JP2019504589A - 歯科放射線センサ用ｘ線検出回路 - Google Patents

Abstract

放射線像捕捉をトリガするという観点でＸ線の様子を検出するための回路（３００）を提供する。検出回路（３００）は、アース（Ｇ_Ｄ）に接続される一組のフォトダイオード（３０１）と、増幅回路（３０２）と、キャパシタ（Ｃ２）とを含む。増幅回路（３０２）は、増幅器（ＡＭＰ）と電圧源（ＧＥＮ）とを含み、第１の入力を介し一組のフォトダイオード（３０１）の出力へ接続され、キャパシタ（Ｃ２）はアース（Ｇ_Ｄ）と増幅器（ＡＭＰ）の第２の入力との間に接続される。検出回路（３００）は、増幅回路（３０２）が、
●電圧源（ＧＥＮ）により生成される基準電圧（Ｖ_ｒｅｆ）によりキャパシタ（Ｃ２）を充電する工程と；
●増幅器（ＡＭＰ）の第２の入力を電圧源（ＧＥＮ）から絶縁する工程と；
●一組のフォトダイオード（３０１）により生成される電流を積分する工程を連続して行うように構成される、ことを特徴とする。

Description

本発明は、医療撮像の分野に関し、より正確には歯科用途に関する。

この分野では、ＣＭＯＳ技術におけるイメージセンサチップで特に構成された歯科放射線センサが存在する。放射線センサは、画像が源によるＸ線放射のおかげで取得され得るようにする。センサはこれらのＸ線を受け、これらを、シンチレータと呼ばれる画像センサへ接着接合された特殊材料の層により可視光線に変換する。画像は、シンチレータの下に配置された画素のフォトダイオード内で生成された光子のアナログ読み取りを介し取得される。使用されるフォトダイオードのタイプに依存して、Ｘ線はシンチレータを通過することなく電気信号へ直接変換され得る。

Ｘ線の放射と画像の取得の開始とを同期させるために、放射線センサはＸ線を検出するための系を必然的に内蔵しなければならない。このような系は、Ｘ線の放射の開始を検出するように働くが、画像の取得の終了を検出するようにも働く。

本発明はより具体的には、Ｘ線を検出するための回路であって歯科放射線センサ内に組み込まれる回路に関する。

Ｘ線を検出するための回路は概して以下のやり方で働く。同回路は、一組のフォトダイオードと電子的検出回路とを主として含む。Ｘ線の閃光が源によりフォトダイオードの方向に発射され、フォトダイオードはＸ線を電流に変換する。検出回路はトランスインピーダンス増幅器、比較器、およびアナログ出力段を主として含む。一組のフォトダイオードにより生成された電流は増幅器へ送られ、増幅器は増幅信号を生成し、増幅信号は次に、検出を行うために比較器を介し閾値と比較される。

医療標準規格設定組織の勧告は、制約が系になされることを要求する。具体的には、患者が受ける放射線照射量は厳密な最小値まで制限されなければならない。これを行うために、２つの解決策が可能であり、発射されたＸ線の束の強度が低減されるかまたは患者の被爆の長さ（すなわち検出時間）が低減されるかのいずれかである。いずれの場合も、検出されるべき信号の振幅が低減され、したがって検出閾値が低減される。

しかし、この閾値の低下は別の問題を生じる。歯科外科では、放射線センサがほとんどの場合、例えばＵＳＢケーブルを介し歯科医のパーソナルコンピュータへ直接接続される。トランスインピーダンス増幅器へ送出される基準電圧は、歯科医のコンピュータから発生する供給電圧から（したがってセンサ外の源により）生成される。これらの供給電圧は、ランダム変動に晒され、電磁環境による影響も受ける。増幅器の入力上の安定した基準電圧の欠落は、出力信号の変動を誘起する。この出力信号の変動は、Ｘ線が無い場合においても検出閾値を折悪しく越え得るようなものであり得る。

したがって、供給電圧内に存在する雑音に対して免疫があり、検出という意味で効果的でありかつ信頼でき、低減された検出閾値による迅速な検出を可能にするＸ線検出回路を設計するという観点で解決すべき問題が存在する。

歯科放射線センサのＸ線を検出するための様々な回路が知られており、これらの回路は特に米国特許第８１１９９９０号明細書、米国特許第８３２４５８７号明細書、米国特許第６３０７９１５号明細書、米国特許第５８８７０４９号明細書、米国特許第７５９２５７７号明細書に記載されている。これらの文献に記載の様々な解決策は、Ｘ線の信頼できかつ迅速な検出が、外部電源を使用する回路により得られるようにしない。

米国特許第８１１９９９０号明細書 米国特許第８３２４５８７号明細書 米国特許第６３０７９１５号明細書 米国特許第５８８７０４９号明細書 米国特許第７５９２５７７号明細書

本発明は、外部供給電圧の変動を無関係にし、したがって、検出閾値が、増幅信号内の雑音の影響のために検出器を折悪しくトリガすることに関係する誤警報の確率を増加することなく低減され得るようにするＸ線検出差動回路を提供する。

したがって、本発明の１つの主題は、放射線像捕捉をトリガするという観点でＸ線の様子を検出するための回路である。本回路は、アースに接続される一組のフォトダイオード、増幅回路、およびキャパシタを含み、増幅回路は、増幅器と電圧源とを含み、第１の入力を介し一組のフォトダイオードの出力へ接続され、キャパシタはアースと増幅器の第２の入力との間に接続され、検出回路は、増幅回路が：
●検出回路の初期化段階の第１の部分中に電圧源により生成される基準電圧によりキャパシタを充電する手段と；
●初期化段階の第２の部分中に増幅器（ＡＭＰ）の第２の入力を電圧源から絶縁する手段と；
●初期化段階の第２の部分に続く検出段階中に一組のフォトダイオードにより生成される電流を積分するため増幅回路の第１の入力と増幅器の出力との間に接続されたキャパシタとを含む、ということを特徴とする。

本発明の１つの特定の態様によると、増幅回路は増幅器の第１の入力と出力との間に接続された第１のスイッチを含む。

本発明の１つの特定の態様によると、増幅回路は増幅器の第２の入力と電圧源の出力との間に接続された第２のスイッチを含む。

本発明の１つの特定の態様によると、第２のスイッチは、電圧源により生成される基準電圧によりキャパシタを充電するために初期化段階の第１の部分中に閉位置にあるように構成される。

本発明の１つの特定の態様によると、第２のスイッチは、増幅器の第２の入力を電圧源から絶縁するために初期化段階の第２の部分中に開位置へ移るように構成される。

本発明の１つの特定の態様によると、第１のスイッチは初期化段階中に閉位置にあるように構成される。

本発明の１つの特定の態様によると、初期化段階の終了後第１のスイッチを開く手段が設けられる。

本発明の１つの特定の態様によると、キャパシタは、検出用フォトダイオードの一部をマスクし、マスクされたフォトダイオード（以下、マスクフォトダイオード）の出力を増幅器の第２の入力へ接続することにより生成される。

本発明の１つの特定の態様によると、マスクフォトダイオードは一組の検出用フォトダイオード内に一様に分散される。

本発明の１つの特定の態様によると、マスクフォトダイオードの検出用フォトダイオードに対する割合は少なくとも１／２である。

１つの特別な変形では、本発明による回路はさらに、増幅器の出力電圧と閾値電圧とを比較するための比較器を含む。

本発明の１つの特定の態様によると、検出回路は、増幅器の出力電圧が閾値電圧を越えると画像捕捉をトリガするための信号を生成することができる。

本発明の別の主題は、本発明によるＸ線検出回路を含む放射線像センサである。

本発明の他の特徴および利点は、添付図面を参照した以下の説明を読むとより明らかになる。

Ｘ線検出回路の一般的概要図である。 検出回路の動作を示す複数のタイミング図である。 従来技術による増幅回路のアーキテクチャの概略図である。 本発明による検出回路のアーキテクチャの概略図である。 本発明の１つの特定実施形態による検出回路の一連のフォトダイオードの概略図である。

図１ａは、歯科放射線センサのＸ線検出回路の機能図を示す。図１ｂは、回路の一般的動作を複数のタイミング図により示す。

Ｘ線検出回路は主に、Ｘ線束を受けることができるとともにそれをトランスインピーダンス増幅器１０２の第１の入力へ供給される電流Ｉへ変換することができる一組のフォトダイオード１０１を含む。使用されるフォトダイオード１０１のタイプに依存して、電流Ｉはフォトダイオードにより直接または間接的に生成される。特に、電流Ｉは、放射線センサが、Ｘ線を可視光線に予め変換するシンチレータと呼ばれる材料層を使用する場合、間接的に生成される。

外部源から発生する電源は、クロックＣｌにより計時されるトランスインピーダンス増幅器１０２の第２の入力へ供給される。次に、増幅信号Ｖ_{ｏｕｔ＿ｔｒａｎｓ}は、第２の入力を介し閾値信号Ｖ_{ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ}を受信する比較器１０３の第１の入力へ送信される。比較器１０３は、増幅信号Ｖ_{ｏｕｔ＿ｔｒａｎｓ}が閾値Ｖ_{ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ}を越えたかどうかを表す信号Ｖ_{ｏｕｔ＿ｃｏｍｐ}を出力として生成する。次に、比較器１０３から出力される信号の形式はアナログ出力段１０４を介し変更される。

図１ｂは、比較器１０３へ入力される信号、比較器１０３から出力される信号、およびアナログ出力段１０４から出力される信号の変動を示す。様々な信号はボルトで表わされた電圧信号に対応する。

１積分期間１００にわたって、増幅信号Ｖ_{ｏｕｔ＿ｔｒａｎｓ}は初期化段階１１０中に基準電圧Ｖ_ｒｅｆへ設定され、次に、積分段階１２０中に増幅される。初期化段階１１０は、トランスインピーダンス増幅器１０２の入力電圧を、電流の積分の基準点として働く基準電圧Ｖ_ｒｅｆへ設定するように働く。この段階は増幅器１０２の入力基準電圧を安定させるために必要である。初期化段階１１０は、積分段階１２０より実質的に短い持続時間を有する。例えば、初期化段階１１０の持続時間は積分段階１２０より３倍短い。

増幅信号Ｖ_{ｏｕｔ＿ｔｒａｎｓ}が閾値Ｖ_{ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ}を越えると、比較器１０３の出力信号Ｖ_{ｏｕｔ＿ｃｏｍｐ}は高い値へ移る。したがって、検出回路の出力信号ｄｅｔＸは、増幅信号が検出閾値を越えるとＸ線の検出をシグナリングするために高い値へ移る。検出閾値の値はプログラム可能である。

図２は、従来技術によるトランスインピーダンス増幅器１０２のアーキテクチャを示す。ここでは、トランスインピーダンス増幅器１０２は、寄生キャパシタＣ０と並列に取り付けられるとともにアースＧ_Ｄへ接続された電流源Ｉ_ＰＤの形式でモデル化された一組のフォトダイオード１０１へ接続される。寄生キャパシタＣ０は、すべてのフォトダイオードの寄生キャパシタの合計をモデル化している。

トランスインピーダンス増幅器１０２は、増幅器ＡＭＰ、基準電圧Ｖ_ｒｅｆの生成器ＧＥＮ、キャパシタＣ_１、およびスイッチＴ１を含む。

生成器ＧＥＮは、増幅器ＡＭＰの第１の入力（非反転入力＋）へ供給される基準電圧Ｖ_ｒｅｆを生成する。キャパシタＣ１は、増幅器ＡＭＰの第２の入力とその出力との間に接続されており、信号の増幅利得を調整できるようにする。スイッチＴ_１もまた増幅器ＡＭＰの第２の入力とその出力との間に接続される。生成器ＧＥＮは検出回路外の電源から基準電圧Ｖ_ｒｅｆを生成する。外部電源は図２では正の外部電源ＶＤＤ_ｒｅｆおよび負の外部電源ＧＮＤ_ｒｅｆの形式で表される。トランスインピーダンス増幅器の第２の入力（反転入力）は、一組のフォトダイオード１０１がＸ線束により活性化されると一組のフォトダイオード１０１により生成される電流Ｉ_Ｄにより攻撃される。

初期化段階１１０（図１ｂのタイミング図において表された）中、スイッチＴ１は閉位置にある。これは、増幅器ＡＭＰの出力電圧Ｖ_ｏｕｔが基準入力電圧Ｖ_ｒｅｆと等しいということを意味する。積分段階１２０中、スイッチＴ１はその開位置に置かれ、増幅器ＡＭＰは入力信号を増幅する。その伝達関数は、次の関係式により与えられる、ここでＡは増幅器ＡＭＰの利得である：

トランスインピーダンス増幅器の利得は特に２つのパラメータに依存する。トランスインピーダンス増幅器の利得は、積分時間間隔Δｔに影響を与えるサンプリング周波数の選択とまたキャパシタＣ１の容量にも依存する。前記容量が小さければ小さいほど、増幅利得は高い。

さらに、入力電圧Ｖ_ｒｅｆおよび出力電圧Ｖ_ｏｕｔの変動ＤＶ_ｒｅｆも関係式（２）により関係付けられる：

関係式（２）は、増幅器の主伝達関数（すなわち関係式（１）により与えられる伝達関数）を増加する寄生伝達関数を表す。寄生キャパシタＣ０の合計は積分されるキャパシタＣ１より著しく大きい容量を有し、その容量は増幅利得を保持するために制限されなければならない。通常、寄生キャパシタＣ０の合計の大きさの程度は１００ｐＦであり、キャパシタＣ１の大きさの程度は５０ｆＦである。したがって、比Ｃ０／Ｃ１は約２０００である。したがって、入力電圧Ｖ_ｒｅｆの変動は２０００の係数だけ増幅器ＡＭＰの出力電圧Ｖ_ｏｕｔへ増幅される。

前文で示したように、基準電圧Ｖ_ｒｅｆが安定していないと問題がある。これは、この電圧の振幅の変動が例え小さくても、２０００の係数だけ増幅される増幅器ＡＭＰの出力の変動を誘起するためである。したがって、このような変動はＸ線が無い場合でも（すなわち、電流Ｉ_Ｄが零でも）比較器１０３の閾値を越えさせ得る。例えば、積分段階中の基準電圧の１ｍＶの変動は増幅器ＡＭＰの出力に２Ｖの増加を生じる。

次に、基準電圧Ｖ_ｒｅｆは、検出装置内に組み込まれるが外部電源を使用する生成器ＧＥＮにより生成される。通常、これらの電源は、例えばＵＳＢリンクまたは任意の他の好適な接続手段を介し放射線センサをこの装置へ接続する歯科医のパーソナルコンピュータまたは同等装置により供給される。

外部電源を使用するという事実は、ランダム電磁環境による、およびパーソナルコンピュータにより供給される電源（高精度センサ専用の使用を目的としない）に固有の不安定性による、基準電圧Ｖ_ｒｅｆの変動および不安定性を場合によっては発生させる。

さらに、問題はまた、一組のフォトダイオード１０１が医療撮像を目的とした多数のフォトダイオードを含む大型のマトリクスアレイ内に組み込まれるので、フォトダイオードの寄生キャパシタＣ０の大きな容量にその本質がある。これらの寄生キャパシタは、装置の性質に固有であって、除去され得ない。

さらに、寄生キャパシタＣ０の影響を補償するために増幅器のキャパシタＣ１の容量を増加することも可能ではない。これは、増幅利得の低下に、したがってＸ線束の強度を増加する必要性に、または同レベルまで増幅された出力信号を取得するために積分時間を増加する必要性に、つながるためである。Ｘ線に対する患者の被爆の増加は、医療標準規格設定組織の勧告に反し、したがって解決策になり得ない。

この問題を是正するために、本発明は、関係式（１）により与えられる増幅関数だけを保持するために、基準電圧と増幅器の出力電圧とを関係付ける関係式（２）により与えられる寄生伝達関数を除去することを提案する。これを行うために、解決策は、一定でありかつ変動を受けない基準電圧Ｖ_ｒｅｆを生成することにその本質がある。この効果は、この基準電圧を検出回路外の電源から独立させることにより得られる。

図３は、本発明によるＸ線検出器３００のアーキテクチャを概略的に示す。この図では、一組のフォトダイオード３０１および増幅回路３０２だけが示される。図１ａに示された検出器１０３およびアナログ出力チェーン１０４は修正されないので示さない。

本発明による増幅回路３０２は、図２に示す従来技術による増幅回路１０２と同じ素子を含む。唯一の差異は、第２のスイッチＴ_２が基準電圧Ｖ_ｒｅｆの生成器ＧＥＮの出力と増幅器ＡＭＰの第１の入力との間に接続されたことである。

一組のフォトダイオード３０１もまた、フォトダイオードのアースＧ_Ｄと増幅器ＡＭＰの第１の入力との間に接続される記憶用キャパシタＣ２を追加することにより、図２に記載の従来技術による回路の一組のフォトダイオード１０１に対し修正される。この追加キャパシタＣ２はフォトダイオードのいくつかを使用する特別な技術を介し得られる、この技術は本明細書においてさらに詳細に説明される。以下により詳細に説明するように、追加キャパシタＣ２が、増幅器ＡＭＰの第２の入力上に電流Ｉを生成するフォトダイオードと同じアースＧ_Ｄへ接続されることは重要である。

回路に電圧が印可されると、第１のスイッチＴ_１および第２のスイッチＴ_２は閉じられる。初期化段階の第１の部分中、基準電圧Ｖ_ｒｅｆは、生成器ＧＥＮと、生成器ＧＥＮの出力へ接続され基準電圧Ｖ_ｒｅｆにより充電されるキャパシタＣ２とにより生成される。

初期化段階の第２の部分中、第２のスイッチＴ２は開かれる。基準電圧Ｖ_ｒｅｆは、キャパシタＣ２により記憶され、増幅器ＡＭＰの第１の入力へ、安定しておりかつ生成器ＧＥＮと独立した基準電圧を供給する。具体的には、スイッチＴ２を開くことで、増幅器ＡＭＰの第１の入力が回路の外部環境から絶縁されることを可能にする。初期化段階の第２の部分の継続期間は、増幅器ＡＭＰの入力基準電圧Ｖ_ｒｅｆの安定性を保証するために必要である。第２のスイッチＴ２が開かれると、基準電圧Ｖ_ｒｅｆが追加キャパシタＣ２により生成され、この行為中に、寄生パルスが生成され得る。第１のスイッチＴ１が第２のスイッチＴ２と同時に開かれれば、寄生パルスが増幅器の出力へ伝播し、望ましくない寄生振幅変動を生成し得る。このため、遅延が第２のスイッチＴ２の開放と第１のスイッチＴ１の開放との間に必要である。この遅延は、第２のスイッチＴ２の開放に続く基準電圧Ｖ_ｒｅｆの安定化に対応する。初期化段階の第２の部分の継続期間は、積分段階が短縮されるのを防止するために最小にされなければならない。

したがって、積分段階は、キャパシタＣ１を介し増幅器のループを活性化するためにそしてフォトダイオードにより生成された電流を増幅するために第１のスイッチＴ１を開くことにより、活性化される。積分段階中、第２のスイッチＴ２は開放に維持される。

導入された追加キャパシタＣ２がフォトダイオードと同じアースＧ_Ｄへ接続されるという事実もまた、積分段階中に安定性が増加され得るようにする。これは、増幅器ＡＭＰの２つの入力チャネルが、同じアースを基準としており、同じ電流リークを有するためである。例えば、キャパシタＣ２が回路外のアースへ接続されれば、このアースの電位変動はキャパシタ上に記憶された基準電圧の変動を発生する可能性がある。同じアースをフォトダイオードおよび追加キャパシタＣ２に使用するという事実は、アースの変動の影響が抑制され得るようにする。これは、変動が存在すれば、変動は、フォトダイオードにより生成された電流とキャパシタＣ２上に記憶された基準電圧の両方に対称的に影響を与えるためである。

本発明の特定実施形態によると、追加キャパシタＣ２は、複数のフォトダイオード（当初、検出時に採用されるように意図された）をマスクしそれらの寄生キャパシタだけを使用する（Ｘ線を電流へ変換するそれらの機能は抑制される）観点でこれらをグループ化することにより生成される。用語「マスク」は、例えばフォトダイオードを覆ってＸ線がフォトダイオードへ到達するのを防止するために金属を使用することによりフォトダイオードがＸ線に対し不感にされることを意味するために採用される。したがって、マスクフォトダイオードは増幅器ＡＭＰの電圧入力へ接続され、一方マスクされないフォトダイオードは増幅器ＡＭＰの電流入力へ接続される。

マスクされるべきフォトダイオードの数の選択は妥協の結果である。マスクされるフォトダイオードの数が多ければ多いほど、キャパシタＣ２の容量は大きくなり、キャパシタＣ２は積分持続時間に対応する持続時間にわたって基準電圧をより良好に記憶することになる。対照的に、マスクフォトダイオードの数は、Ｘ線を検出するために使用され得るフォトダイオードの数と同じ分だけ減る。検出用フォトダイオードの数は、生成される電流の大きさに直接影響を及ぼし、したがって、信頼できる検出を実現しようとするならば少な過ぎてはならない。

しかし、特に、図３に示すように本発明による検出回路を生成することにより、折悪しく電流が無い場合に検出が防止されるので、検出専用フォトダイオードのいくつかをマスクすることが可能である。したがって、検出の閾値Ｖ_{ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ}を低減することが可能であり、したがって、検出用フォトダイオードの数を低減したおかげで、回路を大きさが小さい入力電流へ適合させることが可能である。

図４に示す１つの特定実施形態によると、マスクフォトダイオードは有利には、部品間の技術的分散を考慮し、より良い一様性を実現するために、一組のフォトダイオード内に一様に分散される。通常、一組の検出用フォトダイオードは、放射線センサの画素のマトリクスアレイの行または列に配置され得るストリップ４００内に配置される。このストリップ４００内で、フォトダイオードはアライメントされ、ｎ個のうちの１つのフォトダイオードがマスクされる、ここで、ｎは２以上の整数である。良い妥協は、例えばｎの値を５に設定することにある。図４において、５に等しい係数ｎを有するマスクフォトダイオードＰＭ_１，ＰＭ_２，．．，ＰＭ_ｎの分布の例が示された。

しかし、本発明は図４に示す特別な配置に限定されない。特に、一組のフォトダイオード１０１は任意の他のやり方で配置され得、選択される配置は特に放射線センサの設計に依存する。本発明の最良動作モードは示したように、一組のフォトダイオード内に一様に配置されたマスクフォトダイオードに対応するが、本発明はまた、非一様的に配置されたマスクフォトダイオード（例えばストリップ４００の一端においてグループ化されたマスクフォトダイオード）へ拡張し得る。

Claims (13)

1. 放射線像捕捉をトリガするという観点でＸ線の様子を検出するための回路（３００）であって、アース（Ｇ_Ｄ）に接続される一組のフォトダイオード（３０１）と、増幅回路（３０２）と、キャパシタ（Ｃ２）とを含む回路（３００）において、
   前記増幅回路（３０２）は、増幅器（ＡＭＰ）と電圧源（ＧＥＮ）とを含み、第１の入力を介し前記一組のフォトダイオード（３０１）の出力へ接続され、
   前記キャパシタ（Ｃ２）は前記アース（Ｇ_Ｄ）と前記増幅器（ＡＭＰ）の第２の入力との間に接続され、
   前記検出回路（３００）は、前記増幅回路（３０２）が、
   ●前記検出回路の初期化段階の第１の部分中に前記電圧源（ＧＥＮ）により生成される基準電圧（Ｖ_ｒｅｆ）により前記キャパシタ（Ｃ２）を充電する手段と；
   ●前記検出回路の前記初期化段階の第２の部分中に前記増幅器（ＡＭＰ）の前記第２の入力を前記電圧源（ＧＥＮ）から絶縁する手段（Ｔ_２）と；
   ●前記初期化段階の前記第２の部分に続く検出段階中に前記一組のフォトダイオード（３０１）により生成される電流を積分するために前記増幅回路の前記第１の入力と前記増幅器の前記出力との間に接続されたキャパシタ（Ｃ１）とを含む、ということを特徴とする検出回路。
2. 前記増幅回路（３０２）は前記増幅器（ＡＭＰ）の前記第１の入力と前記出力との間に接続された第１のスイッチ（Ｔ１）を含む、請求項１に記載の検出回路。
3. 前記増幅回路（３０２）は前記増幅器（ＡＭＰ）の前記第２の入力と前記電圧源（ＧＥＮ）の前記出力との間に接続された第２のスイッチ（Ｔ２）を含む、請求項１または２のいずれかに記載の検出回路。
4. 前記第２のスイッチ（Ｔ２）は、前記電圧源（ＧＥＮ）により生成される基準電圧（Ｖ_ｒｅｆ）により前記キャパシタ（Ｃ２）を充電するために前記初期化段階の前記第１の部分中に閉位置にあるように構成される、請求項３に記載の検出回路。
5. 前記第２のスイッチ（Ｔ２）は、前記増幅器（ＡＭＰ）の前記第２の入力を前記電圧源（ＧＥＮ）から絶縁するために前記初期化段階の前記第２の部分中に開位置へ移るように構成される、請求項４に記載の検出回路。
6. 前記第１のスイッチ（Ｔ１）は前記初期化段階中に閉位置となるように構成される、請求項４または５のいずれかに記載の検出回路。
7. 前記初期化段階の終了後、前記第１のスイッチ（Ｔ１）を開く手段が設けられる、請求項２乃至６のいずれか一項に記載の検出回路。
8. 前記キャパシタ（Ｃ２）は、前記検出用フォトダイオードのいくつかをマスクすることにより、そして前記マスクフォトダイオードの出力を前記増幅器の前記第２の入力へ接続することにより生成される、請求項１乃至７のいずれか一項に記載の検出回路。
9. 前記マスクフォトダイオードは前記一組の検出用フォトダイオード（３０１）内に一様に分散される、請求項８に記載の検出回路。
10. 前記検出用フォトダイオードに対するマスクフォトダイオードの割合は約１／ｎであり、ｎは少なくとも２に等しい整数である、請求項９に記載の検出回路。
11. 前記増幅器（ＡＭＰ）の前記出力電圧と閾値電圧とを比較するための比較器（１０３）をさらに含む、請求項１乃至１０のいずれか一項に記載の検出回路。
12. 前記回路は、前記増幅器（ＡＭＰ）の前記出力電圧が前記閾値電圧を越えると、画像捕捉をトリガするための信号を生成することができる、請求項１１に記載の検出回路。
13. 請求項１乃至１２のいずれか一項に記載の放射線像捕捉をトリガするという観点でＸ線の様子を検出するための回路（３０１）を含む放射線像センサ。

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