etc. is there. Therefore, the magnification (the distance between the radiation source 264 and the panel) may be different or the density of the radiation image (panel sensitivity) may be different depending on the type of the panel. In such a case, after performing the image correction process according to the type of panel with respect to the radiation image obtained by each radiation conversion panel 172a-172c, two radiation images are connected and one long sheet is connected. It is necessary to obtain an image.

そこで、連結順番情報生成部２５０は、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃの種類（シンチレータ１５０ａ〜１５０ｃ、６０８の材料、光電変換層１５２ａ〜１５２ｃ又は光電変換膜６１６の材料、ＴＦＴ２１０ａ〜２１０ｃ、６２４の材料、基板１７８ａ〜１７８ｃ、６０２の材料、ＩＳＳ方式又はＰＳＳ方式の種別）に関する情報を連結順番情報に含め、該連結順番情報をコンソール２２に送信してもよい。これにより、コンソール２２の画像処理部２８８は、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃの種類に関する情報も含まれた連結順番情報に基づいて、放射線変換パネル１７２ａ〜１７２ｃで得られた放射線画像に対する画像補正処理を行った後に、画像補正処理後の２つの放射線画像を連結して１枚の長尺な画像を生成することができる。 Therefore, the connection order information generation unit 250 includes the types of radiation conversion panels 172a to 172c (materials of the scintillators 150a to 150c and 608, materials of the photoelectric conversion layers 152a to 152c or the photoelectric conversion film 616, materials of the TFTs 210a to 210c and 624, Information regarding the materials of the substrates 178a to 178c, 602, the type of the ISS system or the PSS system) may be included in the connection order information, and the connection order information may be transmitted to the console 22. Accordingly, the image processing unit 288 of the console 22 performs image correction processing on the radiation images obtained by the radiation conversion panels 172a to 172c based on the connection order information including information on the types of the radiation conversion panels 172a to 172c. After being performed, the two radiographic images after the image correction processing can be connected to generate one long image.

１０Ａ〜１０Ｃ…放射線画像撮影システム
１４…被写体
１６…放射線
２０Ａ〜２０Ｃ…放射線画像撮影装置
２２…コンソール
３０ａ〜３０ｃ…放射線検出ユニット
３２、４５８、４６０…コネクタ
３４ａ〜３４ｃ…筐体
３６ａ〜３６ｃ…表面
４０ａ〜４０ｃ…撮影領域
５０ａ〜５０ｃ、５２ａ〜５２ｃ、５４ａ〜５４ｃ、５６ａ〜５６ｃ…側面
５８ａ〜５８ｃ、６０ａ〜６０ｃ…ブロック
１２０ａ〜１２０ｃ、１２２ａ〜１２２ｃ…段差部
１２４ａ〜１２４ｃ、１２６ａ〜１２６ｃ、４５４ａ〜４５４ｃ、４５６ａ〜４５６ｃ…接続端子
１４８ａ〜１４８ｃ…照射面
１５６…撮影面
１７２ａ〜１７２ｃ…放射線変換パネル
１９２…カセッテ制御部
１９６…制御部
１９８ａ〜１９８ｃ…パネル部
２５０…連結順番情報生成部
２８８…画像処理部
４６２、４６４…接続部
４７０ａ、４７０ｂ、５００ａ、５１０ａ…制御線
４７４ａ、４７４ｂ、５０４ａ、５１４ａ…電力線
４７６ａ、４７６ｂ、５０６ａ、５１６ａ…データ線 10A to 10C ... Radiation imaging system 14 ... Subject 16 ... Radiation 20A-20C ... Radiation imaging apparatus 22 ... Console 30a-30c ... Radiation detection units 32, 458, 460 ... Connectors 34a-34c ... Housings 36a-36c ... Surface 40a to 40c ... Shooting regions 50a to 50c, 52a to 52c, 54a to 54c, 56a to 56c ... Side surfaces 58a to 58c, 60a to 60c ... Blocks 120a to 120c, 122a to 122c ... Step portions 124a to 124c, 126a to 126c, 454a to 454c, 456a to 456c ... connection terminals 148a to 148c ... irradiation surface 156 ... imaging surface 172a to 172c ... radiation conversion panel 192 ... cassette control unit 196 ... control unit 198a-198c ... panel unit 250 ... connection order information generation unit 288 ... Image processor 62,464 ... connecting portion 470a, 470b, 500a, 510a ... control lines 474a, 474b, 504a, 514a ... power lines 476a, 476b, 506a, 516a ... data line

Claims

放射線を放射線画像に変換可能な放射線変換パネルを備える放射線検出ユニットと、
前記放射線検出ユニットを制御可能な１つの制御部と、
前記放射線検出ユニットと前記制御部との間を接続する第１の接続部と、
前記放射線検出ユニットと他の放射線検出ユニットとの間を接続可能な第２の接続部と、
を有することを特徴とする放射線画像撮影装置。 A radiation detection unit comprising a radiation conversion panel capable of converting radiation into a radiation image;
One control unit capable of controlling the radiation detection unit;
A first connecting part for connecting between the radiation detection unit and the control part;
A second connection portion connectable between the radiation detection unit and another radiation detection unit;
A radiographic imaging apparatus comprising:

請求項１記載の装置において、
複数の前記放射線検出ユニットをさらに有し、
前記第１の接続部は、前記各放射線検出ユニットのうち少なくとも１つの放射線検出ユニットと前記制御部との間を接続し、
前記第２の接続部は、前記各放射線検出ユニット間を接続することを特徴とする放射線画像撮影装置。 The apparatus of claim 1.
A plurality of radiation detection units;
The first connection unit connects between at least one radiation detection unit of the radiation detection units and the control unit,
The radiographic image capturing apparatus, wherein the second connection unit connects the radiation detection units.

請求項２記載の装置において、
前記第１の接続部及び前記第２の接続部は、前記放射線画像を含むデータについて、前記制御部と前記各放射線検出ユニットとの間、及び、前記各放射線検出ユニット間でデータ通信を行うためのデータ線をそれぞれ備えることを特徴とする放射線画像撮影装置。 The apparatus of claim 2.
The first connection unit and the second connection unit perform data communication between the control unit and each radiation detection unit and between each radiation detection unit for data including the radiation image. A radiographic imaging apparatus comprising the data lines.

請求項３記載の装置において、
前記各データ線は、光通信により前記データのデータ通信を行うことを特徴とする放射線画像撮影装置。 The apparatus of claim 3.
Each of the data lines performs data communication of the data by optical communication.

請求項３又は４記載の装置において、
前記各データ線は、半二重通信により双方向で前記データのデータ通信を行うことを特徴とする放射線画像撮影装置。 The device according to claim 3 or 4,
Each of the data lines performs data communication of the data bidirectionally by half-duplex communication.

請求項２〜５のいずれか１項に記載の装置において、
前記第１の接続部及び前記第２の接続部は、前記各放射線変換パネル間での同期制御を行うための制御線をそれぞれ備えることを特徴とする放射線画像撮影装置。 In the apparatus of any one of Claims 2-5,
The first connection unit and the second connection unit each include a control line for performing synchronous control between the radiation conversion panels.

請求項６記載の装置において、
前記制御部は、前記各制御線を介して前記各放射線変換パネルに対する前記同期制御を行うことを特徴とする放射線画像撮影装置。 The apparatus of claim 6.
The said control part performs the said synchronous control with respect to each said radiation conversion panel via each said control line, The radiographic imaging apparatus characterized by the above-mentioned.

請求項２〜７のいずれか１項に記載の装置において、
前記第１の接続部及び前記第２の接続部は、前記制御部から前記放射線変換パネルに電力供給を行うための電力線をそれぞれ備えることを特徴とする放射線画像撮影装置。 The device according to any one of claims 2 to 7,
The radiographic imaging apparatus according to claim 1, wherein each of the first connection unit and the second connection unit includes a power line for supplying power from the control unit to the radiation conversion panel.

請求項２〜８のいずれか１項に記載の装置において、
前記各放射線検出ユニットは、前記放射線変換パネルを収容するパネル収容部をそれぞれ備え、
前記第２の接続部は、前記各パネル収容部を順次連結することを特徴とする放射線画像撮影装置。 The device according to any one of claims 2 to 8,
Each of the radiation detection units includes a panel housing portion that houses the radiation conversion panel,
The radiographic image capturing apparatus, wherein the second connection unit sequentially connects the panel housing units.

請求項９記載の装置において、
前記各パネル収容部には、前記放射線を透過可能な表面と、該表面に対向する裏面とがそれぞれ設けられ、
前記各パネル収容部の表面は、被写体を透過した前記放射線が照射される照射面であると共に、該照射面における前記放射線の照射領域は、前記放射線画像に変換可能な撮影領域であり、
前記制御部は、前記表面における前記撮影領域以外の領域に配置されることを特徴とする放射線画像撮影装置。 The apparatus of claim 9.
Each panel accommodating portion is provided with a front surface through which the radiation can be transmitted and a back surface opposite to the front surface,
The surface of each panel housing portion is an irradiation surface irradiated with the radiation that has passed through the subject, and the irradiation region of the radiation on the irradiation surface is an imaging region that can be converted into the radiation image.
The radiographic imaging apparatus, wherein the control unit is arranged in an area other than the imaging area on the surface.

請求項１０記載の装置において、
前記各パネル収容部の表面の外周部と裏面の外周部との間には、該パネル収容部の側面がそれぞれ設けられ、
前記第１の接続部は、前記制御部に設けられた第１のコネクタと、前記表面における前記撮影領域以外の領域に設けられ且つ前記第１のコネクタに嵌合する第１の接続端子とであり、
前記第２の接続部は、前記各パネル収容部の一側面の両端部にそれぞれ設けられた第２の接続端子と、一方のパネル収容部の第２の接続端子と他方のパネル収容部の第２の接続端子とに嵌合する第２のコネクタとであることを特徴とする放射線画像撮影装置。 The apparatus of claim 10.
Between the outer peripheral portion of the front surface and the outer peripheral portion of the back surface of each panel housing portion, a side surface of the panel housing portion is provided, respectively.
The first connection portion includes a first connector provided in the control portion, and a first connection terminal provided in a region other than the imaging region on the surface and fitted to the first connector. Yes,
The second connection portion includes second connection terminals provided at both end portions of one side surface of each panel housing portion, a second connection terminal of one panel housing portion, and a second connection terminal of the other panel housing portion. A radiographic imaging device, wherein the radiographic imaging device is a second connector fitted to the two connection terminals.

請求項９〜１１のいずれか１項に記載の装置において、
前記第２の接続部により連結された前記各パネル収容部の連結順番を検知し、検知結果を連結順番情報として生成する連結順番情報生成部をさらに有することを特徴とする放射線画像撮影装置。 The device according to any one of claims 9 to 11,
A radiographic imaging apparatus, further comprising a connection order information generation unit that detects a connection order of the panel storage units connected by the second connection unit and generates a detection result as connection order information.

請求項２〜１２のいずれか１項に記載の装置において、
隣接する放射線検出ユニット間で、その一部を互いに重ね合わせることにより、隣接する放射線変換パネルの一部が互いに重なり合うと共に、少なくとも１つの放射線変換パネルが、他の放射線変換パネルよりも前記放射線の照射側に配置されることを特徴とする放射線画像撮影装置。 The device according to any one of claims 2 to 12,
The adjacent radiation detection units are overlapped with each other so that adjacent radiation conversion panels overlap each other, and at least one radiation conversion panel emits the radiation more than other radiation conversion panels. A radiographic imaging device, which is arranged on the side.

請求項１３記載の装置において、
前記各放射線変換パネルは、前記放射線を可視光に変換するシンチレータと、前記可視光を前記放射線画像を示す電気信号に変換する固体検出素子と、前記固体検出素子から前記電気信号を読み出すスイッチング素子と、前記固体検出素子及び前記スイッチング素子が形成される基板とをそれぞれ有し、
少なくとも１つの放射線変換パネルにおいて、前記基板は、可撓性を有するプラスチック製の基板であり、前記固体検出素子は、有機光導電体からなり、前記スイッチング素子は、有機半導体材料からなることを特徴とする放射線画像撮影装置。 The apparatus of claim 13.
Each of the radiation conversion panels includes a scintillator that converts the radiation into visible light, a solid-state detection element that converts the visible light into an electrical signal indicating the radiation image, and a switching element that reads the electrical signal from the solid-state detection element. Each having a substrate on which the solid state detection element and the switching element are formed,
In at least one radiation conversion panel, the substrate is a flexible plastic substrate, the solid-state detection element is made of an organic photoconductor, and the switching element is made of an organic semiconductor material. A radiographic imaging device.

放射線を放射線画像に変換可能な放射線変換パネルを備える放射線検出ユニットと、前記放射線検出ユニットを制御可能な１つの制御部と、前記放射線検出ユニットと前記制御部との間を接続する第１の接続部と、前記放射線検出ユニットと他の放射線検出ユニットとの間を接続可能な第２の接続部とを有する放射線画像撮影装置と、
前記放射線画像撮影装置を制御する制御装置と、
を備えることを特徴とする放射線画像撮影システム。 A radiation detection unit including a radiation conversion panel capable of converting radiation into a radiation image, one control unit capable of controlling the radiation detection unit, and a first connection for connecting between the radiation detection unit and the control unit A radiographic image capturing apparatus having a second connection unit capable of connecting between the radiation detection unit and the other radiation detection unit;
A control device for controlling the radiographic imaging device;
A radiographic imaging system comprising:

請求項１５記載のシステムにおいて、
前記放射線画像撮影装置は、複数の前記放射線検出ユニットをさらに有し、
前記第１の接続部は、前記各放射線検出ユニットのうち少なくとも１つの放射線検出ユニットと前記制御部との間を接続し、
前記第２の接続部は、前記各放射線検出ユニット間を接続することを特徴とする放射線画像撮影システム。 The system of claim 15, wherein
The radiographic imaging device further includes a plurality of the radiation detection units,
The first connection unit connects between at least one radiation detection unit of the radiation detection units and the control unit,
The radiographic imaging system characterized in that the second connection unit connects the radiation detection units.

請求項１６記載のシステムにおいて、
前記第１の接続部及び前記第２の接続部は、前記放射線画像を含むデータについて、前記制御部と前記各放射線検出ユニットとの間、及び、前記各放射線検出ユニット間でデータ通信を行うためのデータ線をそれぞれ備えることを特徴とする放射線画像撮影システム。 The system of claim 16, wherein
The first connection unit and the second connection unit perform data communication between the control unit and each radiation detection unit and between each radiation detection unit for data including the radiation image. A radiographic imaging system comprising a plurality of data lines.

請求項１７記載のシステムにおいて、
前記制御部は、前記制御装置との間で信号の送受信が可能な通信部を有し、前記各放射線検出ユニットから前記各データ線を介して取得した前記各放射線画像の間引きデータを前記通信部を介して前記制御装置に送信することを特徴とする放射線画像撮影システム。 The system of claim 17, wherein
The control unit includes a communication unit capable of transmitting and receiving signals to and from the control device, and the communication unit stores the thinned data of the radiation images acquired from the radiation detection units via the data lines. And transmitting to the control device via a radiographic imaging system.