JPH0915339A - Radiation detector - Google Patents

Abstract

PURPOSE: To provide a radiation detector which can vary a multiplication factor of a photocurrent in accordance with the working conditions thereof. CONSTITUTION: A multiplication factor setting part 30 for varying a multiplication factor is provided for a detector 20 having a photodiode having a function of multiplying a photocurrent. In the multiplication factor setting part 30, values of a plurality of impression voltages (of reverse bias) for obtaining various multiplication factors corresponding to the working conditions of the detector 20 are set beforehand. With clinical conditions of a radioscopic mode and a radiographic mode set as the working conditions, for instance, the multiplication factor setting part 30 impresses a preset impression voltage on the photodiode in accordance with the clinical conditions given by CPU 22. By using a console 3, an operator can select desired conditions and give them to the CPU 22.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】[0001]

【産業上の利用分野】本発明は、放射線を検出する放射
線検出器及び被検体に放射線を曝射することにより該被
検体を透視あるいは撮影して得られた画像を出力する放
射線診断装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a radiation detector for detecting radiation and a radiation diagnostic apparatus for exposing a subject to radiation and outputting an image obtained by seeing through or photographing the subject.

【０００２】[0002]

【従来の技術】従来、被検体に例えばＸ線を曝射し、該
被検体を透過したＸ線が形成するＸ線像を得るための手
段としては、Ｘ線フィルム（像感紙）が主流であった
が、電子的にＸ線像を撮像する以下のような手段が実現
され臨床に使用されている。 (1) Ｘ線Ｉ．Ｉ．−ＴＶカメラ これはＸ線−電子変換および電子の増倍−光変換を行っ
て光学像を出力するＸ線Ｉ．Ｉ．（イメージインテンシ
ファイア）と、撮像管やＣＣＤによって構成され、Ｘ線
Ｉ．Ｉ．により得られた光学像を電子化するＴＶカメラ
とによって電子化Ｘ線像を得るものである。得られたＸ
線像は半導体メモリ、光磁気ディスク、磁気テープ等の
種々の媒体に記録することができる。 (2) コンピューテッド・ラジオグラフィー（ＣＲ） これは輝尽発光体が塗布されたプレート（イメージング
・プレートと称される）にＸ線を照射し、輝尽物質を励
起することによりＸ線像を記録するものであり、これを
可視化するために、レーザ光を当てて再度励起させ、輝
尽物質がエネルギー準位間を遷移する際に放出する光
（レーザ光とは異なる波長の光）の強弱を検出し電子的
なＸ線像を得るものである。 (3) ディジタイズド・フィルムラジオグラフィー（ＤＦ
Ｒ） これは前述のＸ線フィルムに記録されたＸ線像をレーザ
によりスキャンし、その透過光の強弱を検出して電子的
なＸ線像を得るものである。2. Description of the Related Art Conventionally, an X-ray film (image sensitive paper) has been mainly used as a means for irradiating a subject with X-rays and obtaining an X-ray image formed by the X-rays transmitted through the subject. However, the following means for electronically capturing an X-ray image have been realized and clinically used. (1) X-ray I.D. I. -TV camera This is an X-ray I.V. which performs X-ray-electron conversion and electron multiplication-light conversion to output an optical image. I. (Image intensifier), an image pickup tube, and a CCD. I. An electronic X-ray image is obtained with a TV camera that digitizes the optical image obtained by. The obtained X
The line image can be recorded on various media such as a semiconductor memory, a magneto-optical disk, and a magnetic tape. (2) Computed radiography (CR) This is an X-ray image by irradiating a plate coated with a photostimulable luminescent material (called an imaging plate) with X-rays and exciting the photostimulable substance. Is recorded, and in order to visualize this, the light emitted by the laser beam is excited again and the photostimulable substance emits when it transits between energy levels (light of a different wavelength from the laser beam). The intensity is detected to obtain an electronic X-ray image. (3) Digitized film radiography (DF
R) This is to obtain an electronic X-ray image by scanning the X-ray image recorded on the X-ray film with a laser and detecting the intensity of the transmitted light.

【０００３】近年、(1) 〜(3) のような撮像手段、ある
いはスクリーン・フィルム等に比べ、直接的に電子化Ｘ
線像が得られる上、コンパクトな構成の撮像手段とし
て、フォトダイオードを用いた放射線検出器が開発され
注目されている。これは一般に半導体検出器あるいは平
面検出器と称されることがある。In recent years, compared with the image pickup means such as (1) to (3), or the screen film, etc., the computerized X
In addition to obtaining a line image, a radiation detector using a photodiode has been developed and attracted attention as a compact imaging means. This is commonly referred to as a semiconductor detector or a flat panel detector.

【０００４】このようなフォトダイオードを用いた従来
の放射線検出器は、例えば同一出願人による米国特許第
４，６８９，４８７号明細書の記載によれば次のように
構成されている。A conventional radiation detector using such a photodiode is constructed as follows, for example, according to the description of US Pat. No. 4,689,487 by the same applicant.

【０００５】この装置は、被検体を透過したＸ線を蛍光
体により光信号に変換し、光増幅器にて光量を増幅し、
増幅された光信号をフォトダイオードから成る検出器に
て検出するものである。検出器は、複数の検出素子（要
素）が配列されたアレイを成しており、アレイの１要素
（１要素は１画素に対応する）はフォトダイオードと電
荷蓄積用コンデンサとスイッチング用のＴＦＴトランジ
スタとによって構成される。このようなアレイに光信号
が入射すると、逆バイアスされているフォトダイオード
に電流が流れ、入射光量に応じてコンデンサに電荷が蓄
積される。そして、選択的に任意のスイッチング用ＴＦ
ＴトランジスタをＯＮ状態にすることによりコンデンサ
に蓄積されていた電荷をアンプを介して信号として取り
出すことができる。This device converts the X-rays that have passed through the subject into an optical signal with a phosphor and amplifies the amount of light with an optical amplifier.
The amplified optical signal is detected by a detector composed of a photodiode. The detector is an array in which a plurality of detection elements (elements) are arranged, and one element of the array (one element corresponds to one pixel) is a photodiode, a charge storage capacitor, and a switching TFT transistor. Composed of and. When an optical signal is incident on such an array, a current flows through the reverse-biased photodiode, and charges are accumulated in the capacitor according to the amount of incident light. And selectively switching TF
By turning on the T-transistor, the charge accumulated in the capacitor can be taken out as a signal through the amplifier.

【０００６】ところで、このような従来の放射線検出器
には次のような問題点がある。 （１）入射光量に応じてアレイの各々の画素に蓄積され
る蓄積電荷量の最大値は画素サイズ等により制限され
る。このため最大値が小となる透視と最大値が大となる
撮影とではダイナミックレンジが変化するが、従来の放
射線検出器はこのようなダイナミックレンジの変化に対
応することができなかった。従って、このような従来の
放射線検出器を用いた放射線診断装置においては、透視
あるいは撮影といった臨床条件に応じることができなか
った。 （２）半導体素子により放射線検出器を製造するために
は、アモルファスＳｉを蒸着するために検出器全体を覆
う釜が必要である。大型サイズの検出器を製造しようと
すると大型の釜が必要になる。しかし、釜が大きくなる
と、蒸着装置自体大型になり、設備に莫大な費用がかか
る。製造中に検出器にキズ（線、点）が生じたものは製
品にならない。大型サイズの検出器を量産する際に、品
質を維持するためには、キズの生じた大型サイズの検出
器の大きな損失を覚悟しなければならなかった。そこ
で、複数の検出器を別途製作し、複数の検出器を接合す
ることにより大型の検出器を実現する試みがなされてい
る。ところが、このような複数検出器接合計画では、ア
レイの各々の要素の接合部分については、パネルレベル
での設計がなされていなかったため入射する光量を検出
する検出面の面積に相当する有効画素領域間でばらつき
が生じるという問題点があった。また、複数の検出器を
接合した場合、読出しライン、バイアスライン、ゲート
ラインが構造上取り出せないという問題点もあった。 （３）従来の放射線検出器の出力信号は、先ず増幅器に
より増幅された後、複数のマルチプレクサに供給され、
マルチプレクサにより特定の信号線を選択することによ
って読み出される。読み出された信号はＡ／Ｄ変換され
た後、マイクロプロセッサを介してメモリに供給され
る。マイクロプロセッサは、メモリに記憶された信号を
読出して各々のマルチプレクサ毎の出力特性の違いを計
算し、これを補正した後再びメモリに供給していた。こ
のように記憶→読出し→補正→記憶を行うことは処理に
時間がかかるという問題点があった。By the way, such a conventional radiation detector has the following problems. (1) The maximum value of the accumulated charge amount accumulated in each pixel of the array according to the incident light amount is limited by the pixel size and the like. For this reason, the dynamic range changes between fluoroscopy with a small maximum value and radiography with a large maximum value, but conventional radiation detectors cannot cope with such changes in the dynamic range. Therefore, the radiation diagnostic apparatus using such a conventional radiation detector cannot meet clinical conditions such as fluoroscopy or radiography. (2) In order to manufacture a radiation detector with a semiconductor element, a pot for covering the entire detector is required to deposit amorphous Si. A large pot is required to manufacture a large size detector. However, when the pot becomes large, the vapor deposition apparatus itself becomes large, and the equipment costs a lot. If the detector has scratches (lines or points) during manufacturing, it will not be a product. When mass-producing a large-sized detector, in order to maintain quality, it was necessary to be prepared for a large loss of the large-sized detector with scratches. Therefore, attempts have been made to realize a large-scale detector by separately manufacturing a plurality of detectors and joining the plurality of detectors. However, in such a multi-detector joint plan, the joint portion of each element of the array was not designed at the panel level, so that the effective pixel area between the effective pixel areas corresponding to the area of the detection surface for detecting the amount of incident light was detected. However, there was a problem in that there were variations. Further, when a plurality of detectors are joined, there is a problem that the read line, the bias line, and the gate line cannot be taken out due to the structure. (3) The output signal of the conventional radiation detector is first amplified by an amplifier and then supplied to a plurality of multiplexers,
It is read by selecting a specific signal line by the multiplexer. The read signal is A / D converted and then supplied to the memory via the microprocessor. The microprocessor reads the signal stored in the memory, calculates the difference in the output characteristics of each multiplexer, corrects this difference, and then supplies it to the memory again. There is a problem in that it takes time to perform the process of storing, reading, correcting, and storing in this way.

【０００７】[0007]

【発明が解決しようとする課題】本発明は上述した事情
に対処すべくなされたもので、その目的は以下の放射線
検出器を提供することである。 （１）検出器の使用条件に応じて光電流の増倍率を変化
することができる放射線検出器。 （２）複数の検出器を複数接合して大面積の検出器とし
て用いることが可能な放射線検出器。 （３）複数マルチプレクサからの検出出力を高速に補正
する放射線検出器。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention has been made to address the above-mentioned circumstances, and an object thereof is to provide the following radiation detector. (1) A radiation detector capable of changing the multiplication factor of photocurrent according to the usage conditions of the detector. (2) A radiation detector that can be used as a large-area detector by joining a plurality of detectors. (3) A radiation detector that corrects detection outputs from a plurality of multiplexers at high speed.

【０００８】[0008]

【課題を解決するための手段】[Means for Solving the Problems]

（１）本発明の請求項１に係る放射線検出器は、入射し
た放射線を光信号に変換する放射線／光変換手段と、放
射線／光変換手段からの光信号を所定の増倍率で増倍す
るとともに光電変換する光電変換手段と、光電変換手段
の増倍率を変化させる手段とを具備することを特徴とす
る。 （２）本発明の請求項２に係る放射線検出器は、放射線
を曝射することにより被検体を透視あるいは撮影して得
られた画像を出力する放射線診断装置に用いられる放射
線検出器おいて、被検体を透過した放射線を光信号に変
換する放射線／光変換手段と、放射線／光変換手段から
の光信号を、印加電圧に応じた所定の増倍率で増倍して
光電変換する光電変換手段と、被検体を透視する場合は
第１の増倍率を得るための第１の印可電圧、被検体を撮
影する場合は第２の増倍率を得るための第２の印可電圧
を光電変換手段に印加する手段とを具備することを特徴
とする。 （３）本発明の請求項３に係る放射線検出器は、入射し
た放射線を光信号に変換する放射線／光変換手段と、各
々が有効画素領域を有し、該有効画素領域に入射した光
信号を光電変換する複数の光電変換手段とを具備し、複
数の光電変換手段は、全ての有効画素領域間の距離が一
定となるように並設されることを特徴とする。 （４）本発明の請求項４に係る放射線検出器は、入射し
た放射線を光信号に変換する放射線／光変換手段と、放
射線／光変換手段からの光信号を光電変換する複数の光
電変換手段と、所定数の光電変換手段毎に設けられ、所
定数の光電変換手段の出力が入力され、いずれか一の入
力を選択的に出力する複数の選択手段と、複数の選択手
段のそれぞれの出力レベル特性の違いを検出し、検出し
た違いに応じた選択手段毎の補正値を算出する手段と、
複数の選択手段の出力を算出手段の出力に基づいて補正
する手段とを具備することを特徴とする。(1) The radiation detector according to claim 1 of the present invention multiplies a radiation / optical conversion means for converting incident radiation into an optical signal and an optical signal from the radiation / optical conversion means by a predetermined multiplication factor. In addition, it is characterized by comprising photoelectric conversion means for performing photoelectric conversion and means for changing the multiplication factor of the photoelectric conversion means. (2) The radiation detector according to claim 2 of the present invention is a radiation detector used in a radiation diagnostic apparatus that outputs an image obtained by fluoroscopically or imaging a subject by exposing the radiation to radiation. Radiation / optical conversion means for converting the radiation transmitted through the subject into an optical signal and photoelectric conversion means for photoelectrically converting the optical signal from the radiation / optical conversion means by multiplying it by a predetermined multiplication factor according to the applied voltage. And a first applied voltage for obtaining a first multiplication factor when the subject is seen through, and a second applied voltage for obtaining a second multiplication factor when the subject is imaged, to the photoelectric conversion means. And means for applying. (3) A radiation detector according to a third aspect of the present invention is a radiation / light converting means for converting incident radiation into an optical signal, and each has an effective pixel region, and an optical signal incident on the effective pixel region. And a plurality of photoelectric conversion means for photoelectrically converting the plurality of photoelectric conversion means, and the plurality of photoelectric conversion means are arranged in parallel so that the distances between all the effective pixel areas are constant. (4) The radiation detector according to claim 4 of the present invention is a radiation / optical conversion means for converting incident radiation into an optical signal, and a plurality of photoelectric conversion means for photoelectrically converting the optical signal from the radiation / optical conversion means. And a plurality of selecting means provided for each of the predetermined number of photoelectric conversion means, inputting the outputs of the predetermined number of photoelectric conversion means, and selectively outputting any one of the inputs, and outputs of each of the plurality of selecting means. Means for detecting a difference in level characteristics and calculating a correction value for each selection means according to the detected difference,
Means for correcting the outputs of the plurality of selecting means based on the outputs of the calculating means.

【０００９】[0009]

【作用】[Action]

（１）本発明の請求項１に係る放射線検出器は、放射線
／光変換手段により放射線を光信号に変換し、光電変換
手段により放射線／光変換手段からの光信号を所定の増
倍率で増倍するとともに光電変換し、光電変換手段の増
倍率を変化させることができる。 （２）本発明の請求項２に係る放射線検出器は、放射線
を曝射することにより被検体を透視あるいは撮影して得
られた画像を出力する放射線診断装置に用いられる放射
線検出器おいて、放射線／光変換手段により被検体を透
過した放射線を光信号に変換し、光電変換手段により放
射線／光変換手段からの光信号を、所定の増倍率で増倍
して光電変換し、印加手段により被検体を透視する場合
の増倍率を得るための第１の印可電圧及び前記被検体を
撮影する場合の増倍率を得るための第２の印可電圧のい
ずれかを光電変換手段に印加することができる。 （３）本発明の請求項３に係る放射線検出器は、放射線
／光変換手段により放射線を光信号に変換する。複数の
光電変換手段は各々が有効画素領域を有し、該有効画素
領域に入射した光信号を光電変換し、さらに複数の光電
変換手段は全ての有効画素領域間の距離が一定となるよ
うに並設される。したがって、各々の画素位置のずれが
生じることがない。 （４）本発明の請求項４に係る放射線検出器は、放射線
／光検出手段により放射線を光信号に変換し、複数の光
電変換手段により放射線／光変換手段からの光信号を光
電変換する。所定数の光電変換手段毎に設けられ、所定
数の光電変換手段の出力が入力される複数の選択手段
は、いずれか一の入力を選択的に出力し、算出手段は複
数の選択手段のそれぞれの出力レベル特性の違いを検出
し、検出した違いに応じた選択手段毎の補正値を算出
し、補正手段は複数の選択手段の出力を算出手段の出力
に基づいて補正することができる。(1) In the radiation detector according to claim 1 of the present invention, the radiation / light converting means converts the radiation into an optical signal, and the photoelectric converting means multiplies the optical signal from the radiation / light converting means by a predetermined multiplication factor. It is possible to change the multiplication factor of the photoelectric conversion means by multiplying and photoelectrically converting. (2) The radiation detector according to claim 2 of the present invention is a radiation detector used in a radiation diagnostic apparatus that outputs an image obtained by fluoroscopically or imaging a subject by exposing the radiation to radiation. The radiation / light conversion means converts the radiation transmitted through the subject into an optical signal, the photoelectric conversion means multiplies the optical signal from the radiation / light conversion means by a predetermined multiplication factor, and photoelectrically converts the light signal. Either a first applied voltage for obtaining a multiplication factor for seeing through a subject or a second applied voltage for obtaining a multiplication factor for photographing the subject may be applied to the photoelectric conversion means. it can. (3) The radiation detector according to claim 3 of the present invention converts the radiation into an optical signal by the radiation / light converting means. Each of the plurality of photoelectric conversion units has an effective pixel region, photoelectrically converts an optical signal incident on the effective pixel region, and further, the plurality of photoelectric conversion units are configured so that the distance between all the effective pixel regions becomes constant. It is installed side by side. Therefore, the displacement of each pixel position does not occur. (4) In the radiation detector according to the fourth aspect of the present invention, the radiation / light detection means converts the radiation into an optical signal, and the plurality of photoelectric conversion means photoelectrically converts the optical signal from the radiation / light conversion means. A plurality of selection means provided for each of the predetermined number of photoelectric conversion means, to which the outputs of the predetermined number of photoelectric conversion means are input, selectively output one of the inputs, and the calculation means is each of the plurality of selection means. Of the output level characteristic is detected, a correction value for each selection means is calculated according to the detected difference, and the correction means can correct the outputs of the plurality of selection means based on the outputs of the calculation means.

【００１０】[0010]

【実施例】図１は本発明の実施例に係る放射線検出器を
備えた放射線診断装置の概略構成を示すブロック図であ
る。Ｘ線発生部１は、高圧発生器とＸ線管とを有し、寝
台１０上に載置された被検体Ｐに向けて扇状のＸ線ビー
ムを曝射するものである。寝台１０は、矢印Ａで示され
る上下方向に移動可能であるとともに、装置動作コント
ロールとにより、アイソセンタを中心として矢印Ｂの方
向に回転可能となっている。これにより、操作者がコン
ソール３から指示することにより、多方向からの画像を
収集することができる。尚、コンソール３は、後述する
が透視モード及び撮影モードの切り換えを指示すること
もできるようになっている。Ｘ線制御部２は、Ｘ線発生
部１に対し、管電圧、管電流等の撮影条件を与えて曝射
を制御するものである。FIG. 1 is a block diagram showing the schematic arrangement of a radiation diagnostic apparatus equipped with a radiation detector according to an embodiment of the present invention. The X-ray generation unit 1 has a high-pressure generator and an X-ray tube, and irradiates a subject X placed on the bed 10 with a fan-shaped X-ray beam. The bed 10 is movable in the vertical direction indicated by the arrow A, and is rotatable in the direction of the arrow B around the isocenter by the device operation control. This allows the operator to instruct from the console 3 to collect images from multiple directions. The console 3 can also instruct switching between the transparent mode and the photographing mode, which will be described later. The X-ray control unit 2 controls the exposure by giving imaging conditions such as a tube voltage and a tube current to the X-ray generation unit 1.

【００１１】尚、本装置は、図示していないが入射Ｘ線
量等を検出し露光時間等を制御する自動露出制御（ＡＥ
Ｃ；Automatic Exposure Control）機構を備えている。
Ｘ線制御部２はＡＥＣからの制御情報に基づいて曝射を
制御する。Although not shown in the figure, this apparatus is equipped with an automatic exposure control (AE) which detects the incident X-ray dose and controls the exposure time and the like.
C: Automatic Exposure Control) mechanism is provided.
The X-ray controller 2 controls the exposure based on the control information from the AEC.

【００１２】Ｘ線発生部１から曝射され、被検体Ｐ及び
寝台１０を透過したＸ線は、増感部１１とフォトダイオ
ード検出器１３とを有する検出部２０に入射する。増感
部１１は、被検体Ｐ及び寝台１０を透過したＸ線をその
透過率に応じた光信号に変換するものであり、フォトダ
イオード検出器１３は、増感部１１からの光信号が入射
されるとともに、後述する増倍率設定部３０によって設
定された増倍率（フォトダイオードに印可する逆バイア
ス）に応じて該光信号を光電変換する。The X-rays emitted from the X-ray generator 1 and transmitted through the subject P and the bed 10 enter a detector 20 having a sensitizer 11 and a photodiode detector 13. The sensitizing unit 11 converts the X-rays that have passed through the subject P and the bed 10 into an optical signal corresponding to the transmittance, and the photodiode detector 13 receives the optical signal from the sensitizing unit 11. At the same time, the optical signal is photoelectrically converted according to the multiplication factor (reverse bias applied to the photodiode) set by the multiplication factor setting unit 30 described later.

【００１３】フォトダイオード検出器１３の出力（読み
出しライン）は、信号読み出し部５０に接続される。信
号読み出し部５０は、フォトダイオード検出器１３から
光電変換により得られた信号を複数のマルチプレクサを
介して読み出すとともに、各々のマルチプレクサの出力
特性に応じて読み出した信号を補正して出力するもので
ある。尚、信号読み出し部５０は、補正後の信号をＡ／
Ｄ変換して画像メモリ２５に供給する。画像メモリ２５
は送られてきたディジタル信号を画像データとして記憶
する。The output (reading line) of the photodiode detector 13 is connected to the signal reading section 50. The signal reading unit 50 reads out a signal obtained by photoelectric conversion from the photodiode detector 13 via a plurality of multiplexers, and corrects and outputs the read signal according to the output characteristics of each multiplexer. . The signal reading unit 50 outputs the corrected signal to A /
It is D-converted and supplied to the image memory 25. Image memory 25
Stores the sent digital signal as image data.

【００１４】画像処理部２６は、ＣＰＵ２６を介して画
像メモリ２５から画像データを読み出して、キズ補正、
画像加算、階調処理、周波数処理を含む種々の画像処理
を施す。画像処理が施された画像データは、Ｄ／Ａ変換
部２７にてＤ／Ａアナログの映像信号に変換され、モニ
タ２８に表示される。また、コンソール３から入力した
患者情報と画像データとを組み合わせて、データベース
（ＤＢ）２９に保存することができる。このように保存
されたデータは、ＣＰＵ２２からの指示により、画像メ
モリ２５に必要に応じて読み出すことができる。The image processing unit 26 reads out image data from the image memory 25 via the CPU 26 and corrects the flaws.
Various image processes including image addition, gradation process, and frequency process are performed. The image data subjected to the image processing is converted into a D / A analog video signal by the D / A converter 27 and displayed on the monitor 28. Further, the patient information and image data input from the console 3 can be combined and stored in the database (DB) 29. The data stored in this way can be read into the image memory 25 as needed by an instruction from the CPU 22.

【００１５】ここで、増感部１１とフォトダイオード検
出器１３とを有する検出部２０について詳しく説明す
る。図２は、検出器２０の概略構造を示す模式図であ
る。増感部１１は反射コーティングとＧＯＳ（又は、Ｎ
ａＩ、Ｃｓｌ等の柱状結晶であっても良い）との２層構
造を成している。反射コーティングは、ＧＯＳにより変
換された光のうち、被検体側（同図では上方向）に戻る
光を反射させ、検出器側（同図では下方向）に戻すため
に設けられる。Now, the detecting section 20 having the sensitizing section 11 and the photodiode detector 13 will be described in detail. FIG. 2 is a schematic diagram showing a schematic structure of the detector 20. The sensitizer 11 has a reflective coating and GOS (or N
columnar crystals such as aI and Csl may be used). The reflective coating is provided to reflect the light returning to the subject side (upward in the figure) of the light converted by the GOS and returning it to the detector side (downward in the figure).

【００１６】基板１３ａ上に形成されるフォトダイオー
ド４０は、２極の透明電極４０ａ間に層状に形成された
アモルファスＳｉのp-i-i-n 接合４０ｂ（さらに詳しく
は、例えばp-i(a-SiC:H/a-Si:H)-n 接合）を有し、透明
電極間４０ａに印加電圧４０ｃを加えると、入射光量に
応じた光電流の増倍が観測される。光電流の増倍に関し
ては、参考文献（畑中義式、「a-SiC:H/a-Si:Hヘテロ接
合の特異性とその応用」、日本学術振興会薄膜第131 委
員会第161 回研究会資料(4.4.24)）に詳しい。The photodiode 40 formed on the substrate 13a has a piin junction 40b of amorphous Si formed in layers between two transparent electrodes 40a (more specifically, for example, pi (a-SiC: H / a- When an applied voltage 40c is applied between the transparent electrodes 40a having a Si: H) -n junction), a photocurrent multiplication corresponding to the amount of incident light is observed. Regarding the multiplication of photocurrent, reference literature (Yoshinori Hatanaka, “Singularity of a-SiC: H / a-Si: H heterojunction and its application”, The 161st Research, 131st Committee, Japan Society for the Promotion of Science) For details, refer to the meeting material (4.4.24).

【００１７】また、フォトダイオード検出器１３は、図
３に示すように複数のフォトダイオード検出要素（e1,1
〜e2000,2000）が二次元のアレイ状に配列された構造を
有する。一のフォトダイオード検出要素e は、フォトダ
イオード４０と、電荷蓄積用コンデンサ４２と、スイッ
チング用ＴＦＴ（Thin Film Transister）４４とから成
るものであって、画像の１画素（例えば１００ミクロン
サイズとする）に対応して配置される。Further, the photodiode detector 13 includes a plurality of photodiode detecting elements (e1,1) as shown in FIG.
~ E2000, 2000) has a structure arranged in a two-dimensional array. One photodiode detection element e is composed of a photodiode 40, a charge storage capacitor 42, and a switching TFT (Thin Film Transister) 44, and is one pixel (for example, 100 micron size) of an image. It is arranged corresponding to.

【００１８】このような構成の検出器２０に、被検体Ｐ
を透過したＸ線が入射すると、先ず増感部１１により入
射Ｘ線の強度に応じた光信号に変換される。変換された
光信号はフォトダイオード検出器１３に入射する。入射
した光信号はフォトダイオード４０により増倍された光
電流に変換される。変換された光電流は、電荷蓄積用コ
ンデンサ４２にて蓄積される。そして、スイッチング用
ＴＦＴ４４をＯＮすることにより、蓄積された光電流を
検出器２０の外部から取り出す（読み出す）ことができ
る。The detector 20 having such a structure is provided with an object P.
When the X-rays transmitted through are incident, the sensitizer 11 first converts them into optical signals according to the intensity of the incident X-rays. The converted optical signal enters the photodiode detector 13. The incident optical signal is converted into a photocurrent multiplied by the photodiode 40. The converted photocurrent is stored in the charge storage capacitor 42. Then, by turning on the switching TFT 44, the accumulated photocurrent can be taken out (read out) from the outside of the detector 20.

【００１９】ところで、本実施例では光電流の増倍機能
を有するフォトダイオード４０に対し、その増倍率を変
化させるための増倍率設定部３０が設けられている。増
倍率設定部３０は、検出器の使用条件に応じた種々の増
倍率を得るための複数の印加電圧（逆バイアス）の値が
事前に設定されている。なお、本実施例では透視モード
と撮影モードとからなる臨床条件を使用条件とする。そ
して増倍率設定部３０は、ＣＰＵ２２から与えられた臨
床条件に応じて予め設定された印加電圧をフォトダイオ
ード４０に印加する。操作者は、コンソール３を用いる
ことにより所望の臨床条件を選択し、これをＣＰＵ２２
に対し与えることができる。By the way, in the present embodiment, the multiplication factor setting section 30 for changing the multiplication factor is provided for the photodiode 40 having the photocurrent multiplication function. The multiplication factor setting unit 30 is preset with a plurality of applied voltage (reverse bias) values for obtaining various multiplication factors according to the usage conditions of the detector. In addition, in this embodiment, the clinical condition including the fluoroscopic mode and the imaging mode is used. Then, the multiplication factor setting unit 30 applies the preset applied voltage to the photodiode 40 according to the clinical condition given from the CPU 22. The operator selects a desired clinical condition by using the console 3, and the desired clinical condition is selected by the CPU 22.
Can be given to.

【００２０】図４に示すように、操作者が透視モードを
選択した場合は、増倍率設定部３０により１０［Ｖ］の
逆バイアスがフォトダイオード４０に印加され、撮影モ
ードを選択した場合は、１［Ｖ］の逆バイアスが印加さ
れる場合が一例として示されている。As shown in FIG. 4, when the operator selects the fluoroscopic mode, a reverse bias of 10 [V] is applied to the photodiode 40 by the multiplication factor setting unit 30, and when the photographing mode is selected, The case where a reverse bias of 1 [V] is applied is shown as an example.

【００２１】このような構成により、ダイナミックレン
ジが一般的に小となる透視モードの場合は、光電流増倍
機能により高ゲインの出力が得られ、ダイナミックレン
ジが一般的に大となる撮影モードの場合は印加電圧を下
げて増倍率を落とすことができ検出部２０の電荷蓄積用
コンデンサ４２の蓄積電荷量の制限を受けることがな
い。With such a construction, in the case of the fluoroscopic mode in which the dynamic range is generally small, a high gain output is obtained by the photocurrent multiplication function, and in the photographing mode in which the dynamic range is generally large. In this case, the applied voltage can be lowered to lower the multiplication factor, and the amount of stored charge of the charge storage capacitor 42 of the detection unit 20 is not limited.

【００２２】ところで、本実施例の検出部２０は、複数
の検出器パネルが接合された構造としている。既に述べ
たように、半導体平面検出器を作成するためには、アモ
ルファスＳｉを蒸着するために検出器全体を覆う釜が必
要である。大型サイズの検出器を一度に作成しようとす
ると大型の釜が必要になる。しかし、釜が大きくなる
と、蒸着装置自体大型になり、設備に莫大な費用がかか
る。また、製造中、検出器にキズ（線、点）が生じたも
のは製品にならない。大型サイズの検出器を量産する際
に、品質を維持するためには、キズの生じた大型サイズ
の検出器の大きな損失を覚悟しなければならなかった。By the way, the detector 20 of this embodiment has a structure in which a plurality of detector panels are joined. As already mentioned, in order to make a semiconductor flat panel detector, a kettle is needed to cover the entire detector in order to deposit amorphous Si. If you want to make a large size detector at once, you need a large pot. However, when the pot becomes large, the vapor deposition apparatus itself becomes large, and the equipment costs a lot. In addition, if the detector has scratches (lines, dots) during manufacturing, it will not be a product. When mass-producing a large-sized detector, in order to maintain quality, it was necessary to be prepared for a large loss of the large-sized detector with scratches.

【００２３】そこで、小面積の検出器パネルを複数製造
し、これらを接合することにより大面積の検出器を実現
する。図５は４枚の検出器パネルを組合せた場合を示す
図である。同図に示すように、外部コネクションａx ，
ａy を接合部以外の辺に設けるようにする。外部コネク
ションａx は、例えば駆動パルスを与えるためのもので
あり、外部コネクションａy は、信号読み出しのための
ものである。Therefore, a large-area detector is realized by manufacturing a plurality of small-area detector panels and joining them. FIG. 5 is a diagram showing a case where four detector panels are combined. As shown in the figure, the external connection ax,
Ay should be provided on the side other than the joint. The external connection ax is for giving a drive pulse, for example, and the external connection ay is for signal reading.

【００２４】さらに、検出器パネルの接合部は図６
（ａ），（ｂ）に示すような構造とする。同図（ａ）
は、検出器パネルのＸ軸方向（同図左右方向）の接合部
のマージンを示す図であり、１画素有効開口部の１辺か
ら隣の開口部の１辺までの距離をＤx 、１画素有効開口
部の１辺の長さをＡx とするとき、接合部のマージン
を、(Ｄx-Ａx)/2とする。また、同図（ｂ）は、検出器
パネルのＹ軸方向（同図上下方向）の接合部のマージン
を示す図であり、１画素有効開口部の１辺から隣の開口
部の１辺までの距離をＤY 、１画素有効開口部の１辺の
長さをＡY とするとき、接合部のマージンを、( ＤY-Ａ
Y)/2とする。Further, the joint portion of the detector panel is shown in FIG.
The structure is as shown in (a) and (b). FIG.
FIG. 4 is a diagram showing a margin of a joint portion in the X-axis direction (horizontal direction in the figure) of the detector panel, where a distance from one side of one pixel effective opening to one side of an adjacent opening is Dx, one pixel When the length of one side of the effective opening is Ax, the margin of the joint is (Dx-Ax) / 2. Further, FIG. 2B is a diagram showing a margin of a joint portion in the Y-axis direction (vertical direction in the same figure) of the detector panel, which is from one side of one pixel effective opening to one side of an adjacent opening. Where DY is the distance of 1 pixel and 1 side of the effective opening of the pixel is AY, the margin of the joint is (DY-A
Y) / 2.

【００２５】このようにマージンを設定することによ
り、検出器パネルを接合した際に、隣合う有効画素開口
部間の距離が等しくなるので画素のずれが生じることが
なく、大面積の検出器として用いることができる。な
お、各検出器パネル内の駆動パルスライン、信号読み出
しライン、電源ライン等の引き回し範囲を最も接合部に
近い画素ライン（行又は列）より接合部反対側として、
接合部近傍に駆動パルスライン、信号読み出しライン、
電源ライン等が配置されないようにすれば、接合部のマ
ージンを広く取ることができ好ましい。By setting the margins in this way, when the detector panels are joined, the distances between adjacent effective pixel openings become equal, so that there is no pixel shift, and a large area detector is provided. Can be used. In addition, the routing range of the drive pulse line, the signal readout line, the power supply line, etc. in each detector panel is set to the opposite side of the pixel line (row or column) closest to the junction,
Driving pulse line, signal readout line near the junction,
It is preferable that the power supply line and the like are not arranged because a wide margin can be secured at the joint portion.

【００２６】ところで、信号読み出し部５０は、フォト
ダイオード検出器１３から光電変換により得られた信号
を複数のマルチプレクサを介して読み出すとともに、各
々のマルチプレクサの出力特性に応じて読み出した信号
を補正して出力するものであることは既に述べたが、こ
こで、個々のマルチプレクサ（本実施例ではｎ個設けら
れていることとする）の出力特性に応じた補正の具体例
について詳しく説明する。図７〜図８はこのような補正
を行う信号読み出し部５０の回路構成の一例を示す図で
あり、図９は、以上のような信号読み出し部５０が補正
後データを出力するまでの動作をまとめたフローチャー
トである。The signal reading section 50 reads the signal obtained by photoelectric conversion from the photodiode detector 13 through a plurality of multiplexers, and corrects the read signal according to the output characteristics of each multiplexer. Although it has already been described that the output is performed, a specific example of the correction according to the output characteristics of each multiplexer (in this embodiment, n pieces are provided) will be described in detail. 7 to 8 are diagrams showing an example of the circuit configuration of the signal reading unit 50 which performs such correction, and FIG. 9 shows the operation until the signal reading unit 50 outputs the corrected data as described above. It is the summarized flowchart.

【００２７】第１のマルチプレクサ５８0 〜５８n は、
フォトダイオード検出器１３の所定数の出力５７0 〜５
７n 毎に設けられ、いずれか一の出力を選択的に読み出
す。以下、第１のマルチプレクサ５８0 〜５８n の各々
の出力をＭＰＸ１(0) 〜ＭＰＸ１(n) と表記する。６０
0 〜６０n は、第１のマルチプレクサ５８0 〜５８nに
対応して設けられ、ＭＰＸ１(0) 〜ＭＰＸ１(n) の基準
電圧をクランプし電流積分する回路である。The first multiplexers 580 to 58n are
A predetermined number of outputs 570 to 5 of the photodiode detector 13
It is provided for every 7n, and one of the outputs is selectively read. Hereinafter, the outputs of the first multiplexers 580 to 58n will be referred to as MPX1 (0) to MPX1 (n). 60
0 to 60n are circuits which are provided corresponding to the first multiplexers 580 to 58n and which clamp the reference voltages of MPX1 (0) to MPX1 (n) and integrate the current.

【００２８】６２0,1 〜６２n-1,n は、隣合う２つの第
１のマルチプレクサ５８の出力（ＭＰＸ１）を入力し、
該出力データ同士を除算する、又は出力データの加算平
均を求めそれぞれの出力データを除算することにより補
正係数を算出する第１のマルチプレクサ間補正係数
（α′、β′）算出器である。620,1 to 62n-1, n input the outputs (MPX1) of two adjacent first multiplexers 58,
It is a first inter-multiplexer correction coefficient (α ', β') calculator that calculates the correction coefficient by dividing the output data or by calculating the arithmetic mean of the output data and dividing each output data.

【００２９】なお、α′(i;i+1) は、偶数番目の第１の
マルチプレクサ５８i と奇数番目の第１のマルチプレク
サ５８i+1 との間の係数であり、β′(j;j+1) は、奇数
番目の第１のマルチプレクサ５８j と偶数番目の第１の
マルチプレクサ５８j+1 との間の係数である。Note that α '(i; i + 1) is a coefficient between the even-numbered first multiplexer 58i and the odd-numbered first multiplexer 58i + 1, and β'(j; j + 1) is a coefficient between the odd-numbered first multiplexer 58j and the even-numbered first multiplexer 58j + 1.

【００３０】第２のマルチプレクサ６３は、６０0 〜６
０n から出力されたＭＰＸ１(0) 〜ＭＰＸ１(n) を入力
し、これらを一時的に記憶するとともに一の値を選択し
て出力する。また、６２0,1 〜６２n-1,n からの第１の
マルチプレクサ間補正係数（α′、β′）を入力し、こ
れらを一時的に記憶するとともに一の値を選択して出力
する。The second multiplexer 63 is provided with 600 to 6
MPX1 (0) to MPX1 (n) output from 0n are input, these are temporarily stored, and one value is selected and output. Further, the first inter-multiplexer correction coefficients (α ', β') from 620,1 to 62n-1, n are input, these are temporarily stored, and one value is selected and output.

【００３１】６４は、補正係数（α，β）算出部であ
り、第２のマルチプレクサ６３から出力された第１のマ
ルチプレクサ間補正係数（α′、β′）に基づいて、Ｍ
ＰＸ１(0) 〜ＭＰＸ１(n) のそれぞれに対して与える補
正係数を全て算出する。例えば補正係数αは次の式に従
って算出する。（βも同様） α(i-1;i)=α′(01)・β′(12) … α′(i-1;i) 注）α′(01)を基準としてＭＰＸ１(0) 〜ＭＰＸ１(n)
を補正する場合 ６６は乗算器への乗数設定器であり、補正係数算出部６
４から送られた補正係数に基づいて、ＭＰＸ１(0) 〜Ｍ
ＰＸ１(n) の補正値（ゲイン乗算値）を設定する回路で
ある。６８0 〜６８n は乗算器であり、ＭＰＸ１(0) 〜
ＭＰＸ１(n) に補正係数を乗算して出力する回路であ
る。６９0 〜６９n はＡ／Ｄ変換器であり、乗算器６８
からの出力電圧をサンプル・ホールドすると共にＡ／Ｄ
変換する回路である。補正がなされたＭＰＸ１(0) 〜Ｍ
ＰＸ１(n) がＡ／Ｄ変換器６９0 〜６９n-1 から出力さ
れた時点で１画素の読み出しが終了する。なお、１画素
を読み出すために要する時間を図１０のタイミングチャ
ートに示す。Reference numeral 64 denotes a correction coefficient (α, β) calculation unit, which calculates M based on the first inter-multiplexer correction coefficient (α ', β') output from the second multiplexer 63.
All the correction factors given to each of PX1 (0) to MPX1 (n) are calculated. For example, the correction coefficient α is calculated according to the following formula. (Β is also the same) α (i-1; i) = α ′ (01) ・ β ′ (12)… α ′ (i-1; i) Note) MPX1 (0) 〜 based on α ′ (01) MPX1 (n)
When the correction coefficient calculation unit 6
MPX1 (0) to M based on the correction coefficient sent from
This is a circuit for setting a correction value (gain multiplication value) of PX1 (n). 680-68n are multipliers, and MPX1 (0)-
This is a circuit that multiplies MPX1 (n) by a correction coefficient and outputs the result. 690 to 69n are A / D converters, and a multiplier 68
A / D while sampling and holding the output voltage from the
It is a circuit to convert. MPX1 (0) to M corrected
At the time when PX1 (n) is output from the A / D converters 690 to 69n-1, the reading of one pixel is completed. A timing chart of FIG. 10 shows the time required to read one pixel.

【００３２】このようにして読み出され、補正がなされ
たＭＰＸ１(0) 〜ＭＰＸ１(n) はメモリ書き込み制御回
路７０に送られる。メモリ書き込み制御回路７０は、Ａ
／Ｄ変換されディジタル信号となったＭＰＸ１(0) 〜Ｍ
ＰＸ１(n) を画像メモリ２５に供給する回路である。Ｍ
ＰＸ１(0) 〜ＭＰＸ１(n) 、すなわち画素データは例え
ば画像上で左上の画素データを画像メモリ２５の１番目
の番地に対応させ、その右隣の画素データを２番目の番
地に対応させ、画像の右端まで到達すると、画素の行を
１段下げて次の番地に対応させるという具合に順次記憶
させる。The MPX1 (0) to MPX1 (n) thus read and corrected are sent to the memory write control circuit 70. The memory write control circuit 70 is
MPX1 (0) to M converted into digital signals by D / D conversion
This is a circuit that supplies PX1 (n) to the image memory 25. M
For PX1 (0) to MPX1 (n), that is, for pixel data, for example, the upper left pixel data on the image is associated with the first address of the image memory 25, and the pixel data adjacent to the right is associated with the second address. When the right edge of the image is reached, the row of pixels is moved down by one row to correspond to the next address, and so on.

【００３３】このようにして、第１のマルチプレクサ５
８0 〜５８n 間の出力特性の違いを補正係数として算出
し、この補正係数に基づいて出力を補正するようにして
いるので、画像メモリ２５に供給される時点において精
度の良いデータが得られることになる。In this way, the first multiplexer 5
Since the difference in the output characteristics between 80 to 58n is calculated as the correction coefficient and the output is corrected based on this correction coefficient, accurate data can be obtained at the time of being supplied to the image memory 25. Become.

【００３４】次に、以上のように構成された本実施例の
動作を説明する。本実施例の動作としては撮影モードと
透視モードとからなる２つのモードにおける動作があ
る。 ＜撮影モード＞ (1) Ｘ線曝射 Ｘ線発生部１の高圧発生器により撮影モードでＸ線を曝
射する。モードの指定はコンソール３を用いて行う。Ｘ
線の曝射時間は、ＡＥＣ（従来と同じ機能）によって決
定される。撮影モードが選択されているので、フォトダ
イードの印加電圧は少なく、例えば図４では、１Ｖが与
えられる。この印加電圧では、フォトダイオードは、増
倍効果はないが、入射する最大光量を多くとることがで
きる。 (2) Ｘ線検出 検出部２０は、撮影モードでＸ線を検出する。Next, the operation of the present embodiment configured as above will be described. The operation of this embodiment includes an operation in two modes including a photographing mode and a see-through mode. <Radiographing mode> (1) X-ray exposure The high-voltage generator of the X-ray generator 1 radiates X-rays in radiographing mode. The mode is designated using the console 3. X
The exposure time of the line is determined by AEC (same function as conventional). Since the photographing mode is selected, the voltage applied to the photodiode is small, and for example, 1 V is applied in FIG. With this applied voltage, the photodiode does not have a multiplication effect, but the maximum amount of incident light can be increased. (2) X-ray detection The detection unit 20 detects X-rays in the photographing mode.

【００３５】患者を通過したＸ線は、まず、増感部１１
のＧＯＳ（または、ＮａＩ、Ｃｓｌなどの柱状結晶でも
よい）でＸ線−光変換される。被写体側に戻る光に関し
ては、反射コーティングによって検出器側に反射させて
いる。The X-rays that have passed through the patient are first sensitized by the intensifying section 11.
X-ray is converted into light by GOS (or columnar crystals such as NaI and Csl). The light returning to the subject side is reflected to the detector side by a reflective coating.

【００３６】増感部から出力される光は、フォトダイオ
ード検出要素のフォトダイオード４０に光の強弱に応じ
た電流を流すことに寄与し、各画素のコンデンサ４２に
電荷として蓄積する。The light output from the sensitizer contributes to the flow of a current according to the intensity of the light in the photodiode 40 of the photodiode detection element, and is accumulated as a charge in the capacitor 42 of each pixel.

【００３７】一行分の画素の電荷をＴＦＴ４４をｏｎ状
態にすることで一度に読み出す。信号読みだし部５０に
よってゲインの補正がされた画素データが逐次読み出さ
れ、画像メモリ２５の適切な番地に格納される。The charges of the pixels for one row are read at once by turning on the TFT 44. The pixel data whose gain has been corrected by the signal reading unit 50 is sequentially read and stored in an appropriate address of the image memory 25.

【００３８】そして、画像メモリ２５に記憶された画像
データを、フィルムに出力（フィルムハードコピー）
し、診断に供する。 (3) 画像処理 画像処理部２６は、以下に挙げるような画像処理を行う
が、画像処理の内容としてはこれらに限定されるもので
はない。Then, the image data stored in the image memory 25 is output to a film (film hard copy).
And use it for diagnosis. (3) Image Processing The image processing unit 26 performs the following image processing, but the content of the image processing is not limited to these.

【００３９】・キズ補正：画像メモリ２５の画像データ
を読み出し、隣接する画素の値を比較し、その差が、ス
レッシホルド（例えば１００ｃｎｔ以上）を超える場合
はその画素をキズ画素とみなし、周辺画素の画素値の平
均値などで置き換える。信号読み出し線方向に一様に画
素値の差（例えば１０ｃｎｔ以上）ある場合は、その読
みだし線の信号全体に隣接する画素値の差分の平均（右
画素の差分と左画素の差分との平均）を加算する。Scratch correction: The image data of the image memory 25 is read, the values of adjacent pixels are compared, and if the difference exceeds a threshold (for example, 100 cnt or more), the pixel is regarded as a defective pixel, and the pixel of the peripheral pixel Replace with the average value of pixel values. If there is a uniform pixel value difference (for example, 10 cnt or more) in the signal readout line direction, the average of the differences between the pixel values adjacent to the entire signal of the readout line (the average of the difference between the right pixel and the left pixel) ) Is added.

【００４０】以上の操作が終了した画素データは画像メ
モリ２５に再格納する。 ・画素加算：解像度１／２に画素加算する場合は、左上
の画素を原点とすると、その画素と右隣の画素および原
点の下隣の画素とその右隣の画素の計４画素の値を加算
して、新しい１画素として画像メモリ２５の別の領域に
格納する。The pixel data for which the above operation has been completed is stored again in the image memory 25. Pixel addition: When adding pixels to a resolution of 1/2, assuming that the upper left pixel is the origin, the value of a total of 4 pixels including that pixel, the pixel on the right side, and the pixel on the lower side of the origin and the pixel on the right side The values are added and stored as a new pixel in another area of the image memory 25.

【００４１】・階調処理：特定の画素値範囲を指定し、
表示装置（ここではモニタ２８）の表示濃度（輝度）範
囲にマッピングして、表示時の濃度分解能を調整する。
そのために画像処理部２６では画素値範囲と表示濃度の
マッピングテーブルを作成し、そのテーブルから画素値
に対応する表示濃度を算出し、表示用画素値を画像メモ
リ２５の別の領域に格納する。Gradation processing: by specifying a specific pixel value range,
The density resolution at the time of display is adjusted by mapping on the display density (luminance) range of the display device (here, the monitor 28).
Therefore, the image processing unit 26 creates a mapping table of the pixel value range and the display density, calculates the display density corresponding to the pixel value from the table, and stores the display pixel value in another area of the image memory 25.

【００４２】・周波数処理：画像の高周波成分をのぞい
たり、エッジ成分を強調するなどの処理を行う。画素に
重み付けをするフィルタと画素値のコンボリューション
を行い、結果を画像メモリ２５の別の領域に格納する。 (4) 画像表示 メモリから画素値を読みだし、逐次Ｄ／Ａ変換し、モニ
タ２８にデータを転送し画像を表示する。 (*) データ管理 前述したように、フィルムハードコピーに加え、画像メ
モリ２５の画像データをコンソール３からの指示によ
り、患者情報（検査情報）と関連づけてデータベース２
９（例えばハードディスク装置）に記憶する。後に患者
データをもとに画像データの画像メモリ２５への呼び出
しが可能で、そのデータを再表示することもできる。 ＜透視モード＞ (1) Ｘ線曝射 Ｘ線発生部１の高圧発生器により透視モードでＸ線を曝
射する。モードの指定はコンソール３を用いて行う。Ｘ
線の曝射時間は、ＡＥＣ（従来と同じ機能）によって決
定される。透視モードが選択されているので、フォトダ
イオードの印加電圧は大きく、例えば図４では１０Ｖが
与えられる。この印加電圧では、フォトダイオードは、
増倍効果が例えば２０倍あり、入射する最低光量が低く
てＳ／Ｎの良い画像が得られる。 (2) Ｘ線検出 検出部２０は、透視モードでＸ線を検出する。Frequency processing: processing such as looking into high-frequency components of an image or emphasizing edge components is performed. A pixel weighting filter and pixel value convolution are performed, and the result is stored in another area of the image memory 25. (4) Pixel values are read from the image display memory, sequentially D / A converted, and data is transferred to the monitor 28 to display an image. (*) Data management As described above, in addition to the film hard copy, the image data in the image memory 25 is associated with the patient information (examination information) by the instruction from the console 3 and the database 2
9 (for example, a hard disk device). The image data can be called to the image memory 25 later based on the patient data, and the data can be displayed again. <Fluoroscopic mode> (1) X-ray exposure The high-voltage generator of the X-ray generator 1 irradiates X-rays in fluoroscopic mode. The mode is designated using the console 3. X
The exposure time of the line is determined by AEC (same function as conventional). Since the transparent mode is selected, the applied voltage to the photodiode is large, for example, 10 V is applied in FIG. With this applied voltage, the photodiode
The multiplication effect is, for example, 20 times, and the minimum amount of incident light is low, so that an image with good S / N can be obtained. (2) X-ray detection The detection unit 20 detects X-rays in the fluoroscopic mode.

【００４３】患者を通過したＸ線は、まず、増感部１１
のＧＯＳ（または、Ｃｓｌなどの柱状結晶でもよい）で
Ｘ線光変換される。被写体側に戻る光に関しては、反射
コーティングによって検出器側に反射させている。増感
部１１から出力される光は、フォトダイオード検出要素
のフォトダイオード４０に光の強弱に応じた電流を流す
ことに寄与し、各画素のコンデンサ４２に電荷として蓄
積する。一行分の画素の電荷をＴＦＴ４４をｏｎ状態に
することで一度に読み出す。The X-ray passing through the patient is first sensitized by the intensifying section 11.
X-ray is converted by GOS (or a columnar crystal such as Csl). The light returning to the subject side is reflected to the detector side by a reflective coating. The light output from the sensitizing unit 11 contributes to the flow of a current according to the intensity of the light in the photodiode 40 of the photodiode detection element, and is accumulated as a charge in the capacitor 42 of each pixel. The charges of the pixels for one row are read at once by turning on the TFTs 44.

【００４４】信号読みだし部５０によってゲインの補正
がされた画素データが逐次読み出され、画像メモリ２５
の適切な番地に格納される。または、画像メモリ２５に
書き込まずに、直接モニタ２８に画素データを表示す
る。The pixel data whose gain has been corrected by the signal reading section 50 is sequentially read out, and the image memory 25
It is stored in the appropriate address of. Alternatively, the pixel data is directly displayed on the monitor 28 without being written in the image memory 25.

【００４５】この場合、各画素のＡ／Ｄ変換されたディ
ジタル出力は、ディジタルマルチプレクサで整理された
後Ｄ／Ａ変換されてモニタに送られるようにする。(3)
画像処理、(4) 画像表示、(*) データ管理については、
＜撮影モード＞と同様に動作する。In this case, the A / D-converted digital output of each pixel is arranged by the digital multiplexer, D / A-converted, and sent to the monitor. (3)
Image processing, (4) image display, (*) data management,
The operation is the same as in <shooting mode>.

【００４６】以上説明した本実施例によれば、 （１）増感部１１により被検体Ｐを透過したＸ線を光信
号に変換し、フォトダイオード検出器１３により増倍部
１１からの光信号を、所定の増倍率で増倍して光電変換
し、増倍率設定部３０により被検体Ｐを透視する場合の
増倍率を得るための第１の印可電圧及び被検体Ｐを撮影
する場合の増倍率を得るための第２の印可電圧のいずれ
かをフォトダイオード検出器１３に印加することができ
る。 （２）複数のフォトダイオード検出器１３は各々が有効
画素の開口部を有し、該有効画素の開口部に入射した光
信号を光電変換し、さらに複数のフォトダイオード検出
器１３は各々の有効画素の開口部間の距離が一定となる
ように併設される。したがって、各々の画素位置のずれ
が生じることがない。 （３）所定数のフォトダイオード検出器１３毎に設けら
れ、所定数のフォトダイオード検出器１３の出力が入力
される複数の第１のマルチプレクサは、いずれか一の入
力を選択的に出力し、第１のマルチプレクサ間補正係数
算出回路６２及び補正係数算出回路６４は複数の第１の
マルチプレクサのそれぞれの出力レベル特性の違いを検
出し、検出した違いに応じた第１のマルチプレクサ毎の
補正値を算出し、乗算器への乗数設定器６６及び乗算器
６８は複数の第１のマルチプレクサの出力を算出された
補正値に基づいて補正することができる。According to the present embodiment described above, (1) the X-ray transmitted through the object P is converted into an optical signal by the sensitizing unit 11, and the optical signal from the multiplying unit 11 is converted by the photodiode detector 13. Are multiplied by a predetermined multiplication factor and photoelectrically converted, and a first applied voltage for obtaining a multiplication factor when the subject P is seen through the multiplication factor setting unit 30 and an increase when the subject P is imaged. Either of the second applied voltages for obtaining the magnification can be applied to the photodiode detector 13. (2) Each of the plurality of photodiode detectors 13 has an opening portion of an effective pixel, photoelectrically converts an optical signal incident on the opening portion of the effective pixel, and each of the plurality of photodiode detectors 13 has an effective portion. The pixels are provided side by side so that the distance between the openings is constant. Therefore, the displacement of each pixel position does not occur. (3) The plurality of first multiplexers provided for each of the predetermined number of photodiode detectors 13 and to which the outputs of the predetermined number of photodiode detectors 13 are input selectively output any one input, The first inter-multiplexer correction coefficient calculation circuit 62 and the correction coefficient calculation circuit 64 detect a difference in output level characteristic of each of the plurality of first multiplexers, and obtain a correction value for each first multiplexer according to the detected difference. The multiplier setting unit 66 and the multiplier 68 for calculating the multiplier can correct the outputs of the plurality of first multiplexers based on the calculated correction values.

【００４７】なお、本発明は上述した実施例に限定され
ず、種々変形して実施可能である。例えば、本実施例で
は、透視モードあるいは撮影モードといった臨床条件を
使用条件とし、光電流の増倍率を変化させる場合につい
て説明したが、使用条件としてはこれに限定されるもの
ではない。例えば管電圧、管電流、ＦＦＤ（Ｘ線管焦点
から検出器までの距離）、被写体厚等の撮影条件を使用
条件としてもよい。なお、このような撮影条件は、Ｘ線
制御部２から取得することができる。The present invention is not limited to the above-mentioned embodiments, but can be modified in various ways. For example, in the present embodiment, the clinical condition such as the fluoroscopic mode or the imaging mode is set as the use condition, and the case where the multiplication factor of the photocurrent is changed has been described, but the use condition is not limited to this. For example, tube voltage, tube current, FFD (distance from X-ray tube focus to detector), subject thickness, and other imaging conditions may be used. Note that such imaging conditions can be acquired from the X-ray control unit 2.

【００４８】また、入射Ｘ線量に応じた増倍率を得るた
めの印加電圧の値を事前に設定しておき、ＡＥＣにより
単位時間当たりに検出器に入射するＸ線量を測定し、そ
の値に応じて増倍率を変化させるようにしてもよい。Further, the value of the applied voltage for obtaining the multiplication factor corresponding to the incident X-ray dose is set in advance, the X-ray dose incident on the detector per unit time is measured by AEC, and the value is determined according to the value. Alternatively, the multiplication factor may be changed.

【００４９】以上のように構成すれば、より細かく光電
流の増倍率を制御することができる。さらに、図１１
（ａ）に示すように、撮影条件から印加電圧を自動的か
つ連続的に算出する回路を付加すれば、使用条件に応じ
た印加電圧の設定が不要となる。また、図１１（ｂ）に
示すように、この場合の撮影条件をコンソール３から入
力するようにしてもよい。With the above arrangement, the multiplication factor of the photocurrent can be controlled more finely. Further, FIG.
As shown in (a), if a circuit for automatically and continuously calculating the applied voltage from the photographing condition is added, it becomes unnecessary to set the applied voltage according to the use condition. Further, as shown in FIG. 11B, the shooting conditions in this case may be input from the console 3.

【００５０】さらにまた、図１１（ｃ）に示すように、
ＡＥＣ出力に基づいて、単位時間当たりの信号平均出力
を算出し、その値に応じて連続的に対応する印加電圧を
設定するようにしてもよい。Furthermore, as shown in FIG. 11 (c),
The average signal output per unit time may be calculated based on the AEC output, and the corresponding applied voltage may be continuously set according to the calculated value.

【００５１】[0051]

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、以
下の放射線検出器を提供できる。 （１）透視あるいは撮影といった臨床条件に応じて動作
する放射線検出器。 （２）複数の検出器を複数接合して大面積の検出器とし
て用いることが可能な放射線検出器。 （３）複数マルチプレクサ間の出力を高速に補正する放
射線検出器。As described above, according to the present invention, the following radiation detector can be provided. (1) A radiation detector that operates according to clinical conditions such as fluoroscopy or radiography. (2) A radiation detector that can be used as a large-area detector by joining a plurality of detectors. (3) A radiation detector that corrects the output between multiple multiplexers at high speed.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図１】本発明の実施例に係る放射線検出器を備えた放
射線診断装置の概略構成を示すブロック図。FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a radiation diagnostic apparatus including a radiation detector according to an exemplary embodiment of the present invention.

【図２】検出器２０の概略構造を示す模式図。FIG. 2 is a schematic diagram showing a schematic structure of a detector 20.

【図３】フォトダイオード検出器１３の構造を説明する
ための図。FIG. 3 is a diagram for explaining the structure of a photodiode detector 13.

【図４】コンソール３による使用条件の設定・切換えを
説明するための図。FIG. 4 is a diagram for explaining setting / switching of usage conditions by the console 3.

【図５】検出器パネルを複数枚組み合わせる例を示す図
であり、特に４枚の検出器パネルを組合せた例を示す
図。FIG. 5 is a diagram showing an example in which a plurality of detector panels are combined, and in particular, a diagram showing an example in which four detector panels are combined.

【図６】検出器パネルの接合部の構造を説明するための
図。FIG. 6 is a diagram for explaining a structure of a joint portion of a detector panel.

【図７】信号読み出し部５０の回路構成の一例を示す
図。FIG. 7 is a diagram showing an example of a circuit configuration of a signal reading unit 50.

【図８】信号読み出し部５０の回路構成の一例を示す
図。FIG. 8 is a diagram showing an example of a circuit configuration of a signal reading unit 50.

【図９】信号読み出し部５０が補正後データを出力する
までの動作をまとめたフローチャート。FIG. 9 is a flowchart summarizing the operation of the signal reading unit 50 until outputting corrected data.

【図１０】１画素を読み出すために要する時間を示すタ
イミングチャート。FIG. 10 is a timing chart showing the time required to read one pixel.

【図１１】本実施例の変形例を説明するための図。FIG. 11 is a diagram for explaining a modified example of the present embodiment.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１…Ｘ線発生部、２…Ｘ線制御部、３…コンソール、１
０…寝台、１１…増感部、１３…フォトダイオード検出
器、２０…検出部、２２…ＣＰＵ、２５…画像メモリ、
２６…画像処理部、２７…Ｄ／Ａ変換器、２８…モニ
タ、２９…データベース、３０…増倍率設定部。1 ... X-ray generator, 2 ... X-ray controller, 3 ... Console, 1
0 ... Bed, 11 ... Sensitizing section, 13 ... Photodiode detector, 20 ... Detection section, 22 ... CPU, 25 ... Image memory,
26 ... Image processing unit, 27 ... D / A converter, 28 ... Monitor, 29 ... Database, 30 ... Gain setting unit.

Claims (4)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 入射した放射線を光信号に変換する放射
線／光変換手段と、 前記放射線／光変換手段からの光信号を所定の増倍率で
増倍するとともに光電変換する光電変換手段と、 前記光電変換手段の増倍率を変化させる手段とを備えた
ことを特徴とする放射線検出器。1. A radiation / light conversion means for converting incident radiation into an optical signal, and a photoelectric conversion means for multiplying an optical signal from the radiation / light conversion means by a predetermined multiplication factor and photoelectrically converting the same. And a means for changing the multiplication factor of the photoelectric conversion means. 【請求項２】 放射線を曝射することにより被検体を透
視あるいは撮影して得られた画像を出力する放射線診断
装置に用いられる放射線検出器おいて、 前記被検体を透過した放射線を光信号に変換する放射線
／光変換手段と、 前記放射線／光変換手段からの光信号を、印加電圧に応
じた所定の増倍率で増倍して光電変換する光電変換手段
と、 前記被検体を透視する場合は第１の増倍率を得るための
第１の印可電圧、前記被検体を撮影する場合は第２の増
倍率を得るための第２の印可電圧を前記光電変換手段に
印加する手段とを具備することを特徴とする放射線検出
器。2. A radiation detector used in a radiation diagnostic apparatus that outputs an image obtained by fluoroscopically or imaging a subject by exposing the radiation to radiation, wherein the radiation transmitted through the subject is converted into an optical signal. Radiation / light conversion means for converting, photoelectric conversion means for photoelectrically converting an optical signal from the radiation / light conversion means by a predetermined multiplication factor according to an applied voltage, and a case of seeing through the subject A means for applying a first applied voltage for obtaining a first multiplication factor and a second applied voltage for obtaining a second multiplication factor to the photoelectric conversion means when the subject is imaged. A radiation detector characterized by: 【請求項３】 入射した放射線を光信号に変換する放射
線／光変換手段と、 各々が有効画素領域を有し、該有効画素領域に入射した
前記光信号を光電変換する複数の光電変換手段とを具備
し、 前記複数の光電変換手段は、全ての有効画素領域間の距
離が一定となるように並設されることを特徴とする放射
線検出器。3. A radiation / light conversion means for converting incident radiation into an optical signal, and a plurality of photoelectric conversion means each having an effective pixel region and photoelectrically converting the optical signal incident on the effective pixel region. The radiation detector, wherein the plurality of photoelectric conversion units are arranged in parallel so that the distances between all the effective pixel regions are constant. 【請求項４】 入射した放射線を光信号に変換する放射
線／光変換手段と、 前記放射線／光変換手段からの光信号を光電変換する複
数の光電変換手段と、 所定数の前記光電変換手段毎に設けられ、所定数の光電
変換手段の出力が入力され、いずれか一の入力を選択的
に出力する複数の選択手段と、 前記複数の選択手段のそれぞれの出力レベル特性の違い
を検出し、検出した違いに応じた選択手段毎の補正値を
算出する手段と、 前記複数の選択手段の出力を前記算出手段の出力に基づ
いて補正する手段とを具備することを特徴とする放射線
検出器。4. A radiation / light conversion means for converting incident radiation into an optical signal, a plurality of photoelectric conversion means for photoelectrically converting an optical signal from the radiation / light conversion means, and a predetermined number of the photoelectric conversion means. Is provided with the output of a predetermined number of photoelectric conversion means, a plurality of selecting means for selectively outputting any one of the inputs, and detecting the difference in the output level characteristics of each of the plurality of selecting means, A radiation detector comprising: a unit that calculates a correction value for each selection unit according to the detected difference; and a unit that corrects the outputs of the plurality of selection units based on the outputs of the calculation unit.