JP2012083170A

JP2012083170A - Radiation image shooting device

Info

Publication number: JP2012083170A
Application number: JP2010228623A
Authority: JP
Inventors: Hideaki Miyagawa; 英明宮川; Kenji Okajima; 謙二岡島; Tetsuo Nishi; 哲夫西
Original assignee: Konica Minolta Medical and Graphic Inc
Current assignee: Konica Minolta Medical and Graphic Inc
Priority date: 2010-10-08
Filing date: 2010-10-08
Publication date: 2012-04-26

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a radiation image shooting device capable of reducing the influence of noise on image data, when an IC is provided on a flexible circuit substrate and wiring is routed.SOLUTION: A radiation image shooting device 1 comprises a flexible circuit substrate 12 for connecting wiring on a sensor substrate 4 on which radiation detecting elements 7 are two-dimensionally aligned, and wiring on a PCB substrate 33 provided with memory means 23 for storing image data read out at least from the radiation detecting elements 7. On a film 12F of the flexible circuit substrate 12, at least an IC chip 12a used for reading out the image data is mounted. A capacitor 12d connecting wiring 12b for supplying electric power to the IC chip 12a and wiring 12c for supplying reference potential corresponding to the electric power to the IC chip 12a is provided on the film 12F of the flexible circuit substrate 12 on which the IC chip 12a is mounted.

Description

本発明は、放射線画像撮影装置に関する。 The present invention relates to a radiographic image capturing apparatus.

照射されたＸ線等の放射線の線量に応じて検出素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる直接型の放射線画像撮影装置や、照射された放射線をシンチレータ等で可視光等の他の波長の電磁波に変換した後、変換され照射された電磁波のエネルギに応じてフォトダイオード等の光電変換素子で電荷を発生させて電気信号に変換するいわゆる間接型の放射線画像撮影装置が種々開発されている。なお、本発明では、直接型の放射線画像撮影装置における検出素子や、間接型の放射線画像撮影装置における光電変換素子を、あわせて放射線検出素子という。 A so-called direct type radiographic imaging device that generates electric charges by a detection element in accordance with the dose of irradiated radiation such as X-rays and converts it into an electrical signal, or other radiation such as visible light with a scintillator or the like. Various so-called indirect radiographic imaging devices have been developed that convert charges to electromagnetic waves after being converted into electrical signals by generating electric charges with photoelectric conversion elements such as photodiodes in accordance with the energy of the converted and irradiated electromagnetic waves. Yes. In the present invention, the detection element in the direct type radiographic imaging apparatus and the photoelectric conversion element in the indirect type radiographic imaging apparatus are collectively referred to as a radiation detection element.

このタイプの放射線画像撮影装置はＦＰＤ（Flat Panel Detector）として知られてお
り、従来は支持台等と一体的に形成された、いわゆる専用機として構成されていたが（例えば特許文献１参照）、近年、放射線検出素子等をハウジングに収納した可搬型の放射線画像撮影装置が開発され、実用化されている（例えば特許文献２、３参照）。 This type of radiographic image capturing apparatus is known as an FPD (Flat Panel Detector), and is conventionally configured as a so-called dedicated machine integrally formed with a support base or the like (see, for example, Patent Document 1). In recent years, a portable radiographic imaging apparatus in which a radiation detection element or the like is housed in a housing has been developed and put into practical use (see, for example, Patent Documents 2 and 3).

ところで、これらの放射線画像撮影装置では、後述する図４の平面図や図７等の等価回路図に示すように、ガラス基板等のセンサ基板４上に複数の走査線５と複数の信号線６とが互いに交差するように配設され、走査線５や信号線６で区画されたセンサ基板４上の各領域ｒに放射線検出素子７がそれぞれ設けられ、放射線や、シンチレータで放射線から変換された電磁波の照射により各放射線検出素子７内に蓄積された電荷を信号線６を介して取り出すことで、各放射線検出素子７の電気信号を画像データとして読み出すようになっている。 By the way, in these radiographic imaging apparatuses, as shown in a plan view of FIG. 4 described later and an equivalent circuit diagram of FIG. 7 and the like, a plurality of scanning lines 5 and a plurality of signal lines 6 are formed on a sensor substrate 4 such as a glass substrate. Are arranged so as to cross each other, and a radiation detection element 7 is provided in each region r on the sensor substrate 4 partitioned by the scanning line 5 and the signal line 6, and converted from radiation or radiation by a scintillator. The electric signal accumulated in each radiation detection element 7 due to the irradiation of electromagnetic waves is taken out via the signal line 6 so that the electrical signal of each radiation detection element 7 is read out as image data.

しかし、放射線画像撮影装置の制御手段２２や記憶手段２３、バッテリ２４等を、走査線５や信号線６、放射線検出素子７等が形成されたセンサ基板４の表面４ａ（後述する図４参照）と同じ面上に形成すると、放射線画像撮影装置のセンサ基板４が大型化してしまう。そのため、例えば、特許文献４に記載されているように、センサ基板４の表面４ａ上に走査線５や信号線６、放射線検出素子７等を設け、センサ基板４の端部部分で走査線５や信号線６等にフレキシブル回路基板の一端を接続する。 However, the control means 22, storage means 23, battery 24, etc. of the radiographic imaging apparatus are replaced with the surface 4a of the sensor substrate 4 on which the scanning lines 5, signal lines 6, radiation detection elements 7, etc. are formed (see FIG. 4 described later). If the sensor substrate 4 is formed on the same surface, the sensor substrate 4 of the radiographic apparatus is enlarged. Therefore, for example, as described in Patent Document 4, the scanning line 5, the signal line 6, the radiation detection element 7, and the like are provided on the surface 4 a of the sensor substrate 4, and the scanning line 5 is formed at the end portion of the sensor substrate 4. One end of the flexible circuit board is connected to the signal line 6 or the like.

そして、フレキシブル回路基板の他端に、制御手段２２や記憶手段２３等が設けられたプリント基板（プリント回路板等ともいう。以下、ＰＣＢ基板という。）を接続し、ＰＣＢ基板をセンサ基板４の例えば裏面側に配置するように構成される。このように構成することで、放射線画像撮影装置のセンサ基板４を含むセンサパネルＳＰ（後述する図３等参照）のコンパクト化を図ることが可能となる。 Then, the other end of the flexible circuit board is connected to a printed circuit board (also referred to as a printed circuit board or the like; hereinafter referred to as a PCB board) provided with the control means 22 or the storage means 23, and the PCB board is connected to the sensor board 4. For example, it is configured to be arranged on the back side. With this configuration, the sensor panel SP (see FIG. 3 described later) including the sensor substrate 4 of the radiographic image capturing apparatus can be made compact.

そして、特許文献４に記載されているように、後述する走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂを構成するゲートＩＣや、各読み出し回路１７が内部に構成された読み出しＩＣ１６等の各ＩＣを、ＰＣＢ基板上ではなく、上記のフレキシブル回路基板上に実装することで、センサパネルＳＰをさらにコンパクトに形成することが可能となる。 Then, as described in Patent Document 4, each IC such as a gate IC constituting a gate driver 15b of a scanning drive unit 15 to be described later, and a readout IC 16 in which each readout circuit 17 is configured is provided on a PCB substrate. By mounting on the flexible circuit board instead of the above, the sensor panel SP can be formed more compactly.

特開平９−７３１４４号公報JP-A-9-73144 特開２００６−５８１２４号公報JP 2006-58124 A 特開平６−３４２０９９号公報JP-A-6-342099 特開２００７−５７５３５号公報JP 2007-57535 A

ところで、上記のように、走査線５や信号線６等にフレキシブル回路基板を接続して配線を引き回したり、ゲートＩＣや読み出しＩＣ１６をフレキシブル回路基板上に設ける等すると、各機能部を接続する配線が長くなる。そのため、配線がアンテナのように作用して、外界からの電波や、放射線画像撮影装置内で各機能部が作動する際に発生する電波を拾い易くなり、ノイズが混入し易くなる。 By the way, as described above, when a flexible circuit board is connected to the scanning line 5, the signal line 6 or the like and the wiring is routed, or the gate IC or the readout IC 16 is provided on the flexible circuit board, the wiring for connecting the functional units is provided. Becomes longer. Therefore, the wiring acts like an antenna, so that it is easy to pick up radio waves from the outside and radio waves generated when each functional unit operates in the radiographic imaging apparatus, and noise is likely to be mixed.

特に、電源回路からフレキシブル回路基板上の各ＩＣに電力を供給する配線にノイズが混入すると、結果的に、読み出される画像データにもノイズが重畳し易くなる等の問題が生じる。そして、画像データにノイズが混入すると、Ｓ／Ｎ比が悪化して、生成される放射線画像の画質が低下してしまうという問題があった。 In particular, when noise is mixed in a wiring for supplying power from the power supply circuit to each IC on the flexible circuit board, there arises a problem that the noise is easily superimposed on the read image data. When noise is mixed in the image data, the S / N ratio is deteriorated, and there is a problem that the image quality of the generated radiation image is deteriorated.

本発明は、上記の問題点を鑑みてなされたものであり、フレキシブル回路基板上にＩＣを設けて配線を引き回す場合でも、画像データに対するノイズの影響を低減することが可能な放射線画像撮影装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above problems, and a radiographic imaging apparatus capable of reducing the influence of noise on image data even when an IC is provided on a flexible circuit board and wiring is routed. The purpose is to provide.

前記の問題を解決するために、本発明の放射線画像撮影装置は、
複数の走査線および複数の信号線が互いに交差するように配設され、前記複数の走査線および複数の信号線により区画された各領域にそれぞれ放射線検出素子が二次元状に配列されたセンサ基板と、
少なくとも前記放射線検出素子から読み出された画像データを記憶する記憶手段が設けられたＰＣＢ基板と、
前記センサ基板上の配線と、前記ＰＣＢ基板上の配線とを接続するフレキシブル回路基板と、
を備え、
前記フレキシブル回路基板のフィルム上には、少なくとも前記画像データの読み出し処理に用いられるＩＣチップが実装されており、
前記ＩＣチップに電力を供給する前記フィルム上の配線と、前記電力に対応する基準電位を当該ＩＣチップに供給する前記フィルム上の配線との間を接続するコンデンサが、当該ＩＣチップが実装されている前記フレキシブル回路基板のフィルムと同一のフィルム上に設けられていることを特徴とする。 In order to solve the above-described problem, the radiographic imaging device of the present invention includes:
A sensor substrate in which a plurality of scanning lines and a plurality of signal lines are arranged so as to cross each other, and radiation detection elements are two-dimensionally arranged in each region partitioned by the plurality of scanning lines and the plurality of signal lines. When,
A PCB substrate provided with storage means for storing at least image data read from the radiation detection element;
A flexible circuit board for connecting the wiring on the sensor board and the wiring on the PCB board;
With
On the film of the flexible circuit board, at least an IC chip used for reading out the image data is mounted,
A capacitor for connecting the wiring on the film for supplying power to the IC chip and the wiring on the film for supplying a reference potential corresponding to the power to the IC chip is mounted on the IC chip. It is provided on the same film as the film of the flexible circuit board.

本発明のような方式の放射線画像撮影装置によれば、フレキシブル回路基板のフィルム上にＩＣチップを実装して信号線等の配線をセンサ基板とＰＣＢ基板との間で引き回すように構成する際に、ＩＣチップが実装された同一のフィルム上に、当該ＩＣチップに電力を供給する配線と、当該電力に対応する基準電位を当該ＩＣチップに供給する配線との間を接続する各コンデンサを設けるため、ＩＣチップと各コンデンサとの距離を短縮することが可能となる。 According to the radiographic imaging apparatus of the system of the present invention, when an IC chip is mounted on a film of a flexible circuit board and wiring such as signal lines is routed between the sensor board and the PCB board, In order to provide each capacitor on the same film on which the IC chip is mounted, connecting the wiring for supplying power to the IC chip and the wiring for supplying a reference potential corresponding to the power to the IC chip. The distance between the IC chip and each capacitor can be shortened.

そのため、ＩＣチップと各コンデンサとを結ぶ配線の長さが短くなり、その部分を通じて、外界からの電波や放射線画像撮影装置内の各機能部で発生した電波がＩＣチップに流入する量を低減することが可能となる。そして、このように、ＩＣチップに流入する電波の量が低減されるため、読み出される画像データに重畳されるノイズを低減させることが可能となり、読み出された画像データのＳ／Ｎ比を改善することが可能となる。 For this reason, the length of the wiring connecting the IC chip and each capacitor is shortened, and through this portion, the amount of radio waves from the outside world and radio waves generated by the respective functional units in the radiographic imaging apparatus is reduced. It becomes possible. Since the amount of radio waves flowing into the IC chip is reduced in this way, it is possible to reduce noise superimposed on the read image data, and improve the S / N ratio of the read image data. It becomes possible to do.

本実施形態に係る放射線画像撮影装置の外観斜視図である。It is an external appearance perspective view of the radiographic imaging device concerning this embodiment. 図１の放射線画像撮影装置を反対側から見た外観斜視図である。It is the external appearance perspective view which looked at the radiographic imaging apparatus of FIG. 1 from the other side. 図１におけるＸ−Ｘ線に沿う断面図である。It is sectional drawing which follows the XX line in FIG. 放射線画像撮影装置のセンサ基板の構成を示す平面図である。It is a top view which shows the structure of the sensor board | substrate of a radiographic imaging apparatus. 図４のセンサ基板上の小領域に形成された放射線検出素子とＴＦＴ等の構成を示す拡大図である。It is an enlarged view which shows the structure of the radiation detection element, TFT, etc. which were formed in the small area | region on the sensor board | substrate of FIG. フレキシブル回路基板やＰＣＢ基板等が取り付けられたセンサ基板を説明する側面図である。It is a side view explaining the sensor board | substrate with which a flexible circuit board, a PCB board | substrate, etc. were attached. 放射線画像撮影装置の等価回路を表すブロック図である。It is a block diagram showing the equivalent circuit of a radiographic imaging apparatus. 検出部を構成する１画素分についての等価回路を表すブロック図である。It is a block diagram showing the equivalent circuit about 1 pixel which comprises a detection part. センサ基板とＰＣＢ基板とを接続するフレキシブル回路基板のフィルム上に実装されたＩＣチップや配線等を説明する図である。It is a figure explaining IC chip, wiring, etc. mounted on the film of the flexible circuit board which connects a sensor board and a PCB board. 電源回路からＩＣチップに電力を供給する配線、電力に対応する基準電位を供給する配、それらを接続するコンデンサ、およびＩＣチップとコンデンサとの距離等を説明する図である。It is a figure explaining the wiring etc. which supply the electric power from the power supply circuit to an IC chip, the distribution which supplies the reference potential corresponding to electric power, the capacitor | condenser which connects them, and the distance between an IC chip and a capacitor ＩＣチップが実装されたフレキシブル回路基板のフィルム上に設けられたコンデンサ等を説明する図である。It is a figure explaining the capacitor | condenser etc. which were provided on the film of the flexible circuit board with which the IC chip was mounted. フレキシブル回路基板のフィルム上にＩＣチップが接着剤で接着されて実装された状態の断面図である。It is sectional drawing of the state by which the IC chip was adhere | attached on the film of the flexible circuit board with the adhesive agent, and was mounted.

以下、本発明に係る放射線画像撮影装置の実施の形態について、図面を参照して説明する。 Embodiments of a radiographic image capturing apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings.

なお、以下では、放射線画像撮影装置が、シンチレータ等を備え、照射された放射線を可視光等の他の波長の電磁波に変換して電気信号を得るいわゆる間接型の放射線画像撮影装置である場合について説明するが、本発明は、直接型の放射線画像撮影装置に対しても適用することが可能である。また、放射線画像撮影装置が可搬型である場合について説明するが、支持台等と一体的に形成された、いわゆる専用機型の放射線画像撮影装置に対しても適用される。 In the following description, the radiographic imaging device is a so-called indirect radiographic imaging device that includes a scintillator or the like and converts the irradiated radiation into electromagnetic waves of other wavelengths such as visible light to obtain an electrical signal. As will be described, the present invention can also be applied to a direct radiographic imaging apparatus. Although the case where the radiographic imaging apparatus is portable will be described, the present invention is also applicable to a so-called dedicated type radiographic imaging apparatus formed integrally with a support base or the like.

図１は、本実施形態に係る放射線画像撮影装置の外観斜視図であり、図２は、放射線画像撮影装置を反対側から見た外観斜視図である。また、図３は、図１のＸ−Ｘ線に沿う断面図である。放射線画像撮影装置１は、図１〜図３に示すように、筐体状のハウジング２内にシンチレータ３やセンサ基板４等で構成されるセンサパネルＳＰが収納されている。 FIG. 1 is an external perspective view of the radiographic image capturing apparatus according to the present embodiment, and FIG. 2 is an external perspective view of the radiographic image capturing apparatus viewed from the opposite side. FIG. 3 is a sectional view taken along line XX of FIG. As shown in FIGS. 1 to 3, the radiographic image capturing apparatus 1 includes a housing 2 in which a sensor panel SP including a scintillator 3 and a sensor substrate 4 is accommodated.

図１や図２に示すように、本実施形態では、筐体２のうち、放射線入射面Ｒを有する中空の角筒状のハウジング本体部２Ａは、放射線を透過するカーボン板やプラスチック等の材料で形成されており、ハウジング本体部２Ａの両側の開口部を蓋部材２Ｂ、２Ｃで閉塞することで筐体２が形成されている。なお、筐体２をこのようないわゆるモノコック型として形成する代わりに、例えば、フロント板とバック板とで形成された、いわゆる弁当箱型とすることも可能である。 As shown in FIG. 1 and FIG. 2, in this embodiment, a hollow rectangular tube-shaped housing body 2A having a radiation incident surface R in the housing 2 is made of a material such as a carbon plate or plastic that transmits radiation. The housing 2 is formed by closing the openings on both sides of the housing body 2A with lid members 2B and 2C. Instead of forming the casing 2 as such a so-called monocoque type, for example, a so-called lunch box type formed of a front plate and a back plate can be used.

図１に示すように、筐体２の一方側の蓋部材２Ｂには、電源スイッチ３７や切替スイッチ３８、コネクタ３９、バッテリ状態や放射線画像撮影装置１の起働状態等を表示するＬＥＤ等で構成されたインジケータ４０等が配置されている。 As shown in FIG. 1, the lid member 2 </ b> B on one side of the housing 2 is provided with a power switch 37, a changeover switch 38, a connector 39, an LED that displays a battery state, an activation state of the radiographic imaging apparatus 1, and the like. A configured indicator 40 or the like is arranged.

本実施形態では、コネクタ３９は、例えば図示しないケーブル等が接続されることにより、外部装置との間で情報や信号等のやり取りを行ったり、放射線画像撮影装置１から外部装置に画像データ等のデータを送信する際の通信手段として機能するようになっている。なお、コネクタ３９の設置位置は蓋部材２Ｂに限定されず、放射線画像撮影装置１の適宜の位置に設置することが可能である。 In the present embodiment, the connector 39 exchanges information, signals, etc. with an external device by connecting a cable (not shown), for example, or the image data etc. from the radiographic imaging device 1 to the external device. It functions as a communication means when transmitting data. In addition, the installation position of the connector 39 is not limited to the lid member 2 </ b> B, and can be installed at an appropriate position of the radiographic image capturing apparatus 1.

また、本実施形態では、図２に示すように、外部装置との情報や信号等のやり取り等を無線方式で行うための通信手段としてのアンテナ装置４１が、例えば筐体２の反対側の蓋部材２Ｃ等に設けられており、放射線画像撮影装置１は無線方式でも外部装置と通信できるようになっている。図２に示すように、アンテナ装置４１は、例えば蓋部材２Ｃに埋め込む等して設けることが可能であるが、アンテナ装置４１は放射線画像撮影装置１の任意の位置に設置することが可能である。また、設置するアンテナ装置４１は１個に限らず、複数設けることも可能である。 Further, in the present embodiment, as shown in FIG. 2, the antenna device 41 as a communication means for performing exchange of information, signals, and the like with an external device by a wireless method is a lid on the opposite side of the housing 2, for example. Provided on the member 2C and the like, the radiographic imaging device 1 can communicate with an external device even in a wireless manner. As shown in FIG. 2, the antenna device 41 can be provided, for example, by being embedded in the lid member 2 </ b> C. However, the antenna device 41 can be installed at an arbitrary position of the radiographic imaging device 1. . Further, the number of antenna devices 41 to be installed is not limited to one, and a plurality of antenna devices can be provided.

図３に示すように、筐体２の内部には、センサ基板４の下方側に図示しない鉛の薄板等を介して基台３１が配置され、基台３１には、電子部品３２等が配設されたＰＣＢ基板３３や緩衝部材３４等が取り付けられている。また、センサ基板４やシンチレータ３の放射線入射面Ｒには、それらを保護するためのガラス基板３５が配設されている。また、本実施形態では、センサパネルＳＰと筐体２の側面との間に、それらがぶつかり合うことを防止するための緩衝材３６が設けられている。 As shown in FIG. 3, a base 31 is arranged inside the housing 2 via a lead thin plate (not shown) on the lower side of the sensor substrate 4, and electronic components 32 and the like are arranged on the base 31. The provided PCB substrate 33, buffer member 34, and the like are attached. Further, a glass substrate 35 for protecting the sensor substrate 4 and the radiation incident surface R of the scintillator 3 is disposed. Moreover, in this embodiment, the buffer material 36 for preventing that they collide between the sensor panel SP and the side surface of the housing | casing 2 is provided.

シンチレータ３は、センサ基板４の後述する検出部Ｐに対向する位置に設けられるようになっている。本実施形態では、シンチレータ３は、例えば、蛍光体を主成分とし、放射線の入射を受けると３００〜８００ｎｍの波長の電磁波、すなわち可視光を中心とした電磁波に変換して出力するものが用いられる。 The scintillator 3 is provided at a position on the sensor substrate 4 that faces a detection unit P described later. In the present embodiment, the scintillator 3 is, for example, a phosphor whose main component is converted into an electromagnetic wave having a wavelength of 300 to 800 nm when receiving radiation, that is, an electromagnetic wave centered on visible light and output. .

センサ基板４は、本実施形態では、ガラス基板で構成されており、図４に示すように、センサ基板４のシンチレータ３に対向する側の面４ａ上には、複数の走査線５と複数の信号線６とが互いに交差するように配設されている。センサ基板４の面４ａ上の複数の走査線５と複数の信号線６により区画された各小領域ｒには、放射線検出素子７がそれぞれ設けられている。 In the present embodiment, the sensor substrate 4 is made of a glass substrate. As shown in FIG. 4, a plurality of scanning lines 5 and a plurality of scanning lines 5 are provided on a surface 4 a of the sensor substrate 4 facing the scintillator 3. The signal lines 6 are arranged so as to cross each other. A radiation detection element 7 is provided in each small region r defined by the plurality of scanning lines 5 and the plurality of signal lines 6 on the surface 4 a of the sensor substrate 4.

このように、走査線５と信号線６で区画された各小領域ｒに二次元状に配列された複数の放射線検出素子７が設けられた領域ｒ全体、すなわち図４に一点鎖線で示される領域が検出部Ｐとされている。 Thus, the entire region r in which a plurality of radiation detection elements 7 arranged in a two-dimensional manner are provided in each small region r partitioned by the scanning line 5 and the signal line 6, that is, shown by a one-dot chain line in FIG. The region is a detection unit P.

本実施形態では、放射線検出素子７としてフォトダイオードが用いられているが、この他にも例えばフォトトランジスタ等を用いることも可能である。各放射線検出素子７は、図４の拡大図である図５に示すように、スイッチ手段であるＴＦＴ８のソース電極８ｓに接続されている。また、ＴＦＴ８のドレイン電極８ｄは信号線６に接続されている。 In the present embodiment, a photodiode is used as the radiation detection element 7, but other than this, for example, a phototransistor or the like can also be used. As shown in FIG. 5 which is an enlarged view of FIG. 4, each radiation detection element 7 is connected to a source electrode 8s of a TFT 8 which is a switch means. The drain electrode 8 d of the TFT 8 is connected to the signal line 6.

放射線検出素子７は、放射線画像撮影装置１の筐体２の放射線入射面Ｒから放射線が入射し、シンチレータ３で放射線から変換された可視光等の電磁波が照射されると、その内部で電子正孔対を発生させる。放射線検出素子７は、このようにして、照射された放射線（シンチレータ３から照射された電磁波）を電荷に変換するようになっている。 When the radiation detection element 7 receives radiation from the radiation incident surface R of the housing 2 of the radiation image capturing apparatus 1 and is irradiated with electromagnetic waves such as visible light converted from the radiation by the scintillator 3, the inside of the radiation detection element 7 becomes electron positive. Generate hole pairs. In this way, the radiation detection element 7 converts the irradiated radiation (electromagnetic wave irradiated from the scintillator 3) into electric charge.

そして、ＴＦＴ８は、後述する走査駆動手段１５から走査線５を介してゲート電極８ｇに、信号読み出し用の電圧であるオン電圧が印加されるとオン状態になって、ソース電極８ｓやドレイン電極８ｄを介して放射線検出素子７内に蓄積されている電荷を信号線６に放出させるようになっている。また、ＴＦＴ８は、接続された走査線５を介してゲート電極８ｇにオフ電圧が印加されるとオフ状態となり、放射線検出素子７から信号線６への電荷の放出を停止して、放射線検出素子７内に電荷を蓄積させるようになっている。 The TFT 8 is turned on when an on-voltage, which is a signal reading voltage, is applied to the gate electrode 8g via the scanning line 5 from the scanning driving means 15 described later, and the source electrode 8s and the drain electrode 8d are turned on. The charge accumulated in the radiation detection element 7 is emitted to the signal line 6 via the. The TFT 8 is turned off when an off voltage is applied to the gate electrode 8g via the connected scanning line 5, and the emission of the charge from the radiation detecting element 7 to the signal line 6 is stopped, and the radiation detecting element The electric charge is accumulated in 7.

本実施形態では、図５に示すように、それぞれ列状に配置された複数の放射線検出素子７に１本のバイアス線９が接続されており、図４に示すように、各バイアス線９はそれぞれ信号線６に平行に配設されている。また、各バイアス線９は、センサ基板４の検出部Ｐの外側の位置で結線１０に結束されている。 In the present embodiment, as shown in FIG. 5, one bias line 9 is connected to a plurality of radiation detection elements 7 arranged in rows, and as shown in FIG. Each is arranged in parallel to the signal line 6. Each bias line 9 is bound to the connection 10 at a position outside the detection portion P of the sensor substrate 4.

本実施形態では、図４に示すように、各走査線５や各信号線６、バイアス線９の結線１０は、それぞれセンサ基板４の端縁部付近に設けられた入出力端子（パッドともいう。）１１に接続されている。 In the present embodiment, as shown in FIG. 4, each scanning line 5, each signal line 6, and connection 10 of the bias line 9 are input / output terminals (also referred to as pads) provided near the edge of the sensor substrate 4. .) 11 is connected.

図６に示すように、各入出力端子１１には、後述する読み出しＩＣ１６や走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂを構成するゲートＩＣ等の各ＩＣチップ１２ａがフィルム上に実装されたフレキシブル回路基板１２が、異方性導電接着フィルム（Anisotropic Conductive Film）や異方性導電ペースト（Anisotropic Conductive Paste）等の異方性導電性接着材料１３を介して接続されている。 As shown in FIG. 6, each input / output terminal 11 has a flexible circuit board 12 in which each IC chip 12 a such as a readout IC 16 described later and a gate IC constituting a gate driver 15 b of the scanning drive means 15 is mounted on a film. Are connected via an anisotropic conductive adhesive material 13 such as an anisotropic conductive adhesive film or an anisotropic conductive paste.

そして、フレキシブル回路基板１２は、センサ基板４の裏面４ｂ側に引き回され、裏面４ｂ側で前述したＰＣＢ基板３３に接続されるようになっている。このようにして、放射線画像撮影装置１のセンサパネルＳＰが形成されている。なお、図６では、電子部品３２等の図示が省略されている。また、フレキシブル回路基板１２の構成等については、後で説明する。 The flexible circuit board 12 is routed to the back surface 4b side of the sensor substrate 4 and connected to the PCB substrate 33 described above on the back surface 4b side. In this way, the sensor panel SP of the radiation image capturing apparatus 1 is formed. In FIG. 6, illustration of the electronic component 32 and the like is omitted. The configuration of the flexible circuit board 12 will be described later.

ここで、放射線画像撮影装置１の回路構成について説明する。図７は本実施形態に係る放射線画像撮影装置１の等価回路を表すブロック図であり、図８は検出部Ｐを構成する１画素分についての等価回路を表すブロック図である。 Here, the circuit configuration of the radiation image capturing apparatus 1 will be described. FIG. 7 is a block diagram showing an equivalent circuit of the radiographic imaging apparatus 1 according to the present embodiment, and FIG. 8 is a block diagram showing an equivalent circuit for one pixel constituting the detection unit P.

前述したように、センサ基板４の検出部Ｐの各放射線検出素子７は、その第２電極７ｂにそれぞれバイアス線９が接続されており、各バイアス線９は結線１０に結束されてバイアス電源１４に接続されている。バイアス電源１４は、結線１０および各バイアス線９を介して各放射線検出素子７の第２電極７ｂにそれぞれバイアス電圧を印加するようになっている。また、バイアス電源１４は、後述する制御手段２２に接続されており、制御手段２２により、バイアス電源１４から各放射線検出素子７に印加するバイアス電圧が制御されるようになっている。 As described above, each radiation detection element 7 of the detection portion P of the sensor substrate 4 has the bias line 9 connected to the second electrode 7b, and each bias line 9 is bound to the connection 10 to be the bias power supply 14. It is connected to the. The bias power supply 14 applies a bias voltage to the second electrode 7 b of each radiation detection element 7 via the connection 10 and each bias line 9. The bias power supply 14 is connected to a control means 22 described later, and the control means 22 controls the bias voltage applied to each radiation detection element 7 from the bias power supply 14.

図７や図８に示すように、本実施形態では、バイアス電源１４からは、放射線検出素子７の第２電極７ｂにバイアス線９を介してバイアス電圧として放射線検出素子７の第１電極７ａ側にかかる電圧以下の電圧（すなわちいわゆる逆バイアス電圧）が印加されるようになっている。 As shown in FIGS. 7 and 8, in the present embodiment, the bias power supply 14 supplies the second electrode 7 b of the radiation detection element 7 to the first electrode 7 a side of the radiation detection element 7 as a bias voltage via the bias line 9. A voltage equal to or lower than the voltage applied to (i.e., a so-called reverse bias voltage) is applied.

走査駆動手段１５は、配線１５ｄを介してゲートドライバ１５ｂにオン電圧とオフ電圧を供給する電源回路１５ａと、走査線５の各ラインＬ１〜Ｌｘに印加する電圧をオン電圧とオフ電圧の間で切り替えて各ＴＦＴ８のオン状態とオフ状態とを切り替えるゲートドライバ１５ｂとを備えている。 The scanning drive means 15 is a power supply circuit 15a that supplies an on-voltage and an off-voltage to the gate driver 15b via the wiring 15d, and a voltage applied to each line L1 to Lx of the scanning line 5 between the on-voltage and the off-voltage. A gate driver 15b that switches between the on state and the off state of each TFT 8 is provided.

図７や図８に示すように、各信号線６は、読み出しＩＣ１６内に形成された各読み出し回路１７にそれぞれ接続されている。読み出し回路１７は、増幅回路１８と相関二重サンプリング回路１９等で構成されている。読み出しＩＣ１６内には、さらに、アナログマルチプレクサ２１と、Ａ／Ｄ変換器２０とが設けられている。なお、図７や図８中では、相関二重サンプリング回路１９はＣＤＳと表記されている。また、図８中では、アナログマルチプレクサ２１は省略されている。 As shown in FIGS. 7 and 8, each signal line 6 is connected to each readout circuit 17 formed in the readout IC 16. The readout circuit 17 includes an amplification circuit 18 and a correlated double sampling circuit 19. An analog multiplexer 21 and an A / D converter 20 are further provided in the reading IC 16. 7 and 8, the correlated double sampling circuit 19 is represented as CDS. In FIG. 8, the analog multiplexer 21 is omitted.

本実施形態では、増幅回路１８は、オペアンプ１８ａと、オペアンプ１８ａにそれぞれ並列にコンデンサ１８ｂおよび電荷リセット用スイッチ１８ｃが接続され、オペアンプ１８ａ等に電力を供給する電源供給部１８ｄを備えたチャージアンプ回路で構成されている。増幅回路１８のオペアンプ１８ａの入力側の反転入力端子には信号線６が接続されており、増幅回路１８の入力側の非反転入力端子には基準電位Ｖ_０が印加されるようになっている。 In the present embodiment, the amplifier circuit 18 is a charge amplifier circuit including an operational amplifier 18a, a capacitor 18b and a charge reset switch 18c connected in parallel to the operational amplifier 18a, and a power supply unit 18d that supplies power to the operational amplifier 18a and the like. It consists of The signal line 6 is connected to the inverting input terminal on the input side of the operational amplifier 18 a of the amplifier circuit 18, and the reference potential V ₀ is applied to the non-inverting input terminal on the input side of the amplifier circuit 18. .

なお、基準電位Ｖ_０は適宜の値に設定され、本実施形態では、例えば０［Ｖ］が印加されるようになっている。また、図８では、読み出しＩＣ１６に電力を供給する電源として、オペアンプ１８ａに電力を供給する電源供給部１８ｄのみが記載されているが、各読み出しＩＣ１６には、この他にも、例えば相関二重サンプリング回路１９やＡ／Ｄ変換器２０（図８では図示省略）等の読み出しＩＣ１６内部の各機能部に対して電力を供給する電源部が、必要な数だけ接続されている。 Note that the reference potential V ₀ is set to an appropriate value, and in this embodiment, for example, 0 [V] is applied. In FIG. 8, only the power supply unit 18 d that supplies power to the operational amplifier 18 a is illustrated as a power source that supplies power to the read IC 16. A necessary number of power supply units that supply power to each functional unit in the readout IC 16 such as the sampling circuit 19 and the A / D converter 20 (not shown in FIG. 8) are connected.

増幅回路１８の電荷リセット用スイッチ１８ｃは、制御手段２２に接続されており、制御手段２２によりオン／オフが制御されるようになっている。また、オペアンプ１８ａと相関二重サンプリング回路１９との間には、電荷リセット用スイッチ１８ｃと連動して開閉するスイッチ１８ｅが設けられており、スイッチ１８ｅは、電荷リセット用スイッチ１８ｃがオン／オフ動作と連動してオフ／オン動作するようになっている。 The charge reset switch 18 c of the amplifier circuit 18 is connected to the control means 22 and is controlled to be turned on / off by the control means 22. Further, a switch 18e that opens and closes in conjunction with the charge reset switch 18c is provided between the operational amplifier 18a and the correlated double sampling circuit 19, and the switch 18e is turned on / off by the charge reset switch 18c. It is designed to be turned off / on in conjunction with

そして、放射線画像撮影装置１に対して放射線が照射された後に行われる画像データの読み出し処理では、増幅回路１８の電荷リセット用スイッチ１８ｃがオフ状態とされた状態で、ゲートドライバ１５ｂから各走査線５にオン電圧が印加され、オン状態になった各ＴＦＴ８を介して各放射線検出素子７から電荷が信号線６に放出される。そして、放出された電荷が増幅回路１８のコンデンサ１８ｂに蓄積されると、増幅回路１８では、コンデンサ１８ｂに蓄積された電荷量に応じた電圧値がオペアンプ１８ａの出力側から出力される。 In the image data reading process performed after the radiation image capturing apparatus 1 is irradiated with radiation, each scanning line is supplied from the gate driver 15b with the charge reset switch 18c of the amplifier circuit 18 turned off. On-voltage is applied to 5, and electric charges are emitted from the radiation detection elements 7 to the signal lines 6 through the TFTs 8 that are turned on. When the released charge is stored in the capacitor 18b of the amplifier circuit 18, the amplifier circuit 18 outputs a voltage value corresponding to the amount of charge stored in the capacitor 18b from the output side of the operational amplifier 18a.

そして、その増幅回路１８から出力される電圧値を相関二重サンプリング回路１９でサンプリングし、相関二重サンプリング回路１９から出力されたアナログ値の画像データが、アナログマルチプレクサ２１（図７参照）を介してＡ／Ｄ変換器２０に順次送信され、Ａ／Ｄ変換器２０でデジタル値の画像データに変換されて記録手段２３に保存されるようになっている。 Then, the voltage value output from the amplifier circuit 18 is sampled by the correlated double sampling circuit 19, and the analog value image data output from the correlated double sampling circuit 19 passes through the analog multiplexer 21 (see FIG. 7). Are sequentially transmitted to the A / D converter 20, converted into digital image data by the A / D converter 20, and stored in the recording means 23.

制御手段２２は、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）やＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）、入出力インターフェース等がバスに接続されたコンピュータや、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等により構成されている。専用の制御回路で構成されていてもよい。そして、制御手段２２は、放射線画像撮影装置１の各部材の動作等を制御するようになっている。また、図７等に示すように、制御手段２２には、ＤＲＡＭ（Dynamic ＲＡＭ）等で構成される記録手段２３が接続されている。 The control means 22 includes a CPU (Central Processing Unit), a ROM (Read Only Memory), a RAM (Random Access Memory), an input / output interface connected to the bus, an FPGA (Field Programmable Gate Array), or the like (not shown). It is configured. It may be configured by a dedicated control circuit. And the control means 22 controls operation | movement etc. of each member of the radiographic imaging apparatus 1. Further, as shown in FIG. 7 and the like, the control means 22 is connected to a recording means 23 composed of a DRAM (Dynamic RAM) or the like.

また、本実施形態では、制御手段２２には、前述したアンテナ装置４１が接続されており、さらに、検出部Ｐや走査駆動手段１５、読み出し回路１７、記録手段２３、バイアス電源１４等の各部材に電力を供給するためのバッテリ２４が接続されている。また、バッテリ２４には、図示しない充電装置からバッテリ２４に電力を供給してバッテリ２４を充電する際の接続端子２５が取り付けられている。 In the present embodiment, the above-described antenna device 41 is connected to the control unit 22, and each member such as the detection unit P, the scanning drive unit 15, the readout circuit 17, the recording unit 23, the bias power source 14, and the like. A battery 24 for supplying electric power is connected. Further, a connection terminal 25 for charging the battery 24 by supplying power to the battery 24 from a charging device (not shown) is attached to the battery 24.

前述したように、制御手段２２は、バイアス電源１４を制御してバイアス電源１４から各放射線検出素子７に印加するバイアス電圧を設定したり可変させたりするなど、放射線画像撮影装置１の各機能部の動作を制御するようになっている。 As described above, the control unit 22 controls the bias power supply 14 to set or vary the bias voltage applied from the bias power supply 14 to each radiation detection element 7. It is designed to control the operation.

以下、本実施形態に係るフレキシブル回路基板１２の構成等について説明するとともに、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１の作用について説明する。 Hereinafter, the configuration and the like of the flexible circuit board 12 according to the present embodiment will be described, and the operation of the radiographic image capturing apparatus 1 according to the present embodiment will be described.

なお、以下では、ＩＣチップ１２ａ（図６参照）が読み出しＩＣ１６（図７、図８参照）である場合について説明するが、ＩＣチップ１２ａが、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂ（図７参照）を構成するゲートＩＣである場合にも同様に説明される。 In the following, the case where the IC chip 12a (see FIG. 6) is the readout IC 16 (see FIGS. 7 and 8) will be described. However, the IC chip 12a is the gate driver 15b of the scanning drive means 15 (see FIG. 7). The same applies to the case of the gate IC constituting the circuit.

前述したように、走査線５や信号線６等にフレキシブル回路基板を接続して配線をセンサ基板４とＰＣＢ基板３３との間で引き回すように構成すると、配線がアンテナのように作用して、外界からの電波や、放射線画像撮影装置内で各機能部が作動する際に発生する電波を拾い易くなりノイズが混入し易くなるといった現象が生じる。 As described above, when the flexible circuit board is connected to the scanning line 5, the signal line 6 and the like and the wiring is routed between the sensor board 4 and the PCB board 33, the wiring acts like an antenna, There arises a phenomenon that it is easy to pick up radio waves from the outside and radio waves generated when each function unit operates in the radiographic imaging apparatus, and noise is easily mixed.

しかし、本発明者らの研究によれば、フレキシブル回路基板１２のフィルム上に、読み出しＩＣ１６等のＩＣチップ１２ａ（図６参照）等を実装する際に、それらの構成を工夫することで、電波やノイズの混入を的確に防止できるという知見が得られた。以下、このことについて説明する。 However, according to the study by the present inventors, when an IC chip 12a (see FIG. 6) such as the readout IC 16 is mounted on the film of the flexible circuit board 12, the structure of the chip is improved. The knowledge that mixing of noise and noise can be prevented accurately was obtained. This will be described below.

この場合、フレキシブル回路基板１２のフィルム上に実装された読み出しＩＣ１６等のＩＣチップ１２ａには、図９に示すように、例えばＰＣＢ基板３３上に設けられた電源供給部１８ｄ（図８参照）等の図示しない各電源回路３３ａ、３３ｂ、…が配線１２ｂを介してそれぞれ接続されている。そして、各電源回路３３ａ、３３ｂ、…から、例えば増幅回路１８や相関二重サンプリング回路１９、Ａ／Ｄ変換器２０等のＩＣチップ１２ａ（すなわちこの場合は読み出し回路１６）内の各機能部に対して、それぞれ所定の電力を供給するように構成される。 In this case, the IC chip 12a such as the readout IC 16 mounted on the film of the flexible circuit board 12 has, for example, a power supply unit 18d (see FIG. 8) provided on the PCB board 33 as shown in FIG. Are connected to each other via a wiring 12b. .. From each power supply circuit 33a, 33b,... To each functional unit in the IC chip 12a (that is, the readout circuit 16 in this case) such as the amplifier circuit 18, the correlated double sampling circuit 19, and the A / D converter 20, for example. On the other hand, each is configured to supply predetermined power.

そして、上記のようにそれぞれ所定の電力が供給されることでＩＣチップ１２ａ内の各機能部が作動して、例えば、ＩＣチップ１２ａが読み出しＩＣ１６である場合には、図９に示すように、センサ基板４上の放射線検出素子７から読み出された電荷が信号線６を介して読み出しＩＣ１６に流入すると、読み出しＩＣ１６内の各読み出し回路１７で上記のようにして読み出し処理が行われ、読み出しＩＣ１６から出力された画像データが、フレキシブル回路基板１２のフィルム上の読出用の配線１２Ｂを伝って、ＰＣＢ基板３３上に設けられた記憶手段２３に送信されて記憶される。 Then, as each of the predetermined power is supplied as described above, each function unit in the IC chip 12a is operated. For example, when the IC chip 12a is the reading IC 16, as shown in FIG. When the charge read from the radiation detection element 7 on the sensor substrate 4 flows into the read IC 16 via the signal line 6, the read processing is performed as described above in each read circuit 17 in the read IC 16, and the read IC 16 is read. Is transmitted to the storage means 23 provided on the PCB substrate 33 through the readout wiring 12B on the film of the flexible circuit board 12 and stored therein.

また、ＩＣチップ１２ａに対して上記のように各電源回路３３ａ、３３ｂ、…からそれぞれ所定の電力を供給する場合、本実施形態では、各電源回路３３ａ、３３ｂ、…から供給される各電力に対応する基準電位が、各配線１２ｃ（後述する図１０等参照）を介してそれぞれＩＣチップ１２ａに供給されるように構成される。 Further, when predetermined power is supplied from the power supply circuits 33a, 33b,... To the IC chip 12a as described above, in this embodiment, the power supplied from the power supply circuits 33a, 33b,. A corresponding reference potential is configured to be supplied to the IC chip 12a via each wiring 12c (see FIG. 10 and the like described later).

なお、下記の図１０等では、図を見やすくするために、各基準電位として接地電位（ＧＮＤ電位）が供給される場合が示されているが、各電力に対応する基準電位は必ずしも接地電位であるとは限らず、基準電位としては、各電力に対応する適切な電位に設定された基準電位がそれぞれ供給される。 In the following FIG. 10 and the like, the case where a ground potential (GND potential) is supplied as each reference potential is shown for easy understanding of the drawing, but the reference potential corresponding to each power is not necessarily the ground potential. The reference potential is not limited to the reference potential, and a reference potential set to an appropriate potential corresponding to each power is supplied.

そして、本実施形態では、図１０に示すように、各電源回路３３ａ、３３ｂ、…からＩＣチップ１２ａに電力を供給する各配線１２ｂと、これらの各電力に対応する基準電位を供給する各配線１２ｃとの間を、それぞれ各コンデンサ１２ｄで接続するように構成されている。 In this embodiment, as shown in FIG. 10, each wiring 12b that supplies power to the IC chip 12a from each power supply circuit 33a, 33b,... And each wiring that supplies a reference potential corresponding to each of these powers. 12c is connected with each capacitor 12d.

各電源回路３３ａ、３３ｂ、…では、供給する電圧等にノイズが発生し、このノイズが各配線１２ｂを介してＩＣチップ１２ａに流入する。そして、例えばＩＣチップ１２ａとして読み出しＩＣ１６を用いる場合、各電源回路３３ａ、３３ｂ、…からノイズが流入すると、図９に示したように、読み出しＩＣ１６から出力される画像データにこれらのノイズが重畳されて、画像データのＳ／Ｎ比が悪化する。 In each of the power supply circuits 33a, 33b,..., Noise is generated in the supplied voltage and the like, and this noise flows into the IC chip 12a through the wirings 12b. For example, when the reading IC 16 is used as the IC chip 12a, when noise flows from each of the power supply circuits 33a, 33b,..., These noises are superimposed on the image data output from the reading IC 16, as shown in FIG. As a result, the S / N ratio of the image data is deteriorated.

そこで、本実施形態のように、配線１２ｂ、１２ｃ間をコンデンサ１２ｄで接続するように構成することで、各コンデンサ１２ｄが平滑フィルタのように機能して、各電源回路３３ａ、３３ｂ、…から各配線１２ｂを介してＩＣチップ１２ａに流入するノイズを低減する（すなわちいわばノイズを逃がす）ことが可能となる。 Therefore, as in this embodiment, by configuring the wirings 12b and 12c to be connected by the capacitors 12d, each capacitor 12d functions like a smoothing filter, and each power supply circuit 33a, 33b,. It is possible to reduce noise flowing into the IC chip 12a via the wiring 12b (that is, to release noise).

なお、この効果をより的確に得るために、コンデンサ１２ｄとともに、例えば図示しない抵抗器や、コンデンサや抵抗器等からなるループ構造等を配線１２ｂ、１２ｃ間等に接続するように構成することも可能である。すなわち、配線１２ｂ、１２ｃ間に少なくともコンデンサ１２ｄが接続されていればよく、ノイズを低減するための他の種々の構成を適宜採用することが可能である。 In order to obtain this effect more accurately, it is also possible to configure the capacitor 12d together with a resistor (not shown) or a loop structure composed of a capacitor, a resistor, or the like between the wirings 12b, 12c, etc. It is. That is, it is sufficient that at least the capacitor 12d is connected between the wirings 12b and 12c, and various other configurations for reducing noise can be appropriately employed.

しかし、上記のように、配線１２ｂ、１２ｃ間をそれぞれコンデンサ１２ｄで接続するように構成すると、各電源回路３３ａ、３３ｂ、…で発生してＩＣチップ１２ａに流入するノイズを低減することが可能となるが、その場合、本発明者らの研究では、図１０に示すように、ＩＣチップ１２ａとコンデンサ１２ｄとの距離Ｌが長いと、今度は、その区間の配線１２ｂ、すなわちコンデンサ１２ｄからＩＣチップ１２ａまでの区間の配線１２ｂや配線１２ｃの部分がアンテナのように作用してしまうことが分かった。 However, if the wirings 12b and 12c are connected by the capacitors 12d as described above, it is possible to reduce noise generated in the power supply circuits 33a, 33b,... And flowing into the IC chip 12a. In this case, in the research conducted by the present inventors, as shown in FIG. 10, when the distance L between the IC chip 12a and the capacitor 12d is long, this time, the wiring 12b in that section, that is, the capacitor 12d is changed to the IC chip. It was found that the wiring 12b and the wiring 12c in the section up to 12a act like an antenna.

そして、この部分がアンテナのように作用すると、前述したように、それらの配線１２ｂ、１２ｃの部分で、外界からの電波や、放射線画像撮影装置１内で各電源回路３３ａ等の各機能部が作動する際に発生する電波が配線１２ｂ、１２ｃを受信し易くなり、すなわち電波が各配線１２ｂ、１２ｃに入り込み易くなり、ＩＣチップ１２ａにノイズが混入して画像データにノイズが重畳され易くなる。 When this portion acts like an antenna, as described above, in the portions of the wirings 12b and 12c, the function parts such as the electric power from the outside and the power supply circuits 33a in the radiographic apparatus 1 are provided. Radio waves generated when operating easily receive the wirings 12b and 12c, that is, radio waves easily enter the wirings 12b and 12c, and noise is mixed into the IC chip 12a and noise is easily superimposed on the image data.

一方、本発明者らの研究では、ＩＣチップ１２ａとコンデンサ１２ｄとの距離Ｌを短くするほど、すなわち、ＩＣチップ１２ａからコンデンサ１２ｄまでの配線１２ｂ、１２ｃの長さを短くするほど、拾われる電波の量が少なくなり、画像データに重畳されるノイズの大きさが小さくなるこという知見も得られた。 On the other hand, in the studies by the present inventors, the shorter the distance L between the IC chip 12a and the capacitor 12d, that is, the shorter the lengths of the wirings 12b and 12c from the IC chip 12a to the capacitor 12d, the more picked up radio waves. It has also been found that the amount of noise is reduced and the magnitude of noise superimposed on the image data is reduced.

すなわち、コンデンサ１２ｄからＩＣチップ１２ａまでの配線１２ｂ、１２ｃが長くなると、その部分で受信した電波によるノイズがＩＣチップ１２ａに入り込んでしまうが、その部分の配線１２ｂ、１２ｃの長さが短くなれば、その部分で電波を受信しにくくなり、電波によるノイズがＩＣチップ１２ａに入り込みにくくなることが分かった。 That is, when the wirings 12b and 12c from the capacitor 12d to the IC chip 12a become longer, noise due to radio waves received at that portion enters the IC chip 12a. However, if the lengths of the wirings 12b and 12c at that portion become shorter. It was found that it was difficult to receive radio waves at that portion, and noise due to radio waves was difficult to enter the IC chip 12a.

なお、その場合、コンデンサ１２ｄからＩＣチップ１２ａまでの配線１２ｂ、１２ｃの長さが短くなると、逆に、各電源回路３３ａ等からコンデンサ１２ｄまでの部分の配線１２ｂ、１２ｃの長さは長くなる。そして、その電源回路３３ａ等からコンデンサ１２ｄまでの部分では、電波を受信し易くなると考えられる。 In this case, when the lengths of the wirings 12b and 12c from the capacitor 12d to the IC chip 12a are shortened, conversely, the lengths of the wirings 12b and 12c in the portion from each power supply circuit 33a to the capacitor 12d are long. Then, it is considered that radio waves are easily received in the portion from the power supply circuit 33a and the like to the capacitor 12d.

しかし、上記のように、電源回路３３ａ等からコンデンサ１２ｄまでの部分の配線１２ｂ、１２ｃの長さが長くなっても、コンデンサ１２ｄからＩＣチップ１２ａまでの配線１２ｂ、１２ｃの長さが短くなれば、画像データに重畳されるノイズの大きさが小さくなる。このことから、電源回路３３ａ等からコンデンサ１２ｄまでの部分で受信した電波によるノイズは、ＩＣチップ１２ａ側に流れ込もうとしても、コンデンサ１２ｄで平滑化され、コンデンサ１２ｄの部分で遮断されてしまうため、ＩＣチップ１２ａには流入しなくなると考えられる。 However, as described above, even if the length of the wirings 12b and 12c from the power supply circuit 33a to the capacitor 12d is increased, the length of the wirings 12b and 12c from the capacitor 12d to the IC chip 12a is reduced. The magnitude of noise superimposed on the image data is reduced. For this reason, noise caused by radio waves received from the power supply circuit 33a and the like to the capacitor 12d is smoothed by the capacitor 12d and cut off by the capacitor 12d even if it flows into the IC chip 12a side. It is considered that the IC chip 12a does not flow.

そこで、以上の結果から、本実施形態では、図１１に示すように、ＩＣチップ１２ａに電力を供給するフレキシブル回路基板１２のフィルム１２Ｆ上の各配線１２ｂと、その電力に対応する基準電位を当該ＩＣチップ１２ａに供給するフィルム１２Ｆ上の各配線１２ｃとの間をそれぞれ接続する各コンデンサ１２ｄを、当該ＩＣチップ１２ａが実装されているフレキシブル回路基板１２のフィルム１２Ｆと同一のフィルム１２Ｆ上にそれぞれ設けるようになっている。 Therefore, based on the above results, in this embodiment, as shown in FIG. 11, each wiring 12b on the film 12F of the flexible circuit board 12 that supplies power to the IC chip 12a and the reference potential corresponding to the power are determined. Capacitors 12d for connecting the respective wirings 12c on the film 12F supplied to the IC chip 12a are provided on the same film 12F as the film 12F of the flexible circuit board 12 on which the IC chip 12a is mounted. It is like that.

このように、各コンデンサ１２ｄを、ＩＣチップ１２ａが実装されたフレキシブル回路基板１２のフィルム１２Ｆ上に設けるように構成することで、例えば各コンデンサ１２ｄをＰＣＢ基板３３（図９等参照）上に設ける場合に比べて、ＩＣチップ１２ａと各コンデンサ１２ｄとの距離Ｌ（すなわちＩＣチップ１２ａと各コンデンサ１２ｄとを結ぶ配線１２ｂ、１２ｃの長さＬ。以下同じ。）を短くすることが可能となる。 In this manner, each capacitor 12d is provided on the film 12F of the flexible circuit board 12 on which the IC chip 12a is mounted, so that, for example, each capacitor 12d is provided on the PCB substrate 33 (see FIG. 9 and the like). Compared to the case, the distance L between the IC chip 12a and each capacitor 12d (that is, the length L of the wirings 12b and 12c connecting the IC chip 12a and each capacitor 12d; the same shall apply hereinafter) can be shortened.

そして、そのため、コンデンサ１２ｄからＩＣチップ１２ａまでの配線１２ｂ、１２ｃの部分で受信した電波がＩＣチップ１２ａに流入する量を的確に低減することが可能となる。なお、図１１では、信号線６や配線１２Ｂ（図９参照）等の記載が省略されている。また、図１１では、コンデンサ１２ｄとしてチップコンデンサが用いられている場合が示されているが、他の形態のコンデンサを用いることも可能である。 For this reason, it is possible to accurately reduce the amount of radio waves received by the portions of the wirings 12b and 12c from the capacitor 12d to the IC chip 12a flowing into the IC chip 12a. In FIG. 11, description of the signal line 6, the wiring 12B (see FIG. 9), and the like is omitted. Further, FIG. 11 shows the case where a chip capacitor is used as the capacitor 12d. However, other types of capacitors can be used.

その際、各コンデンサ１２ｄを、フレキシブル回路基板１２のフィルム１２Ｆ上に実装されたＩＣチップ１２ａのより近い位置に設けるように構成すれば、ＩＣチップ１２ａと各コンデンサ１２ｄとの距離Ｌがさらに短くなり、電波のＩＣチップ１２ａへの流入量をさらに低減することが可能となる。 At this time, if each capacitor 12d is provided at a position closer to the IC chip 12a mounted on the film 12F of the flexible circuit board 12, the distance L between the IC chip 12a and each capacitor 12d is further shortened. Further, the amount of radio waves flowing into the IC chip 12a can be further reduced.

そこで、例えば、各コンデンサ１２ｄをＩＣチップ１２ａの近傍に設けるように構成することが可能である。 Therefore, for example, each capacitor 12d can be provided in the vicinity of the IC chip 12a.

また、ＩＣチップ１２ａをフレキシブル回路基板１２のフィルム１２Ｆ上に実装する場合、図１２に示すように、ＩＣチップ１２ａの周囲やフィルム１２Ｆとの間に樹脂等の接着剤１２ｅを塗布して接着される場合が多い。そこで、図１１に示すように、各コンデンサ１２ｄを、ＩＣチップ１２ａをフィルム１２Ｆ上に接着する接着剤１２ｅの周囲の部分、すなわち例えば接着剤１２ｅに隣接する部分に設けられるように構成することも可能である。 When the IC chip 12a is mounted on the film 12F of the flexible circuit board 12, as shown in FIG. 12, an adhesive 12e such as a resin is applied and bonded around the IC chip 12a or between the film 12F. There are many cases. Therefore, as shown in FIG. 11, each capacitor 12d may be configured to be provided in a portion around the adhesive 12e for bonding the IC chip 12a onto the film 12F, that is, for example, a portion adjacent to the adhesive 12e. Is possible.

そして、上記のように構成すれば、各コンデンサ１２ｄを、フレキシブル回路基板１２のフィルム１２Ｆ上に実装されたＩＣチップ１２ａのごく近傍の位置に設けることが可能となり、ＩＣチップ１２ａと各コンデンサ１２ｄとの距離Ｌをさらに短縮することが可能となる。そのため、電波のＩＣチップ１２ａへの流入量をさらに低減することが可能となり、ＩＣチップ１２ａとしての読み出しＩＣ１６から出力される画像データに重畳されるノイズを低減させて、画像データのＳ／Ｎ比を改善することが可能となる。 And if comprised as mentioned above, it will become possible to provide each capacitor | condenser 12d in the position in the very vicinity of IC chip 12a mounted on the film 12F of the flexible circuit board 12, IC chip 12a, each capacitor | condenser 12d, The distance L can be further shortened. Therefore, the amount of radio waves flowing into the IC chip 12a can be further reduced, and noise superimposed on the image data output from the readout IC 16 as the IC chip 12a is reduced, so that the S / N ratio of the image data is reduced. Can be improved.

以上のように、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１によれば、センサ基板４とＰＣＢ基板３３とを接続するフレキシブル回路基板１２のフィルム１２Ｆ上にＩＣチップ１２ａを実装するように構成する際に、ＩＣチップ１２ａが実装された同一のフィルム１２Ｆ上に、当該ＩＣチップ１２ａに電力を供給する配線１２ｂと、当該電力に対応する基準電位を当該ＩＣチップ１２ａに供給する配線１２ｃとの間を接続する各コンデンサ１２ｄを設けた。そのため、ＩＣチップ１２ａと各コンデンサ１２ｄとの距離Ｌ（図１０参照）を短縮することが可能となる。 As described above, according to the radiographic image capturing apparatus 1 according to the present embodiment, when the IC chip 12a is mounted on the film 12F of the flexible circuit board 12 that connects the sensor substrate 4 and the PCB substrate 33. In addition, between the wiring 12b for supplying power to the IC chip 12a and the wiring 12c for supplying a reference potential corresponding to the power to the IC chip 12a on the same film 12F on which the IC chip 12a is mounted. Each capacitor 12d to be connected was provided. Therefore, the distance L (see FIG. 10) between the IC chip 12a and each capacitor 12d can be shortened.

そのため、ＩＣチップ１２ａと各コンデンサ１２ｄとを結ぶ配線１２ｂ、１２ｃのフィルム１２Ｆ上での長さＬが短くなり、その部分を通じて、外界からの電波や放射線画像撮影装置１内の各機能部で発生した電波がＩＣチップ１２ａに流入する量を低減することが可能となる。 For this reason, the length L of the wiring 12b, 12c connecting the IC chip 12a and each capacitor 12d on the film 12F is shortened, and the radio waves from the outside and the functional parts in the radiographic image capturing apparatus 1 are generated through that portion. It is possible to reduce the amount of radio waves that flow into the IC chip 12a.

そして、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１では、このようにＩＣチップ１２ａに流入する電波の量を低減することが可能となるため、ＩＣチップ１２ａとしての読み出しＩＣ１６から出力される画像データに重畳されるノイズを低減させることが可能となり、読み出された画像データのＳ／Ｎ比を改善することが可能となる。 In the radiographic image capturing apparatus 1 according to the present embodiment, the amount of radio waves flowing into the IC chip 12a can be reduced in this way, so that the image data output from the readout IC 16 serving as the IC chip 12a can be reduced. The superimposed noise can be reduced, and the S / N ratio of the read image data can be improved.

なお、本実施形態では、ＩＣチップ１２ａが読み出しＩＣ１６であることを前提として説明したが、前述したように、ＩＣチップ１２ａが、走査駆動手段１５のゲートドライバ１５ｂ（図７参照）を構成するゲートＩＣである場合にも同様に説明することができる。 Although the present embodiment has been described on the assumption that the IC chip 12a is the readout IC 16, as described above, the IC chip 12a is a gate constituting the gate driver 15b (see FIG. 7) of the scanning drive means 15. The same can be said for an IC.

すなわち、ゲートＩＣに電力を供給する配線と、その電力に対応する基準電位を供給する配線との間にコンデンサが設けられるが、ゲートＩＣとコンデンサとの間の距離が長いと、その部分を通じて、ゲートＩＣに外界等からの電波が流入する。 That is, a capacitor is provided between a wiring that supplies power to the gate IC and a wiring that supplies a reference potential corresponding to the power, but if the distance between the gate IC and the capacitor is long, through that portion, Radio waves from the outside world flow into the gate IC.

そして、ゲートＩＣに電波が流入すると、ＴＦＴ８を介して各放射線検出素子７から読み出された電荷を画像データとして読み出す処理の際に、各ＴＦＴ８のゲート電極８ｇに印加される信号読み出し用の電圧（すなわちオン電圧）にゆらぎが生じる。そのため、ＴＦＴ８を介して各放射線検出素子７から読み出される電荷にゆらぎが生じ、それが読み出される画像データのノイズとなって現れる場合がある。 When radio waves flow into the gate IC, a signal readout voltage applied to the gate electrode 8g of each TFT 8 during the process of reading out the charges read from each radiation detection element 7 through the TFT 8 as image data. (Ie, the on-state voltage) fluctuates. For this reason, fluctuations may occur in the charge read from each radiation detection element 7 via the TFT 8, and this may appear as noise in the read image data.

そのため、ゲートＩＣに電力を供給する配線と、その電力に対応する基準電位を供給する配線との間を接続するコンデンサを、ゲートＩＣが設けられているフレキシブル回路基板１２の同一のフィルム１２Ｆ上に設けることで、上記と同様に、配線を通じてゲートＩＣに流れ込む電波の量を低減させることが可能となる。そのため、オン電圧に生じるゆらぎが低減され、結果的に、読み出される画像データに重畳されるノイズを低減させることが可能となり、読み出された画像データのＳ／Ｎ比を改善することが可能となる。 Therefore, a capacitor that connects between a wiring that supplies power to the gate IC and a wiring that supplies a reference potential corresponding to the power is provided on the same film 12F of the flexible circuit board 12 on which the gate IC is provided. By providing the same, the amount of radio waves flowing into the gate IC through the wiring can be reduced as described above. Therefore, fluctuations that occur in the on-voltage are reduced, and as a result, noise superimposed on the read image data can be reduced, and the S / N ratio of the read image data can be improved. Become.

なお、上記の本実施形態に係る放射線画像撮影装置１のように構成すれば、各コンデンサ１２ｄをＰＣＢ基板３３に設ける必要がなくなるといった副次的な効果も得られる。 In addition, if it comprises like the radiographic imaging apparatus 1 which concerns on said this embodiment, the secondary effect that it becomes unnecessary to provide each capacitor | condenser 12d in the PCB board | substrate 33 will also be acquired.

また、上記の実施形態では、１つのＩＣチップ１２ａ内の各機能部に、複数の電源回路３３ａ、３３ｂ、…からそれぞれ電力を供給するように構成されている場合を示したが、必ずしもその構成に限定されず、ＩＣチップ１２ａに１つの電源回路から電力を供給する場合にも、本発明を適用することができる。 In the above-described embodiment, a case is shown in which power is supplied from each of the plurality of power supply circuits 33a, 33b,... To each functional unit in one IC chip 12a. The present invention can also be applied to the case where power is supplied to the IC chip 12a from one power supply circuit.

さらに、上記の実施形態では、１枚のフレキシブル回路基板１２のフィルム１２Ｆ上に１つのＩＣチップ１２ａが設けられている場合を示したが、フィルム１２Ｆ上に複数のＩＣチップ１２ａが設けられている場合にも、それぞれのＩＣチップ１２ａに対して本発明を適用することができる。 Furthermore, although the case where one IC chip 12a was provided on the film 12F of one flexible circuit board 12 was shown in said embodiment, the some IC chip 12a is provided on the film 12F. Even in this case, the present invention can be applied to each IC chip 12a.

また、上記の実施形態では、ＩＣチップ１２ａに電力を供給する１本の配線１２ｂに対して、この電力に対応する基準電位をＩＣチップ１２ａに供給する配線１２ｃが１本設けられている場合を示したが、例えば複数の配線１２ｂに対して１本の共通の配線１２ｃが設けられている場合にも、本発明を適用することが可能である。 Further, in the above embodiment, a case where one wiring 12c for supplying a reference potential corresponding to this power to the IC chip 12a is provided for one wiring 12b for supplying power to the IC chip 12a. Although shown, for example, the present invention can also be applied to the case where one common wiring 12c is provided for a plurality of wirings 12b.

また、上記の実施形態では、例えばＩＣチップ１２ａが読み出しＩＣ１６である場合、図７に示したように、Ａ／Ｄ変換器２０が読み出しＩＣ１６内に内蔵されている場合を示したが、例えば、Ａ／Ｄ変換器２０を含むＩＣチップ１２ａが、読み出しＩＣ１６とは別体とされる場合もある。 In the above embodiment, for example, when the IC chip 12a is the readout IC 16, the case where the A / D converter 20 is built in the readout IC 16 as shown in FIG. The IC chip 12a including the A / D converter 20 may be separated from the reading IC 16.

このような場合には、読み出しＩＣ１６としてのＩＣチップ１２ａと、Ａ／Ｄ変換器２０を含むＩＣチップ１２ａとのそれぞれについて、それぞれ本発明を適用することが可能である。 In such a case, the present invention can be applied to each of the IC chip 12a as the reading IC 16 and the IC chip 12a including the A / D converter 20.

また、上記の実施形態では、ＰＣＢ基板３３をセンサ基板４の裏面４ｂ（図６参照）側に配置する場合を示したが、これに限定されず、ＰＣＢ基板３３は、放射線画像撮影装置１内の任意の位置に設けることが可能である。しかし、センサ基板４とＰＣＢ基板３３とがフレキシブル回路基板１２で接続されることが必要である。 In the above embodiment, the PCB substrate 33 is disposed on the back surface 4b (see FIG. 6) side of the sensor substrate 4. However, the present invention is not limited to this, and the PCB substrate 33 is disposed in the radiation image capturing apparatus 1. It is possible to provide in arbitrary positions. However, the sensor substrate 4 and the PCB substrate 33 need to be connected by the flexible circuit board 12.

１放射線画像撮影装置
４センサ基板
５走査線
６信号線
７放射線検出素子
１２フレキシブル回路基板
１２ａＩＣチップ
１２ｂＩＣチップに電力を供給する配線
１２ｃ電力に対応する基準電位をＩＣチップに供給する配線
１２ｄコンデンサ
１２ｅ接着剤
１２Ｆフィルム
１５ｂゲートドライバ
１６読み出しＩＣ
２３記憶手段
３３ＰＣＢ基板
ｒ領域 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Radiographic imaging apparatus 4 Sensor board | substrate 5 Scan line 6 Signal line 7 Radiation detection element 12 Flexible circuit board 12a IC chip 12b Wiring 12c which supplies electric power to IC chip Wiring 12d which supplies the reference potential corresponding to electric power to IC chip 12e Adhesive 12F Film 15b Gate driver 16 Reading IC
23 storage means 33 PCB substrate r area

Claims

A sensor substrate in which a plurality of scanning lines and a plurality of signal lines are arranged so as to cross each other, and radiation detection elements are two-dimensionally arranged in each region partitioned by the plurality of scanning lines and the plurality of signal lines. When,
A PCB substrate provided with storage means for storing at least image data read from the radiation detection element;
A flexible circuit board for connecting the wiring on the sensor board and the wiring on the PCB board;
With
On the film of the flexible circuit board, at least an IC chip used for reading out the image data is mounted,
A capacitor for connecting the wiring on the film for supplying power to the IC chip and the wiring on the film for supplying a reference potential corresponding to the power to the IC chip is mounted on the IC chip. A radiographic imaging apparatus, wherein the radiographic imaging apparatus is provided on the same film as the film of the flexible circuit board.

The radiographic image capturing apparatus according to claim 1, wherein the capacitor is provided in the vicinity of the IC chip mounted on the film of the flexible circuit board.

The radiographic imaging apparatus according to claim 2, wherein the capacitor is provided in a portion around an adhesive that adheres the IC chip onto the film of the flexible circuit board.

The IC chip is connected to each of the signal lines, and in the read processing of the image data, a read IC that converts charges read from the radiation detection elements via the signal lines into the image data. The radiographic imaging apparatus according to claim 1, wherein the radiographic image capturing apparatus is a radiographic imaging apparatus.

5. The IC chip according to claim 1, wherein the IC chip is a gate IC constituting a gate driver that applies a signal reading voltage to each of the scanning lines during the image data reading process. The radiographic imaging apparatus as described in any one of Claims.