JP6227227B2 - Radiation imaging equipment - Google Patents

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Description

本発明は、放射線画像撮影装置に係り、特に、放射線検出素子が二次元状に配列された放射線画像撮影装置に関する。   The present invention relates to a radiographic imaging apparatus, and more particularly to a radiographic imaging apparatus in which radiation detection elements are arranged in a two-dimensional manner.

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ー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ー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（すなわち画像データ）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 A so-called indirect radiographic imaging device that converts an electromagnetic wave having a wavelength and then generates a charge in a photoelectric conversion element such as a photodiode according to the energy of the converted electromagnetic wave and converts it to an electrical signal (ie, image data). Have been developed. 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、従来は支持台と一体的に形成された、いわゆる専用機型（固定型、据え置き型等ともいう。）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筐体内に収納し、持ち運び可能と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 imaging apparatus is known as an FPD (Flat Panel Detector), and is conventionally configured as a so-called dedicated machine type (also referred to as a fixed type or a stationary type) integrally formed with a support base. However, in recent years, a portable radiographic imaging apparatus in which a radiation detection element or the like is housed in a housing and can be carried has been developed and put into practical use (for example, Patent Document 2, 3).

このような放射線画像撮影装置では、通常、複数の放射線検出素子がセンサーパネルの基板上に二次元状（マトリクス状）に配列されている。そして、放射線画像撮影装置に被写体を介して放射線が照射されて放射線画像撮影が行われた後、各放射線検出素子から画像データＤが読み出されるように構成される。   In such a radiographic imaging apparatus, usually, a plurality of radiation detection elements are arranged two-dimensionally (matrix) on the sensor panel substrate. Then, after the radiation image capturing apparatus is irradiated with radiation through the subject and the radiation image capturing is performed, the image data D is read out from each radiation detection element.

そして、専用機型の放射線画像撮影装置も同様であるが、可搬型の放射線画像撮影装置では、センサーパネルが筐体内に収納されるようにして構成される。   The same applies to the dedicated radiographic imaging apparatus, but the portable radiographic imaging apparatus is configured such that the sensor panel is housed in the housing.

例えば特許文献４等では、患者の体重等の外部からの荷重に対する強度を筐体に持たせること等を目的として、筐体をカーボン繊維で形成することが記載されている。また、特許文献５等では、筐体を、マグネシウム合金やアルミニウム合金等の電磁ノイズシールド性や剛性に優れた金属で構成することが記載されている。   For example, Patent Document 4 and the like describe that the casing is formed of carbon fiber for the purpose of giving the casing strength against external loads such as patient weight. Patent Document 5 and the like describe that the casing is made of a metal having excellent electromagnetic noise shielding properties and rigidity such as magnesium alloy and aluminum alloy.

特開平９−７３１４４号公報JP-A-9-73144 特開２００６−０５８１２４号公報JP 2006-058124 A 特開平６−３４２０９９号公報JP-A-6-342099 国際公開第２００９／０５４２４２号パンフレットInternational Publication No. 2009/054242 Pamphlet 特開２０１２−７３１８６号公報JP 2012-73186 A

ところで、本発明者らの研究では、上記のように、放射線画像撮影装置の筐体を、カーボン繊維や金属等の導電性の材料で形成した場合、例えば放射線画像撮影装置に形成されたコネクター（例えば後述する図１の３９参照）に接続されたケーブル（例えば後述する図３のＣａ参照）を介して外部装置で発生したノイズがコネクターを介して放射線画像撮影装置の筐体に伝播する場合がある。   By the way, in the research of the present inventors, as described above, when the housing of the radiographic imaging apparatus is formed of a conductive material such as carbon fiber or metal, for example, a connector ( For example, there is a case where noise generated in an external device is transmitted to a housing of the radiographic imaging apparatus via a connector (for example, see Ca in FIG. 3 described later) connected to a cable connected to a housing of the radiation imaging apparatus via a connector. is there.

一方、放射線画像撮影装置のセンサーパネルの基板と筐体との間には、空気の層や緩衝材等が介在されており、コンデンサー状の構造になっていて寄生容量が形成されている。そのような状態で、上記のように放射線画像撮影装置の筐体にノイズが伝播して筐体が電位的に揺らぐと、その電位的な揺らぎのために、センサーパネルの基板上に形成された各放射線検出素子から読み出される画像データにノイズが重畳されることが分かってきた。   On the other hand, an air layer, a cushioning material, or the like is interposed between the sensor panel substrate and the housing of the radiographic imaging apparatus, and has a capacitor-like structure to form a parasitic capacitance. In such a state, when noise propagates to the housing of the radiographic imaging device as described above and the housing shakes in potential, it is formed on the substrate of the sensor panel due to the potential fluctuation. It has been found that noise is superimposed on image data read from each radiation detection element.

本発明は、上記の問題点を鑑みてなされたものであり、外部装置で発生したノイズに起因して、読み出される画像データにノイズが重畳されることを防止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 is a radiographic imaging apparatus capable of preventing noise from being superimposed on read image data due to noise generated in an external apparatus. 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、
基板の一面側に二次元状に配列された複数の放射線検出素子と、前記各放射線検出素子から画像データを読み出す読み出し回路と、少なくとも前記読み出し回路の動作を制御する制御手段とを備えるセンサーパネルと、
前記センサーパネルを収納する、導電性の材料で形成された筐体と、
前記筐体内に収納されており、外部装置との間で無線通信を行うためのアンテナと、
を備え、
前記アンテナと前記導電性の材料で形成された筐体との間の部分に、前記アンテナと前記筐体とが直接に対向する部分がないように、シート状かつ絶縁性のアンテナ保護部材が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 panel comprising: a plurality of radiation detection elements arranged two-dimensionally on one surface of the substrate; a readout circuit that reads out image data from each of the radiation detection elements; and a control means that controls at least the operation of the readout circuit; ,
A housing made of a conductive material for housing the sensor panel;
An antenna that is housed in the housing and performs wireless communication with an external device;
With
A sheet-like and insulating antenna protection member is provided so that there is no portion where the antenna and the housing are directly opposed to each other between the antenna and the housing formed of the conductive material. It is characterized by being.

本発明のような放射線画像撮影装置では、外部装置で発生したノイズに起因して、各放射線検出素子から読み出される画像データにノイズが重畳されることを的確に防止することが可能となる。 In the radiographic imaging apparatus, such as in the present invention, due to the noise generated by the external apparatus, it is possible to accurately prevent noise in the image data read out from the radiation detection elements are superimposed.

本実施形態に係る放射線画像撮影装置の外観を表す斜視図である。It is a perspective view showing the appearance of a radiographic imaging device concerning this embodiment. 本実施形態に係る放射線画像撮影装置の断面図である。It is sectional drawing of the radiographic imaging apparatus which concerns on this embodiment. ケーブルを接続した状態の放射線画像撮影装置の外観を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the external appearance of the radiographic imaging apparatus of the state which connected the cable. 放射線画像撮影装置の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 board | substrate of a radiographic imaging apparatus. 本実施形態に係る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 the radiographic imaging apparatus which concerns on this embodiment. 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. 画像データの読み出し処理における電荷リセット用スイッチ、パルス信号、ＴＦＴのオン／オフのタイミングを表すタイミングチャートである。6 is a timing chart showing charge reset switches, pulse signals, and TFT on / off timings in image data read processing. 従来の放射線画像撮影装置と外部装置とが接続された状態を簡略化して表す図である。It is a figure which simplifies and represents the state in which the conventional radiographic imaging apparatus and the external device were connected. 本実施形態に係る放射線画像撮影装置の構成および本実施形態に係る放射線画像撮影装置と外部装置とが接続された状態を簡略化して表す図である。It is a figure which simplifies and represents the state where the structure of the radiographic imaging apparatus which concerns on this embodiment, and the radiographic imaging apparatus which concerns on this embodiment, and the external device were connected. 放射線画像撮影装置におけるコネクターの取り付け方等を示す図である。It is a figure which shows the attachment method etc. of the connector in a radiographic imaging apparatus. （Ａ）本実施形態に係る放射線画像撮影装置のコネクターの構成を示す図であり、（Ｂ）接続片がコネクターの補強板と支持部材との間で挟持された状態等を説明する図である。(A) It is a figure which shows the structure of the connector of the radiographic imaging apparatus which concerns on this embodiment, (B) It is a figure explaining the state etc. where the connection piece was clamped between the reinforcement board and support member of a connector. . 外部からアース電位が供給される端子をも接続片に接続するように構成した場合のコネクターの構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of a connector at the time of comprising so that the terminal to which earth | ground potential may be supplied from the outside may also be connected to a connection piece. 本実施形態に係る放射線画像撮影装置の内部を図２における下側から見た場合の概略図である。It is the schematic at the time of seeing the inside of the radiographic imaging apparatus which concerns on this embodiment from the lower side in FIG. 放射線画像撮影装置におけるアンテナの取り付け方等を示す図である。It is a figure which shows the attachment method etc. of the antenna in a radiographic imaging apparatus. （Ａ）アンテナ保護部材の形成の仕方の一例を示す図であり、（Ｂ）別の例を示す図である。(A) It is a figure which shows an example of the formation method of an antenna protection member, (B) It is a figure which shows another example.

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として、シンチレーター等を備え、放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について説明するが、本発明は、シンチレーター等を介さずに放射線を放射線検出素子で直接検出する、いわゆる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できる。   In the following description, a so-called indirect radiation image capturing apparatus that includes a scintillator or the like and converts an emitted radiation into an electromagnetic wave having another wavelength such as visible light to obtain an electrical signal will be described. The present invention can also be applied to a so-called direct type radiographic imaging apparatus that directly detects radiation with a radiation detection element without using a scintillator or the like.

また、以下では、放射線画像撮影装置がいわゆる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、本発明を適用することが可能である。   In the following, a case where the radiographic imaging apparatus is a so-called portable type will be described, but the present invention is also applied to a so-called dedicated machine type radiographic imaging apparatus formed integrally with a support base or the like. Is possible.

［放射線画像撮影装置の基本的な構成等について］
本実施形態に係る放射線画像撮影装置の基本的な構成等について説明する。図１は、放射線画像撮影装置の外観を示す斜視図であり、図２は、放射線画像撮影装置の断面図である。 [Basic configuration of radiation imaging equipment]
A basic configuration of the radiographic image capturing apparatus according to the present embodiment will be described. FIG. 1 is a perspective view showing an appearance of a radiographic image capturing apparatus, and FIG. 2 is a cross-sectional view of the radiographic image capturing apparatus.

放射線画像撮影装置１は、図１に示すように、放射線が照射される側の面である放射線入射面Ｒを有する筐体２内に、シンチレーター３や基板４等で構成されるセンサーパネルＳＰが収納されて構成されており、可搬型とされている。   As shown in FIG. 1, the radiographic imaging apparatus 1 includes a sensor panel SP including a scintillator 3 and a substrate 4 in a housing 2 having a radiation incident surface R that is a surface on which radiation is irradiated. It is housed and configured, and is portable.

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（すなわちカーボン繊維を樹脂等で板状に固めたもの）で形成されており、ハウジング本体部２Ａの両側の開口部を保護カバー２Ｂ、２Ｃで閉塞することで筐体２が形成されるようになっている。   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 carbon plate (that is, carbon fiber) that transmits radiation. The housing 2 is formed by closing the openings on both sides of the housing main body 2A with protective covers 2B and 2C.

なお、放射線画像撮影装置１の筐体２を、前述したようにマグネシウム合金やアルミニウム合金等の金属で形成することも可能であり、導電性を有する材料であれば、筐体２はどのような材料で形成されていてもよい。また、筐体２は、必ずしもその全てが導電性を有する材料で形成されている必要はなく、例えば筐体２の放射線入射面Ｒ側のみを導電性を有する材料で形成し、残りの部分を樹脂等の導電性を有しない材料で形成することも可能である。   Note that the housing 2 of the radiographic imaging apparatus 1 can be formed of a metal such as magnesium alloy or aluminum alloy as described above. It may be made of a material. Further, the housing 2 does not necessarily have to be formed of a conductive material. For example, only the radiation incident surface R side of the housing 2 is formed of a conductive material, and the remaining portion is formed. It is also possible to form with a material having no electrical conductivity such as resin.

本実施形態では、保護カバー２Ｂ、２Ｃの部分α、βには、外部装置との間で無線通信を行うためのアンテナ４１（後述する図５参照）が内蔵されている。また、筐体２の一方側の保護カバー２Ｂには、コネクター３９が設けられており、図３に示すように、コネクター３９には、ケーブルＣａの先端に設けられた外部コネクターＣが接続できるようになっている。   In the present embodiment, antennas 41 (see FIG. 5 to be described later) for performing wireless communication with external devices are incorporated in the parts α and β of the protective covers 2B and 2C. The protective cover 2B on one side of the housing 2 is provided with a connector 39. As shown in FIG. 3, the connector 39 can be connected to an external connector C provided at the tip of the cable Ca. It has become.

そして、図示を省略するが、コネクター３９は、放射線画像撮影装置１の筐体２内部に設けられた充電回路を介してバッテリー２４（図２や後述する図５参照）を充電するための電力の供給を中継したり、或いは、放射線画像撮影装置１内部に設けられた図示しない有線通信部（後述する図８の５３参照）を介した後述する制御手段２２と外部装置との間の有線方式による通信を中継したりするようになっている。   And although illustration is abbreviate | omitted, the connector 39 is the electric power for charging the battery 24 (refer FIG. 2 and FIG. 5 mentioned later) through the charging circuit provided in the housing | casing 2 of the radiographic imaging apparatus 1. FIG. By relaying the supply, or by a wired system between the control unit 22 (described later) and an external device via a wired communication unit (not illustrated) (see 53 in FIG. 8 described later) provided in the radiation image capturing apparatus 1 It is designed to relay communications.

なお、放射線画像撮影装置１におけるコネクター３９部分等の構成については、後で詳しく説明する。また、図１や図３における３７は電源スイッチ、３８は切替スイッチ、４０はバッテリー状態や放射線画像撮影装置１の稼働状態等を表示するＬＥＤ等で構成されたインジケーターを表す。   The configuration of the connector 39 and the like in the radiographic image capturing apparatus 1 will be described in detail later. In FIG. 1 and FIG. 3, 37 is a power switch, 38 is a changeover switch, and 40 is an indicator constituted by an LED or the like for displaying a battery state, an operating state of the radiographic imaging apparatus 1 or the like.

図２に示すように、筐体２内には、基台３１が配置されており、基台３１の放射線入射面Ｒ側に図示しない鉛の薄板等を介して基板４が設けられている（以下、簡単に図中の上下方向にあわせて装置における上下方向を表す。）。そして、基板４の上面側には、照射された放射線を可視光等の光に変換するシンチレーター３がシンチレーター基板３４上に設けられ、シンチレーター３が基板４側に対向する状態で設けられている。   As shown in FIG. 2, a base 31 is arranged in the housing 2, and a substrate 4 is provided on the radiation incident surface R side of the base 31 via a lead thin plate (not shown) ( Hereinafter, the vertical direction in the apparatus is simply expressed in accordance with the vertical direction in the figure). A scintillator 3 that converts irradiated radiation into light such as visible light is provided on the scintillator substrate 34 on the upper surface side of the substrate 4, and the scintillator 3 is provided facing the substrate 4 side.

本実施形態では、基板４はガラス基板で構成されており、図４に示すように、基板４の上面（すなわちシンチレーター３に対向する面）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。また、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 substrate 4 is formed of a glass substrate, and as shown in FIG. 4, a plurality of scanning lines 5 and a plurality of signals are provided on the upper surface 4a of the substrate 4 (that is, the surface facing the scintillator 3). The lines 6 are arranged so as to intersect 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 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（マトリクス状）に配列された複数の放射線検出素子７が設けられた小領域ｒの全体、すなわち図４や後述する図５に一点鎖線で示される領域が検出部Ｐとされている。本実施形態では、放射線検出素子７はフォトダイオードが用いられているが、例えばフォトトランジスター等を用いることも可能である。   In this way, the entire small region r provided with a plurality of radiation detection elements 7 arranged in a two-dimensional form (matrix) in each small region r partitioned by the scanning lines 5 and the signal lines 6, that is, FIG. In addition, a region indicated by an alternate long and short dash line in FIG. In the present embodiment, a photodiode is used as the radiation detection element 7, but a phototransistor or the like can also be used, for example.

基台３１の下面側には、電子部品３２等が配設されたＰＣＢ基板３３やバッテリー２４等が取り付けられている。そして、基板４の面４ａ上に配線された走査線５や信号線６等は、入出力端子１１（図４参照）やフレキシブル回路基板（Chip On Film等ともいう。）等を介して基台３１の下面側に引き回され、各種の電子部品３２に接続されるようになっている。なお、本実施形態では、基板４等と筐体２の側面との間に緩衝材３５が設けられている。   On the lower surface side of the base 31, a PCB substrate 33 on which electronic components 32 and the like are arranged, a battery 24, and the like are attached. The scanning lines 5, signal lines 6 and the like wired on the surface 4a of the substrate 4 are based on input / output terminals 11 (see FIG. 4), flexible circuit boards (also referred to as “Chip On Film”) and the like. It is drawn to the lower surface side of 31 and is connected to various electronic components 32. In the present embodiment, the cushioning material 35 is provided between the substrate 4 and the like and the side surface of the housing 2.

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５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６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. 5 is a block diagram illustrating an equivalent circuit of the radiographic imaging apparatus 1 according to the present embodiment, and FIG. 6 is a block diagram illustrating an equivalent circuit for one pixel constituting the detection unit P.

各放射線検出素子７の第１電極７ａには、スイッチ手段であるＴＦＴ８のソース電極８ｓ（図５や図６の「Ｓ」参照）が接続されている。また、ＴＦＴ８のドレイン電極８ｄおよびゲート電極８ｇ（図５や図６の「Ｄ」および「Ｇ」参照）は信号線６および走査線５にそれぞれ接続されている。   The first electrode 7a of each radiation detection element 7 is connected to the source electrode 8s (see “S” in FIG. 5 and FIG. 6) of the TFT 8 serving as a switching means. Further, the drain electrode 8d and the gate electrode 8g (see “D” and “G” in FIGS. 5 and 6) of the TFT 8 are connected to the signal line 6 and the scanning line 5, respectively.

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にオン電圧が印加されるとオン状態となり、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。また、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 a turn-on voltage is applied to the gate electrode 8g via the scanning line 5 from the scanning driving means 15 described later, and is accumulated in the radiation detection element 7 via the source electrode 8s and the drain electrode 8d. The charged electric charge is discharged to the signal line 6. Further, when a turn-off voltage is applied to the gate electrode 8 g via the scanning line 5, the gate electrode 8 g is turned off, the discharge of charge from the radiation detection element 7 to the signal line 6 is stopped, and charge is accumulated in the radiation detection element 7. It is supposed to let you.

また、本実施形態では、基板４上で１列の各放射線検出素子７ごとに１本の割合で各放射線検出素子７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、図４に示すように、各バイアス線９は基板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, the bias line 9 is connected to the second electrode 7b of each radiation detection element 7 at a rate of one for each radiation detection element 7 in a row on the substrate 4, and FIG. As shown, each bias line 9 is bound to the connection 10 at a position outside the detection portion P of the substrate 4.

そして、結線１０は入出力端子１１（パッドともいう。図４参照）を介してバイアス電源１４（図５や図６参照）に接続されており、バイアス電源１４から結線１０や各バイアス線９を介して各放射線検出素子７の第２電極７ｂに逆バイアス電圧が印加されるようになっている。   The connection 10 is connected to a bias power supply 14 (see FIGS. 5 and 6) via an input / output terminal 11 (also referred to as a pad, see FIG. 4). The connection 10 and each bias line 9 are connected from the bias power supply 14 to the connection. Thus, a reverse bias voltage is applied to the second electrode 7b of each radiation detection element 7.

なお、本実施形態では、各入出力端子１１には、図示しないフレキシブル回路基板が、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を介して接続されている。そして、フレキシブル回路基板は、基板４の裏面側に引き回され、裏面側でＰＣＢ基板３３（図２参照）上の各機能部（図２の各電子部品３２参照）に接続されている。   In the present embodiment, a flexible circuit board (not shown) is provided in each input / output terminal 11 such as anisotropic conductive paste (Anisotropic Conductive Film) or anisotropic conductive paste (Anisotropic Conductive Paste). Are connected via an adhesive material. The flexible circuit board is routed to the back surface side of the substrate 4 and connected to each functional unit (see each electronic component 32 in FIG. 2) on the PCB substrate 33 (see FIG. 2) on the back surface side.

一方、図５に示すように、各走査線５は、それぞれ入出力端子１１を介して走査駆動手段１５のゲートドライバー１５ｂにそれぞれ接続されている。走査駆動手段１５では、配線１５ｃを介して電源回路１５ａからゲートドライバー１５ｂにオン電圧とオフ電圧が供給されるようになっており、ゲートドライバー１５ｂで走査線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との間でそれぞれ切り替えるようになっている。   On the other hand, as shown in FIG. 5, each scanning line 5 is connected to the gate driver 15 b of the scanning driving means 15 via the input / output terminal 11. In the scanning drive means 15, an ON voltage and an OFF voltage are supplied from the power supply circuit 15a to the gate driver 15b via the wiring 15c, and applied to the lines L1 to Lx of the scanning line 5 by the gate driver 15b. The voltage is switched between an on voltage and an off voltage.

また、各信号線６は、各入出力端子１１を介して読み出しＩＣ１６内に内蔵された各読み出し回路１７にそれぞれ接続されている。本実施形態では、読み出し回路１７は、主に増幅回路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ー２１と、Ａ／Ｄ変換器２０とが設けられている。なお、図５や図６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。   Each signal line 6 is connected to each readout circuit 17 built in the readout IC 16 via each input / output terminal 11. In the present embodiment, the readout circuit 17 is mainly composed of 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 read IC 16. 5 and 6, the correlated double sampling circuit 19 is represented as CDS.

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ー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。   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

また、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。なお、本実施形態では、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 turned on / off by the control means 22. In this embodiment, 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 the charge reset switch 18c. Is turned off / on in conjunction with the on / off action.

各放射線検出素子７からの画像データＤの読み出し処理の際には、図７に示すように、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、各放射線検出素子７のＴＦＴ８にオン電圧が印加されてオン状態とされると、各放射線検出素子７内から信号線６に電荷がそれぞれ放出されて、各読み出し回路１７の増幅回路１８のコンデンサー１８ｂに流れ込んで蓄積される。そして、増幅回路１８では、コンデンサー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ようになっている。   In the process of reading the image data D from each radiation detection element 7, as shown in FIG. 7, the TFT 8 of each radiation detection element 7 is in a state where the charge reset switch 18c of the amplifier circuit 18 is turned off. When the ON voltage is applied to the signal line 6, electric charges are discharged from the radiation detection elements 7 to the signal lines 6, and flow into the capacitors 18 b of the amplification circuits 18 of the readout circuits 17 to be accumulated. In the amplifier circuit 18, a voltage value corresponding to the amount of charge accumulated in the capacitor 18b is output from the output side of the operational amplifier 18a.

相関二重サンプリング回路１９は、各放射線検出素子７から電荷が流れ込む前後の増幅回路１８からの出力値の増加分をアナログ値の画像データＤとして下流側に出力する。そして、出力された各画像データＤがアナログマルチプレクサー２１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Ｄに順次変換されて記憶手段２３に出力されて順次保存される。このようにして画像データＤの読み出し処理が行われるようになっている。   The correlated double sampling circuit 19 outputs an increase in the output value from the amplifier circuit 18 before and after the charge flows from each radiation detection element 7 as analog value image data D to the downstream side. The output image data D is sequentially transmitted to the A / D converter 20 via the analog multiplexer 21, and is sequentially converted into digital image data D by the A / D converter 20 and stored in the storage means 23. Output and save sequentially. In this way, the reading process of the image data D is performed.

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ーや、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。   The control means 22 includes a CPU (Central Processing Unit), a ROM (Read Only Memory), a RAM (Random Access Memory), an input / output interface, etc., not shown, connected to a bus, an FPGA (Field Programmable Gate Array), or the like. It is configured. It may be configured by a dedicated control circuit.

そして、制御手段２２は、走査駆動手段１５や読み出し回路１７を制御して上記のように画像データＤの読み出し処理を行わせるなど、放射線画像撮影装置１の各機能部の動作等を制御するようになっている。また、図５や図６に示すように、制御手段２２には、ＳＲＡＭ（Static ＲＡＭ）やＳＤＲＡＭ（Synchronous ＤＲＡＭ）等で構成される記憶手段２３が接続されている。   Then, the control unit 22 controls the operation of each functional unit of the radiographic imaging apparatus 1 such as controlling the scanning driving unit 15 and the readout circuit 17 to perform the readout process of the image data D as described above. It has become. As shown in FIGS. 5 and 6, the control means 22 is connected to a storage means 23 composed of SRAM (Static RAM), SDRAM (Synchronous DRAM) 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４１を備える無線通信部４２が接続されており、無線通信部４２は、アンテナ４１を介して外部装置と信号等の無線通信を行うようになっている。さらに、制御手段２２には、走査駆動手段１５や読み出し回路１７、記憶手段２３、バイアス電源１４等の各機能部に必要な電力を供給するバッテリー２４が接続されている。   In the present embodiment, the control unit 22 is connected to the wireless communication unit 42 including the antenna 41 described above, and the wireless communication unit 42 performs wireless communication such as signals with an external device via the antenna 41. It is like that. Further, a battery 24 that supplies necessary power to each functional unit such as the scanning drive unit 15, the readout circuit 17, the storage unit 23, and the bias power supply 14 is connected to the control unit 22.

本実施形態では、以上のようにして、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ（図２参照）が形成されている。   In the present embodiment, the sensor panel SP (see FIG. 2) of the radiation image capturing apparatus 1 is formed as described above.

［外部装置で発生したノイズが画像データに重畳される仕組みについて］
次に、本発明に特有の構成等について説明する前に、前述したように、従来の放射線画像撮影装置において、外部装置で発生したノイズに起因して、読み出される画像データにノイズが重畳される仕組みについて説明する。 [Mechanism to superimpose noise generated by external device on image data]
Next, before describing the configuration and the like unique to the present invention, as described above, in the conventional radiographic imaging apparatus, noise is superimposed on the read image data due to noise generated in the external device. Explain the mechanism.

図８は、従来の放射線画像撮影装置１００のコネクター３９に、図３に示したように外部コネクターＣを接続して、放射線画像撮影装置１００と外部装置６０とが接続された状態を簡略化して表す図である。   8 simplifies the state in which the radiation image capturing apparatus 100 and the external apparatus 60 are connected to the connector 39 of the conventional radiation image capturing apparatus 100 by connecting the external connector C as shown in FIG. FIG.

なお、図８では、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１と同様に機能する機能部については本実施形態に係る放射線画像撮影装置１の場合と同じ符号を付して表されている。また、図８では、各機能部５２と制御手段２２とが別に記載されているが、各機能部５２には、制御手段２２も含まれ、走査駆動手段１５や各読み出し回路１７等も含まれる。さらに、図８では、放射線画像撮影装置と接続される外部装置６０が１つの装置である場合が記載されているが、複数の装置からなる場合もある。   In FIG. 8, functional units that function in the same manner as the radiographic image capturing apparatus 1 according to the present embodiment are denoted by the same reference numerals as those of the radiographic image capturing apparatus 1 according to the present embodiment. In FIG. 8, each functional unit 52 and the control unit 22 are separately described. However, each functional unit 52 includes the control unit 22, the scanning drive unit 15, each readout circuit 17, and the like. . Furthermore, although FIG. 8 illustrates the case where the external device 60 connected to the radiographic imaging device is a single device, it may be composed of a plurality of devices.

従来の放射線画像撮影装置１００の場合、図８に示すように、接続された外部コネクターＣと放射線画像撮影装置１００のコネクター３９とを介して、放射線画像撮影装置１００の電源基板５０と、外部装置６０の電力供給用の配線６１とが接続される。また、電源基板５０のＧＮＤ電位が印加される配線５１（以下、単にＧＮＤ配線５１という。）と、外部装置６０からＧＮＤ電位を供給する配線６２とが接続される。   In the case of the conventional radiographic imaging apparatus 100, as shown in FIG. 8, the power supply board 50 of the radiographic imaging apparatus 100 and the external apparatus are connected via the connected external connector C and the connector 39 of the radiographic imaging apparatus 100. 60 power supply wirings 61 are connected. In addition, a wiring 51 to which the GND potential of the power supply substrate 50 is applied (hereinafter simply referred to as the GND wiring 51) and a wiring 62 that supplies the GND potential from the external device 60 are connected.

本実施形態に係る放射線画像撮影装置１でも同様であるが、電源基板５０は、前述したＰＣＢ基板３３の一部を構成しており、電源基板５０には、例えば前述したバイアス電源１４（図５や図６参照）が設けられている。   The same applies to the radiographic imaging apparatus 1 according to the present embodiment, but the power supply substrate 50 constitutes a part of the PCB substrate 33 described above, and the power supply substrate 50 includes, for example, the bias power supply 14 described above (FIG. 5). And FIG. 6).

また、図示を省略するが、電源基板５０には、さらに、外部装置６０や装置内部のバッテリー２４から供給された電力から各機能部５２に適した電圧を生成して供給する電圧生成回路や、バッテリー２４の充電のために外部装置６０から供給された電力を充電用の電力に変換してバッテリー２４に供給する充電回路等も設けられている。   Although not shown, the power supply substrate 50 further generates a voltage suitable for each functional unit 52 from the power supplied from the external device 60 or the battery 24 inside the device, and supplies it, A charging circuit that converts the power supplied from the external device 60 for charging the battery 24 into power for charging and supplies the power to the battery 24 is also provided.

また、電源基板５０のＧＮＤ配線５１は、電源基板５０上で、各機能部５２のＧＮＤ配線と直接（すなわち変換器等の回路等を介在させずに直接）接続されている。そのため、以下、電源基板５０のＧＮＤ配線と各機能部５２のＧＮＤ配線とを一体として、単にＧＮＤ配線５１という。   In addition, the GND wiring 51 of the power supply substrate 50 is directly connected to the GND wiring of each functional unit 52 on the power supply substrate 50 (that is, directly without interposing a circuit such as a converter). Therefore, hereinafter, the GND wiring of the power supply substrate 50 and the GND wiring of each functional unit 52 are simply referred to as a GND wiring 51.

なお、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１の場合も同様であるが、図８に示すように、接続された外部コネクターＣと放射線画像撮影装置１００のコネクター３９とを介して、放射線画像撮影装置１００の有線通信部５３と、外部装置６０の通信用の配線６３とが接続される。   The same applies to the radiographic imaging apparatus 1 according to the present embodiment, but radiographic imaging is performed via the connected external connector C and the connector 39 of the radiographic imaging apparatus 100 as shown in FIG. The wired communication unit 53 of the device 100 and the communication wiring 63 of the external device 60 are connected.

一方、従来の放射線画像撮影装置１００では、コネクター３９の複数の端子のうちの１つの端子３９ａが、外部装置６０からアース電位を供給する配線６４に接続されるようになっており、この端子３９ａが、放射線画像撮影装置１００の導電性の筐体２と接続されている。   On the other hand, in the conventional radiographic imaging apparatus 100, one terminal 39a among the plurality of terminals of the connector 39 is connected to the wiring 64 that supplies the ground potential from the external device 60, and this terminal 39a. Is connected to the conductive casing 2 of the radiation image capturing apparatus 100.

放射線画像撮影装置１００がこのように構成されている場合、以下のような現象が生じる。すなわち、上記のように、放射線画像撮影装置１００のＧＮＤ配線５１は、外部装置６０からＧＮＤ電位を供給する配線６２に接続されている。そのため、放射線画像撮影装置１００のＧＮＤ配線５１に印加されているＧＮＤ電位には、放射線画像撮影装置１００の制御手段２２や走査駆動手段１５、各読み出し回路１７等の各機能部５２やバイアス電源１４等で発生したノイズ、および外部装置６０内で発生したノイズが重畳される。   When the radiation image capturing apparatus 100 is configured in this way, the following phenomenon occurs. That is, as described above, the GND wiring 51 of the radiographic image capturing apparatus 100 is connected to the wiring 62 that supplies the GND potential from the external device 60. Therefore, the GND potential applied to the GND wiring 51 of the radiographic image capturing apparatus 100 includes the function unit 52 and the bias power supply 14 such as the control unit 22, the scan driving unit 15, and each readout circuit 17 of the radiographic image capturing apparatus 100. Etc. and noise generated in the external device 60 are superimposed.

すなわち、放射線画像撮影装置１００のＧＮＤ配線５１に印加されているＧＮＤ電位は、放射線画像撮影装置１００内の各機能部５２やバイアス電源１４、外部装置６０等で発生したノイズのために、電位が揺らぐ。   That is, the GND potential applied to the GND wiring 51 of the radiographic image capturing apparatus 100 has a potential due to noise generated in each functional unit 52, the bias power supply 14, the external apparatus 60, and the like in the radiographic image capturing apparatus 100. Shake.

また、放射線画像撮影装置１００の筐体２は、コネクター３９の端子３９ａを介して、外部装置６０からアース電位を供給する配線６４に接続されている。そのため、放射線画像撮影装置１００の筐体２は、外部装置６０から供給されるアース電位の揺らぎに応じて電位的に揺らぐ。   The housing 2 of the radiographic image capturing apparatus 100 is connected to a wiring 64 that supplies a ground potential from the external apparatus 60 via a terminal 39 a of the connector 39. For this reason, the housing 2 of the radiographic imaging apparatus 100 fluctuates in potential according to the fluctuation of the ground potential supplied from the external device 60.

その際、例えば図８に示すように、放射線画像撮影装置１００に電力を供給する等する外部装置６０とは別体の、例えば、放射線画像撮影装置１００に放射線を照射する放射線源等の他の外部装置７０のアースと、外部装置６０のアースとが共通とされている場合がある。   At this time, as shown in FIG. 8, for example, another device such as a radiation source that irradiates radiation to the radiographic imaging apparatus 100 is provided separately from the external apparatus 60 that supplies power to the radiographic imaging apparatus 100. In some cases, the ground of the external device 70 and the ground of the external device 60 are common.

このような場合には、電力供給装置としての外部装置６０から供給される電源周波数のノイズに、さらに、放射線源内の管球ローターを回転させるためのインバーターノイズ等の高周波ノイズが重畳されたノイズが、アース電位に乗って、放射線画像撮影装置１００の筐体２に供給される。   In such a case, noise in which high frequency noise such as inverter noise for rotating the tube rotor in the radiation source is further superimposed on noise of the power supply frequency supplied from the external device 60 as the power supply device. Then, it is supplied to the housing 2 of the radiographic image capturing apparatus 100 on the ground potential.

そして、放射線画像撮影装置１００のＧＮＤ配線５１に印加されているＧＮＤ電位の揺らぎと、放射線画像撮影装置１００の筐体２の電位的な揺らぎ（すなわち外部装置６０から供給されるアース電位の揺らぎ）は、同じようには揺らがない。   Then, fluctuations in the GND potential applied to the GND wiring 51 of the radiographic image capturing apparatus 100 and potential fluctuations in the housing 2 of the radiographic image capturing apparatus 100 (that is, fluctuations in the ground potential supplied from the external device 60). Will not shake as well.

特に、外部装置６０からアース電位を供給する配線６４を伝って放射線画像撮影装置１００の筐体２に供給されるアース電位の揺らぎには、上記のように、外部装置６０だけでなく他の外部装置７０で発生したノイズが含まれる場合もあり得る。また、放射線画像撮影装置１００の筐体２には、放射線画像撮影装置１００内で発生してＧＮＤ配線５１内を伝播する電位の揺らぎは伝達されない。   In particular, the fluctuation of the ground potential supplied from the external device 60 to the housing 2 of the radiation imaging apparatus 100 through the wiring 64 for supplying the ground potential is not limited to the external device 60 as described above. In some cases, noise generated by the device 70 may be included. Further, the fluctuation of the potential generated in the radiographic image capturing apparatus 100 and propagating through the GND wiring 51 is not transmitted to the housing 2 of the radiographic image capturing apparatus 100.

そのため、放射線画像撮影装置１００のＧＮＤ配線５１に印加されているＧＮＤ電位の揺らぎと、放射線画像撮影装置１００の筐体２の電位的な揺らぎとは、通常、大きさも周波数も異なるものとなり、同じ波形にはならない。そのため、放射線画像撮影装置１００のＧＮＤ配線５１側のＧＮＤ電位、すなわち放射線画像撮影装置１００のセンサーパネルＳＰ側の基準電位と、放射線画像撮影装置１００の筐体２側の電位との間の電位差ΔＶが一定にならず、その間の電位差ΔＶが絶えず変動している状態になる。   Therefore, the fluctuation of the GND potential applied to the GND wiring 51 of the radiographic image capturing apparatus 100 and the potential fluctuation of the housing 2 of the radiographic image capturing apparatus 100 are usually different in size and frequency, and are the same. It does not become a waveform. Therefore, the potential difference ΔV between the GND potential on the GND wiring 51 side of the radiographic image capturing apparatus 100, that is, the reference potential on the sensor panel SP side of the radiographic image capturing apparatus 100 and the potential on the housing 2 side of the radiographic image capturing apparatus 100. Is not constant, and the potential difference ΔV between them is constantly changing.

また、前述したように、放射線画像撮影装置１００のセンサーパネルＳＰ（図２参照）の基板（特に放射線検出素子７が形成された基板４）と筐体２との間には、空気の層やシンチレーター３、シンチレーター基板３４、図示しない緩衝材等が介在されており、コンデンサー状の構造になっていて寄生容量Ｃが形成されている。   Further, as described above, an air layer or a space between the housing (particularly the substrate 4 on which the radiation detection element 7 is formed) of the sensor panel SP (see FIG. 2) of the radiographic image capturing apparatus 100 and the housing 2 is provided. The scintillator 3, the scintillator substrate 34, a buffer material (not shown), and the like are interposed, have a capacitor-like structure, and a parasitic capacitance C is formed.

そして、放射線画像撮影装置１００の基板４と筐体２との間に寄生容量Ｃが存在し、しかも、上記のように放射線画像撮影装置１００のセンサーパネルＳＰ側の基準電位と放射線画像撮影装置１００の筐体２側の電位との間の電位差ΔＶが常時変動する。そのため、各放射線検出素子７内に蓄積され、読み出される電荷Ｑは、ΔＱ＝Ｃ×ΔＶの関係から算出されるΔＱの変動によって影響された分だけ変動する状態になる。   A parasitic capacitance C exists between the substrate 4 and the housing 2 of the radiographic imaging apparatus 100, and the reference potential on the sensor panel SP side of the radiographic imaging apparatus 100 and the radiographic imaging apparatus 100 as described above. The potential difference ΔV with respect to the potential on the housing 2 side always varies. For this reason, the charge Q accumulated and read out in each radiation detection element 7 is in a state where the charge Q is affected by the change in ΔQ calculated from the relationship ΔQ = C × ΔV.

このように、従来の放射線画像撮影装置１００では、外部装置６０、７０で発生したノイズに起因して、放射線画像撮影装置１００のセンサーパネルＳＰ側の基準電位と放射線画像撮影装置１００の筐体２側の電位との間の電位差ΔＶが常時変動するため、各放射線検出素子７内で発生する電荷ＱがΔＱだけ揺らぐ。そのため、各放射線検出素子７から読み出される画像データＤにそれに起因するノイズが重畳されることが避けられなかった。   Thus, in the conventional radiographic imaging device 100, due to noise generated in the external devices 60 and 70, the reference potential on the sensor panel SP side of the radiographic imaging device 100 and the housing 2 of the radiographic imaging device 100 are displayed. Since the potential difference ΔV with respect to the side potential constantly varies, the charge Q generated in each radiation detection element 7 fluctuates by ΔQ. Therefore, it is inevitable that noise resulting from the image data D read from each radiation detection element 7 is superimposed.

なお、外部装置６０、７０で発生したノイズに起因して各放射線検出素子７から読み出される画像データＤにノイズが重畳される上記の問題は、図８に示したように、コネクター３９を介して放射線画像撮影装置１００と外部装置６０とを接続する場合にのみ生じるわけではない。   Note that the above-described problem in which noise is superimposed on the image data D read from each radiation detection element 7 due to noise generated in the external devices 60 and 70 is caused via the connector 39 as shown in FIG. This does not occur only when the radiographic image capturing apparatus 100 and the external apparatus 60 are connected.

すなわち、通常、放射線画像撮影装置１００の筐体２を導電性の材料で形成する場合には、外部の導電性の物体との間で短絡等が生じることを防止するために、少なくとも筐体２の表面が絶縁性の物質でコーティングされる等する。しかし、筐体２の製造工程におけるバリ取り等の段階でコーティングが除去される等して、筐体２を構成する導電性の材料が露出された状態になる場合がある。   That is, normally, when the casing 2 of the radiation imaging apparatus 100 is formed of a conductive material, at least the casing 2 is prevented in order to prevent a short circuit from occurring with an external conductive object. The surface of the substrate is coated with an insulating material. However, there are cases where the conductive material constituting the housing 2 is exposed, for example, when the coating is removed at the stage of deburring or the like in the manufacturing process of the housing 2.

図示を省略するが、このような状態の放射線画像撮影装置１００を、例えばブッキー装置（ブッキー撮影台等ともいう。）に装填する等した際に、放射線画像撮影装置１００を保持するアースされた導電性の部材と、放射線画像撮影装置１００の筐体２の導電性の材料が露出された部分が当接すると、上記と同様に、放射線画像撮影装置１００の筐体２に、外部装置（この場合はブッキー装置やその導電性の部材）からアース電位が供給される状態になり、上記の問題が発生し得る。   Although illustration is omitted, when the radiographic image capturing apparatus 100 in such a state is loaded into, for example, a Bucky apparatus (also referred to as a Bucky image capturing table), the grounded conductive material that holds the radiographic image capturing apparatus 100 is used. When the conductive member abuts the exposed portion of the conductive material of the housing 2 of the radiographic imaging apparatus 100, the external device (in this case) is connected to the casing 2 of the radiographic imaging apparatus 100 in the same manner as described above. Is in a state where a ground potential is supplied from the Bucky device or its conductive member), and the above-described problem may occur.

また、この他にも種々の理由で、上記のように、放射線画像撮影装置１００のセンサーパネルＳＰのＧＮＤ配線５１ではＧＮＤ電位に放射線画像撮影装置１００の各機能部５２等で発生したノイズ（外部装置に接続されている場合には外部装置内で発生したノイズ）が重畳され、放射線画像撮影装置１００の筐体２には外部装置から揺らぎを有するアース電位が供給される状態が生じ得る。   In addition, for various reasons, as described above, the GND wiring 51 of the sensor panel SP of the radiographic imaging apparatus 100 causes a noise (externally generated) at the GND potential in each functional unit 52 of the radiographic imaging apparatus 100 or the like. When connected to the apparatus, noise generated in the external apparatus) is superimposed, and the casing 2 of the radiation image capturing apparatus 100 may be supplied with a ground potential having fluctuations from the external apparatus.

そして、これらの場合は、いずれも、外部装置で発生したノイズに起因して、放射線画像撮影装置１００のセンサーパネルＳＰ側の基準電位と放射線画像撮影装置１００の筐体２側の電位との間の電位差ΔＶが常時変動し、各放射線検出素子７内で発生する電荷Ｑが揺らぐため、各放射線検出素子７から読み出される画像データＤにそれに起因するノイズが重畳されるという問題が生じる。   In any of these cases, due to the noise generated in the external device, between the reference potential on the sensor panel SP side of the radiographic image capturing device 100 and the potential on the housing 2 side of the radiographic image capturing device 100. The potential difference ΔV constantly fluctuates, and the charge Q generated in each radiation detection element 7 fluctuates, so that a problem arises in that noise resulting from it is superimposed on the image data D read from each radiation detection element 7.

［本発明に特有の構成等について］
以下、上記の問題を解決するための本発明に係る放射線画像撮影装置１に特有の構成等について説明する。また、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１の作用についてもあわせて説明する。 [Configurations Specific to the Present Invention]
Hereinafter, a configuration unique to the radiographic image capturing apparatus 1 according to the present invention for solving the above problem will be described. The operation of the radiographic image capturing apparatus 1 according to this embodiment will also be described.

本実施形態に係る放射線画像撮影装置１では、上記の問題を解決するため、図９に示すように、導電性の材料で形成された筐体２と、筐体２内のＧＮＤ配線５１とが導通されるようになっている。   In the radiographic imaging device 1 according to the present embodiment, in order to solve the above-described problem, as shown in FIG. 9, a housing 2 formed of a conductive material and a GND wiring 51 in the housing 2 are provided. It is designed to be conducted.

筐体２とＧＮＤ配線５１とを導通させる方法としては、例えば、筐体２の内側の一部のコーティングを除去して筐体２の導電性の材料を露出させ、それと、筐体２内の各機能部５２のＧＮＤ配線５１との間に配線を設けて、両者を配線で直接接続するように構成することが可能である。   As a method for electrically connecting the housing 2 and the GND wiring 51, for example, a part of the coating inside the housing 2 is removed to expose the conductive material of the housing 2, and the inside of the housing 2 It is possible to provide a wiring between each functional unit 52 and the GND wiring 51 and connect them directly by wiring.

また、本実施形態では、放射線画像撮影装置１の構成上、現状の構成に最も簡単な改変を加えるだけで、上記のように筐体２とＧＮＤ配線５１とを接続するようにするために、上記のコネクター３９の部分で、筐体２と装置内のＧＮＤ配線５１を導通させるようになっている。以下、そのための具体的な構成等について説明する。   Moreover, in this embodiment, in order to connect the housing | casing 2 and the GND wiring 51 as mentioned above only by adding the simplest modification to the present structure on the structure of the radiographic imaging device 1, In the connector 39, the casing 2 and the GND wiring 51 in the apparatus are electrically connected. Hereinafter, a specific configuration and the like will be described.

本実施形態では、放射線画像撮影装置１のコネクター３９の部分は、以下のようにして形成される。すなわち、図１０に示すように、コネクター３９の基板３９ｂを、コネクター３９を固定するための支持部材である蓋部材５４に設けた開口部５４ａに挿入し、コネクター３９を蓋部材５４にネジ止め等により固定する。コネクター３９が固定された蓋部材５４は、筐体２のハウジング本体部２Ａ（図１参照）に嵌め込まれる。   In the present embodiment, the portion of the connector 39 of the radiographic image capturing apparatus 1 is formed as follows. That is, as shown in FIG. 10, the board 39 b of the connector 39 is inserted into an opening 54 a provided in the lid member 54 that is a support member for fixing the connector 39, and the connector 39 is screwed to the lid member 54. To fix. The lid member 54 to which the connector 39 is fixed is fitted into the housing main body 2A (see FIG. 1) of the housing 2.

そして、図１０に示すように、コネクター３９が固定された蓋部材５４を被覆するように、樹脂製の保護カバー２Ｂが嵌め込まれる。このようにして、保護カバー２Ｂでハウジング本体部２Ａの開口部を閉塞するとともに、保護カバー２Ｂに設けられた開口部２Ｂａを通してコネクター３９が外部に露出するように構成される（図１参照）。   Then, as shown in FIG. 10, the resin protective cover 2 </ b> B is fitted so as to cover the lid member 54 to which the connector 39 is fixed. Thus, the protective cover 2B is configured to close the opening of the housing main body 2A, and the connector 39 is exposed to the outside through the opening 2Ba provided in the protective cover 2B (see FIG. 1).

本実施形態では、コネクター３９のこのような取り付け構造を利用して、コネクター３９の部分で、筐体２と装置内のＧＮＤ配線５１とを接続させて導通させるようになっている。なお、本実施形態では、コネクター３９を固定する蓋部材５４は、マグネシウム等の金属板やカーボン板等の導電性を有する材料で形成される。   In the present embodiment, using such a mounting structure of the connector 39, the housing 2 and the GND wiring 51 in the apparatus are connected and conducted at the connector 39 portion. In the present embodiment, the lid member 54 for fixing the connector 39 is formed of a conductive material such as a metal plate such as magnesium or a carbon plate.

すなわち、図１１（Ａ）に示すように、コネクター３９の基板３９ｂの上面からコネクター３９の補強板３９ｃ（図１０参照）の裏側（すなわち蓋部材５４に対向する面側。すなわちコネクター３９の補強板３９ｃを蓋部材５４に固定する際にコネクター３９の補強板３９ｃと蓋部材５４とで挟持される部分）にかけて、金属製等の導電性の接続片３９ｄを屈曲した状態に設ける。   11A, from the upper surface of the substrate 39b of the connector 39 to the back side of the reinforcing plate 39c (see FIG. 10) of the connector 39 (that is, the surface facing the lid member 54. That is, the reinforcing plate of the connector 39). A conductive connecting piece 39d made of metal or the like is provided in a bent state over a portion between the reinforcing plate 39c of the connector 39 and the lid member 54 when the 39c is fixed to the lid member 54.

そして、この接続片３９ｄとＧＮＤ配線５１とを例えば導線３９ｅで接続する。なお、図１１（Ａ）や後述する図１２では、コネクター３９にＧＮＤ配線５１のみが接続されている場合が示されているが、コネクター３９の各端子にそれぞれ必要な配線が接続されていることは言うまでもない。   Then, the connecting piece 39d and the GND wiring 51 are connected by, for example, a conducting wire 39e. 11A and FIG. 12 to be described later show a case where only the GND wiring 51 is connected to the connector 39. However, necessary wiring is connected to each terminal of the connector 39. Needless to say.

このように構成されたコネクター３９を蓋部材５４に固定すると、図１１（Ｂ）に示すように、接続片３９ｄがコネクター３９の補強板３９ｃと蓋部材５４との間で挟持される状態になり、接続片３９ｄと導電性の蓋部材５４とが導通する。そのため、接続片３９ｄを介して、ＧＮＤ配線５１と導電性の蓋部材５４とが導通する状態になる。   When the connector 39 configured as described above is fixed to the lid member 54, the connection piece 39d is sandwiched between the reinforcing plate 39c of the connector 39 and the lid member 54 as shown in FIG. The connection piece 39d and the conductive lid member 54 are electrically connected. Therefore, the GND wiring 51 and the conductive lid member 54 are brought into conduction through the connection piece 39d.

そして、本実施形態では、例えばコネクター３９が固定された蓋部材５４を、金属等の導電性の材料で形成されたネジ３９ｆで筐体２にネジ止めすることにより、筐体２と導電性の蓋部材５４とが導通される。   In the present embodiment, for example, the lid member 54 to which the connector 39 is fixed is screwed to the housing 2 with screws 39f formed of a conductive material such as metal, so that the housing 2 and the conductive material are electrically connected. The lid member 54 is electrically connected.

このように、導電性の蓋部材５４を導電性の筐体２に導電性のネジ３９ｆで固定することにより、蓋部材５４と筐体２との導通が確保される。そして、装置内のＧＮＤ配線５１を、接続片３９ｄや蓋部材５４、ネジ３９ｆ等を介して放射線画像撮影装置１の筐体２と導通した状態に形成することができる。   In this way, the conductive lid member 54 is fixed to the conductive casing 2 with the conductive screw 39f, so that the conduction between the lid member 54 and the casing 2 is ensured. Then, the GND wiring 51 in the apparatus can be formed in a conductive state with the housing 2 of the radiographic imaging apparatus 1 via the connection piece 39d, the lid member 54, the screw 39f, and the like.

なお、図１１（Ｂ）では、接続片３９ｄを見易くするために実際よりも分厚く表現されている。そのため、コネクター３９の補強板３９ｃの図中の下端側が蓋部材５４に当接しない状態に記載されているが、実際には、接続片３９ｄは、コネクター３９の補強板３９ｃと蓋部材５４とで確実に挟持されること（すなわち接続片３９ｄと蓋部材５４とが確実に当接されること）を維持しつつ薄く形成される。そのため、コネクター３９の補強板３９ｃの図中の下端側は、実際には、蓋部材５４に当接されて固定される。   In FIG. 11B, the connection piece 39d is shown thicker than it actually is to make it easier to see. Therefore, although the lower end side of the reinforcing plate 39c of the connector 39 in the drawing is not in contact with the lid member 54, the connecting piece 39d is actually connected by the reinforcing plate 39c of the connector 39 and the lid member 54. It is formed thin while maintaining positive clamping (that is, the connection piece 39d and the lid member 54 are reliably in contact). Therefore, the lower end side of the reinforcing plate 39c of the connector 39 in the drawing is actually brought into contact with and fixed to the lid member 54.

一方、上記のようにして、装置内のＧＮＤ配線５１や外部からアース電位が供給される端子３９ａが接続片３９ｄ等を介して放射線画像撮影装置１の筐体２と導通した状態になると、各放射線検出素子７から読み出される画像データＤに外部装置で発生したノイズに起因するノイズが重畳される前述した問題が生じることを防止することが可能となるといった効果が得られる。以下、その理由について説明する。   On the other hand, as described above, when the GND wiring 51 in the apparatus and the terminal 39a to which a ground potential is supplied from the outside are connected to the housing 2 of the radiographic imaging apparatus 1 via the connection piece 39d and the like, There is an effect that it is possible to prevent the above-described problem in which noise caused by noise generated in an external device is superimposed on the image data D read from the radiation detection element 7. The reason will be described below.

すなわち、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１においても、上記の従来の放射線画像撮影装置１００の場合と同様に、装置内のＧＮＤ配線５１に印加されているＧＮＤ電位は、装置内の各機能部５２やバイアス電源１４、外部装置６０（図５や図９参照）等で発生したノイズのために、電位が揺らぐ。   That is, also in the radiographic imaging apparatus 1 according to the present embodiment, as in the case of the conventional radiographic imaging apparatus 100 described above, the GND potential applied to the GND wiring 51 in the apparatus is determined by each function in the apparatus. The potential fluctuates due to noise generated in the unit 52, the bias power supply 14, the external device 60 (see FIGS. 5 and 9), and the like.

また、コネクター３９が外部装置６０（図９参照）の外部コネクターＣに接続されている場合には、放射線画像撮影装置１に供給される外部装置６０からのアース電位は、外部装置６０から供給されるアース電位自体の揺らぎや、それに重畳される他の外部装置７０で発生したノイズに応じて揺らぐ。   When the connector 39 is connected to the external connector C of the external device 60 (see FIG. 9), the ground potential from the external device 60 supplied to the radiographic image capturing apparatus 1 is supplied from the external device 60. It fluctuates according to the fluctuation of the ground potential itself and the noise generated in the other external device 70 superimposed thereon.

しかし、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１では、上記のように、装置内のＧＮＤ配線５１と、外部からアース電位が供給される端子３９ａと、導電性の筐体２とが、接続片３９ｄや導電性の蓋部材５４等を介して互いに電気的に接続されている。そのため、装置内のＧＮＤ電位と外部からのアース電位と筐体２とが同電位になる。また、装置内のＧＮＤ配線５１に印加されているＧＮＤ電位に生じたノイズは、筐体２にも伝達される。また、逆に、筐体２に印加されるアース電位に生じたノイズは、装置内のＧＮＤ配線５１にも伝達される。   However, in the radiographic imaging apparatus 1 according to the present embodiment, as described above, the GND wiring 51 in the apparatus, the terminal 39a to which the ground potential is supplied from the outside, and the conductive casing 2 are connected to the connection piece. They are electrically connected to each other through 39d, a conductive lid member 54, and the like. Therefore, the GND potential in the apparatus, the ground potential from the outside, and the housing 2 are the same potential. Further, noise generated in the GND potential applied to the GND wiring 51 in the apparatus is also transmitted to the housing 2. Conversely, noise generated in the ground potential applied to the housing 2 is also transmitted to the GND wiring 51 in the apparatus.

そのため、放射線画像撮影装置１のＧＮＤ配線５１や筐体２の電位はそれぞれ揺らぐものの、同じように揺らぐ。すなわち、放射線画像撮影装置１のＧＮＤ配線５１に印加されているＧＮＤ電位の揺らぎと、放射線画像撮影装置１の筐体２の電位的な揺らぎは、大きさも周波数も同じものとなり、同じ波形になる。   Therefore, although the potentials of the GND wiring 51 and the housing 2 of the radiographic image capturing apparatus 1 fluctuate, they fluctuate in the same way. That is, the fluctuation of the GND potential applied to the GND wiring 51 of the radiographic image capturing apparatus 1 and the potential fluctuation of the casing 2 of the radiographic image capturing apparatus 1 have the same magnitude and frequency and have the same waveform. .

また、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ（図２参照）上では、各機能部でＧＮＤ電位に対してそれぞれ所定の電位が重畳されて、各機能部がそれぞれ動作を行う。そのため、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ側の全体的な電位は、放射線画像撮影装置１のＧＮＤ配線５１の電位すなわちＧＮＤ電位に所定の電圧が重畳された状態になる。   In addition, on the sensor panel SP (see FIG. 2) of the radiographic image capturing apparatus 1, a predetermined potential is superimposed on the GND potential in each function unit, and each function unit operates. Therefore, the overall potential on the sensor panel SP side of the radiographic image capturing apparatus 1 is in a state in which a predetermined voltage is superimposed on the potential of the GND wiring 51 of the radiographic image capturing apparatus 1, that is, the GND potential.

そして、その際、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ側の基準電位は、放射線画像撮影装置１の筐体２側の電位との間の電位差ΔＶが常に一定になり、電位差ΔＶが変動しない状態になる。すなわち、簡単に言えば、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ側の基準電位と筐体２側の電位とが、その電位差ΔＶが一定のまま、同じように大きくなったり小さくなったりする状態になる。   At that time, the reference potential on the sensor panel SP side of the radiographic image capturing apparatus 1 is always in constant potential difference ΔV with respect to the potential on the housing 2 side of the radiographic image capturing apparatus 1, and the potential difference ΔV does not vary. become. That is, simply speaking, the reference potential on the sensor panel SP side and the potential on the housing 2 side of the radiographic image capturing apparatus 1 are in a state where the potential difference ΔV remains constant and increases or decreases in the same manner. Become.

そして、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰの基板（特に放射線検出素子７が形成された基板４）と筐体２との間に寄生容量Ｃが形成されていても、上記のように電位差ΔＶが変わらないため、ΔＱ＝Ｃ×ΔＶの関係で算出されるΔＱが常時一定の状態になる。そのため、各放射線検出素子７内に蓄積され、読み出される電荷Ｑは、常時、電荷ΔＱから影響を受ける一定値の値が加算される状態になる。   Even if a parasitic capacitance C is formed between the substrate of the sensor panel SP of the radiographic imaging apparatus 1 (particularly, the substrate 4 on which the radiation detection element 7 is formed) and the housing 2, the potential difference ΔV as described above. Therefore, ΔQ calculated in the relationship of ΔQ = C × ΔV is always constant. For this reason, the charge Q accumulated and read out in each radiation detection element 7 is always in a state where a constant value influenced by the charge ΔQ is added.

そして、各放射線検出素子７から読み出される画像データＤは、前述したように、放射線画像撮影装置１に対する放射線の照射前の時点から放射線の照射が終了するまでの間に各放射線検出素子７内で増加した電荷Ｑの差分として読み出される。そのため、画像データＤの値には、上記のΔＱは何ら影響を与えない。   Then, as described above, the image data D read from each radiation detection element 7 is stored in each radiation detection element 7 from the time before radiation irradiation to the radiation image capturing apparatus 1 until the radiation irradiation ends. It is read as the difference of the increased charge Q. Therefore, the above-mentioned ΔQ has no effect on the value of the image data D.

すなわち、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１では、上記のように、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ側の基準電位と筐体２側の電位との間の電位差ΔＶが変動しないため、上記の電荷ΔＱも変動しない。そのため、各放射線検出素子７から読み出される画像データＤには、少なくとも外部装置６０、７０で発生したノイズに起因するノイズは重畳されることがない。   That is, in the radiographic imaging device 1 according to the present embodiment, as described above, the potential difference ΔV between the reference potential on the sensor panel SP side of the radiographic imaging device 1 and the potential on the housing 2 side does not vary. The charge ΔQ does not change. Therefore, at least noise caused by noise generated in the external devices 60 and 70 is not superimposed on the image data D read from each radiation detection element 7.

なお、上記の説明からも分かるように、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ側の基準電位に重畳されるノイズと、放射線画像撮影装置１の筐体２側の電位に重畳されるノイズとが、大きさも周波数も同じものとなり同じ波形になれば、放射線画像撮影装置１の筐体２側の電位との間の電位差ΔＶが常に一定になる。   As can be seen from the above description, noise superimposed on the reference potential on the sensor panel SP side of the radiographic image capturing apparatus 1 and noise superimposed on the potential on the housing 2 side of the radiographic image capturing apparatus 1 are present. If the size and the frequency are the same and the waveform is the same, the potential difference ΔV between the potential of the radiographic imaging apparatus 1 and the casing 2 is always constant.

そして、放射線画像撮影装置１の筐体２側の電位との間の電位差ΔＶが常に一定になり、電位差ΔＶが変動しない状態になれば、それらの電位は、電位差ΔＶが一定のまま同じように大きくなったり小さくなったりする状態になり、各放射線検出素子７から読み出される画像データＤに、少なくとも外部装置６０、７０で発生したノイズに起因するノイズが重畳されることを防止することができる。   Then, if the potential difference ΔV between the radiographic imaging device 1 and the potential on the housing 2 side is always constant and the potential difference ΔV does not change, the potentials remain the same while the potential difference ΔV remains constant. It becomes a state where it becomes larger or smaller, and at least noise caused by noise generated in the external devices 60 and 70 can be prevented from being superimposed on the image data D read from each radiation detection element 7.

これまでの説明では、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ側の基準電位として、ＧＮＤ配線５１、すなわち各機能部５２や電源基板５０に共通にＧＮＤ電位を供給する配線５１に印加されるＧＮＤ電位に着目して説明してきた。しかし、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ側の基準電位は、放射線画像撮影装置１の筐体２側の電位との間の電位差ΔＶが常に一定になるものであればよく、ＧＮＤ電位に限定する必要はない。   In the description so far, the GND potential applied to the GND wiring 51, that is, the wiring 51 that supplies the GND potential in common to each functional unit 52 and the power supply substrate 50 as the reference potential on the sensor panel SP side of the radiographic imaging apparatus 1. It has been explained with a focus on. However, the reference potential on the sensor panel SP side of the radiographic image capturing apparatus 1 may be any potential as long as the potential difference ΔV with respect to the potential on the housing 2 side of the radiographic image capturing apparatus 1 is always constant, and is limited to the GND potential. do not have to.

そして、各機能部の動作に応じて電位が上昇したり下降したりしない電位としては、上記のＧＮＤ電位の他に、例えば図６に示したチャージアンプ回路の基準電位Ｖ０を用いることも可能である。前述したように、本実施形態では、増幅回路１８は、オペアンプ１８ａにコンデンサー１８ｂ等が並列に接続されたチャージアンプ回路で構成されている。 In addition to the above GND potential, for example, the reference potential V 0 of the charge amplifier circuit shown in FIG. 6 can be used as a potential at which the potential does not increase or decrease according to the operation of each functional unit. It is. As described above, in the present embodiment, the amplifier circuit 18 is configured by a charge amplifier circuit in which the capacitor 18b and the like are connected in parallel to the operational amplifier 18a.

そして、本実施形態では、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、オペアンプ１８ａの入力側の非反転入力端子には例えば＋０．８［Ｖ］等の所定の電位のチャージアンプ回路の基準電位Ｖ０が印加されるようになっている。 In this embodiment, the signal line 6 is connected to the inverting input terminal on the input side of the operational amplifier 18a of the amplifier circuit 18, and the non-inverting input terminal on the input side of the operational amplifier 18a is, for example, +0.8 [V]. The reference potential V 0 of the charge amplifier circuit having a predetermined potential such as is applied.

そこで、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ側の基準電位として、例えばこのチャージアンプ回路の基準電位Ｖ０のような、筐体２内の少なくとも１つの機能部（チャージアンプ回路の基準電位Ｖ０の場合は読み出し回路１７の増幅回路１８）の基準電位を採用するように構成することも可能である。 Therefore, the reference potential of the sensor panel SP side of the radiation image capturing apparatus 1, such as a reference potential V 0 the charge amplifier circuit, the reference potential V 0 at least one functional unit (the charge amplifier circuits in the housing 2 In this case, the reference potential of the amplifier circuit 18) of the reading circuit 17 can be adopted.

チャージアンプ回路の基準電位Ｖ０は、本実施形態では、読み出し回路１７内の増幅回路１８のオペアンプ１８ａを介して各信号線６に印加されている。そして、信号線６や読み出し回路１７の増幅回路１８は、各放射線検出素子７からの画像データＤの読み出し処理に直結する機能部であるから、それと筐体２との電位差ΔＶを常に一定にすることで、少なくとも外部装置６０、７０で発生したノイズに起因するノイズが画像データＤに重畳されることをより的確に防止することが可能となる。 In this embodiment, the reference potential V 0 of the charge amplifier circuit is applied to each signal line 6 via the operational amplifier 18 a of the amplifier circuit 18 in the readout circuit 17. The signal line 6 and the amplification circuit 18 of the readout circuit 17 are functional units that are directly connected to the readout processing of the image data D from each radiation detection element 7, so that the potential difference ΔV between it and the housing 2 is always constant. Thus, it is possible to more accurately prevent at least noise caused by noise generated in the external devices 60 and 70 from being superimposed on the image data D.

そして、このように放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ側の基準電位としてチャージアンプ回路の基準電位Ｖ０を採用する場合、画像データＤの読み出し処理に用いられる信号線６と筐体２とを接続してしまうと、当該信号線６に接続されている各放射線検出素子７から読み出された電荷が読み出し回路１７に流れ込まず、筐体２側に散逸してしまう。 When the reference potential V 0 of the charge amplifier circuit is employed as the reference potential on the sensor panel SP side of the radiation imaging apparatus 1 in this way, the signal line 6 and the housing 2 used for the image data D reading process are connected. If connected, the charge read from each radiation detection element 7 connected to the signal line 6 does not flow into the reading circuit 17 and is dissipated to the housing 2 side.

そのため、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ側の基準電位としてチャージアンプ回路の基準電位Ｖ０を採用する場合には、図６に示したチャージアンプ回路の基準電位Ｖ０の供給源と増幅回路１８のオペアンプ１８ａの入力側の非反転入力端子と結ぶ配線を筐体２と接続して導通するように構成することが可能である。 Therefore, when adopting the reference potential V 0 charge amplifier circuit as a reference potential of the sensor panel SP side of the radiation image capturing apparatus 1, the source and the amplifier circuit of the reference potential V 0 charge amplifier circuit shown in FIG. 6 The wiring connected to the non-inverting input terminal on the input side of the 18 operational amplifiers 18a can be connected to the housing 2 to be conductive.

また、放射線画像撮影装置１の筐体２と導通する配線として、上記のＧＮＤ配線５１や、チャージアンプ回路の基準電位Ｖ０が印加される配線以外の配線を採用することも可能である。 Also, as the wiring that conducts the housing 2 of the radiographic image capturing apparatus 1, the above and GND wiring 51, it is also possible to reference potential V 0 charge amplifier circuit employs a wiring other than the wiring to be applied.

［効果］
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、放射線画像撮影装置１の導電性の筐体２と、装置内のＧＮＤ配線５１やチャージアンプ回路の基準電位Ｖ０等の、筐体２内の少なくとも１つの機能部の基準電位が印加される配線とを導通させるように構成したため、仮に外部装置６０、７０で発生したノイズが配線６１〜６４（図９参照）を介して放射線画像撮影装置１に伝達されてきたとしても、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ側の基準電位と筐体２側の電位とが全く同じように大きくなったり小さくなったりするように構成することが可能となる。 [effect]
As described above, according to the radiographic image capturing apparatus 1 according to the present embodiment, the conductive housing 2 of the radiographic image capturing apparatus 1, the GND wiring 51 in the apparatus, the reference potential V 0 of the charge amplifier circuit, and the like. Since the configuration is such that the wiring to which the reference potential of at least one functional unit in the casing 2 is applied is electrically connected, noise generated in the external devices 60 and 70 is temporarily transmitted through the wirings 61 to 64 (see FIG. 9). The reference potential on the sensor panel SP side and the potential on the housing 2 side of the radiographic image capturing device 1 are increased or decreased in the same manner even if transmitted to the radiographic image capturing device 1. It becomes possible to do.

そのため、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ側の基準電位と筐体２側の電位との間の電位差ΔＶを常に一定にすることが可能となり、両者の間に寄生容量Ｃが存在するとしても、各放射線検出素子７に蓄積される電荷Ｑに変動が生じないようにすることが可能となる。   Therefore, the potential difference ΔV between the reference potential on the sensor panel SP side of the radiographic imaging apparatus 1 and the potential on the housing 2 side can always be made constant, and even if a parasitic capacitance C exists between the two. It is possible to prevent the charge Q accumulated in each radiation detection element 7 from fluctuating.

そのため、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１では、少なくとも外部装置６０、７０で発生したノイズに起因して、各放射線検出素子７から読み出される画像データＤにノイズが重畳されることを的確に防止することが可能となる。   Therefore, in the radiographic image capturing apparatus 1 according to the present embodiment, it is ensured that noise is superimposed on the image data D read from each radiation detection element 7 due to noise generated in at least the external devices 60 and 70. It becomes possible to prevent.

また、放射線画像撮影装置１は、図３や図９等に示したように、外部コネクターＣやケーブルＣａが接続された状態で撮影に用いられる場合もあるが、図１に示したように、外部コネクターＣ等が接続されない、いわゆる単独の状態で撮影に用いることも可能である。そして、放射線画像撮影装置１を単独の状態で用いる場合、例えば放射線画像撮影装置１の筐体２に患者や放射線技師等が触れたり、或いは放射線画像撮影装置１を診察台や撮影台、ベッド等に載置する場合に、放射線画像撮影装置１の筐体２の電位が外部要因で変動する場合がある。   The radiographic imaging device 1 may be used for imaging in a state where the external connector C and the cable Ca are connected as shown in FIG. 3 and FIG. 9, but as shown in FIG. It is also possible to use for photographing in a so-called single state where the external connector C or the like is not connected. When the radiographic imaging apparatus 1 is used alone, for example, a patient, a radiographer, or the like touches the housing 2 of the radiographic imaging apparatus 1, or the radiographic imaging apparatus 1 is used as an examination table, an imaging table, a bed, When mounted on the radiographic imaging device 1, the potential of the housing 2 of the radiographic imaging device 1 may vary due to external factors.

しかし、このような場合でも、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１では、上記のように、筐体２と、筐体２内の少なくとも１つの機能部の基準電位が印加される配線と導通されているため、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ側の基準電位と筐体２側の電位とが全く同じように大きくなったり小さくなったりするようになる。そのため、放射線画像撮影装置１のセンサーパネルＳＰ側の基準電位と筐体２側の電位との間の電位差ΔＶを常に一定にすることが可能となり、両者の間に寄生容量Ｃが存在するとしても、各放射線検出素子７に蓄積される電荷Ｑに変動が生じないようにすることが可能となる。   However, even in such a case, in the radiographic imaging device 1 according to this embodiment, as described above, the casing 2 and the wiring to which the reference potential of at least one functional unit in the casing 2 is applied are electrically connected. Therefore, the reference potential on the sensor panel SP side and the potential on the housing 2 side of the radiographic image capturing apparatus 1 are increased or decreased in exactly the same way. Therefore, the potential difference ΔV between the reference potential on the sensor panel SP side of the radiographic imaging apparatus 1 and the potential on the housing 2 side can always be made constant, and even if a parasitic capacitance C exists between the two. It is possible to prevent the charge Q accumulated in each radiation detection element 7 from fluctuating.

このように、本実施形態に係る放射線画像撮影装置１では、外部コネクターＣ等を接続して用いる場合も、接続しないで単独の状態で用いる場合も、いずれの場合も、少なくとも外部装置６０、７０で発生したノイズに起因して、各放射線検出素子７から読み出される画像データＤにノイズが重畳されることを的確に防止することが可能となる。   As described above, in the radiographic image capturing apparatus 1 according to the present embodiment, at least the external devices 60 and 70 are used both in the case where the external connector C and the like are connected and in the case where the external connector C is used without being connected. It is possible to accurately prevent the noise from being superimposed on the image data D read from each radiation detection element 7 due to the noise generated in step S2.

なお、上記の実施形態では、放射線画像撮影装置１のコネクター３９の複数の端子のうち外部からアース電位が供給される端子３９ａ（図９等参照）が導電性の筐体２と接続されるように構成されている場合について説明した。しかし、放射線画像撮影装置１の中には、このように構成されていない場合、すなわち、コネクター３９の複数の端子のうち外部からアース電位が供給される端子３９ａが導電性の筐体２と接続されるように構成されていない場合もあり得る。   In the above embodiment, the terminal 39a (see FIG. 9 and the like) to which a ground potential is supplied from the outside among the plurality of terminals of the connector 39 of the radiographic imaging apparatus 1 is connected to the conductive casing 2. The case where it is configured is described. However, in the radiographic imaging device 1, when not configured in this way, that is, a terminal 39 a to which a ground potential is supplied from the outside among a plurality of terminals of the connector 39 is connected to the conductive casing 2. It may not be configured as such.

このような場合には、例えば図１２に示すように、上記のようにコネクター３９に形成した接続片３９ｄを、ＧＮＤ配線５１だけでなく、さらに、当該端子３９ａとも接続するように構成することも可能である。   In such a case, as shown in FIG. 12, for example, the connection piece 39d formed on the connector 39 as described above may be configured to be connected not only to the GND wiring 51 but also to the terminal 39a. Is possible.

このように構成されたコネクター３９を蓋部材５４に固定すると、上記と同様に、接続片３９ｄと導電性の蓋部材５４とが導通するため、接続片３９ｄを介して、ＧＮＤ配線５１とともに外部からアース電位が供給される端子３９ａも導電性の蓋部材５４と導通する状態になる。   When the connector 39 configured in this way is fixed to the lid member 54, the connection piece 39d and the conductive lid member 54 are electrically connected in the same manner as described above. The terminal 39a to which the ground potential is supplied is also brought into conduction with the conductive lid member 54.

そして、上記と同様に、例えばコネクター３９が固定された蓋部材５４を導電性の材料で形成されたネジ３９ｆで筐体２にネジ止め等することにより、装置内のＧＮＤ配線５１とともに外部からアース電位が供給される端子３９ａも、接続片３９ｄや蓋部材５４、ネジ３９ｆ等を介して放射線画像撮影装置１の筐体２と導通した状態に形成することができる。   In the same manner as described above, for example, the lid member 54 to which the connector 39 is fixed is screwed to the housing 2 with a screw 39f formed of a conductive material, so that the GND wiring 51 in the apparatus is grounded from the outside. The terminal 39a to which the potential is supplied can also be formed in a state of being electrically connected to the housing 2 of the radiographic imaging apparatus 1 through the connection piece 39d, the lid member 54, the screw 39f, and the like.

［アンテナ保護部材を設けることについて］
ところで、本発明のように放射線画像撮影装置１の筐体２が導電性の材料で形成されている場合、例えば、放射線画像撮影装置１を患者の身体にあてがうようにして用いる際に患者の身体や衣服等から静電気を受ける場合のように、放射線画像撮影装置１の筐体２に外部から静電気が印加されて、静電気による電流が筐体２中を流れる場合がある。 [About providing an antenna protection member]
By the way, when the housing 2 of the radiographic imaging apparatus 1 is formed of a conductive material as in the present invention, for example, when the radiographic imaging apparatus 1 is used so as to be applied to the patient's body, the patient's body is used. In some cases, static electricity is applied to the housing 2 of the radiation imaging apparatus 1 from the outside, such as when receiving static electricity from clothes or clothes, and current due to static electricity flows through the housing 2.

また、図３や図９等に示したように、放射線画像撮影装置１のコネクター３９に外部コネクターＣを接続した場合、外部装置６０で発生した静電気やケーブルＣが拾った静電気等による電流が、コネクター３９を介して放射線画像撮影装置１側に流れ込む場合もある。   Further, as shown in FIG. 3 and FIG. 9 and the like, when the external connector C is connected to the connector 39 of the radiation imaging apparatus 1, current due to static electricity generated by the external device 60, static electricity picked up by the cable C, etc. In some cases, the radiation flows into the radiation image capturing apparatus 1 via the connector 39.

そして、静電気による電流がそのまま筐体２中を流れ、コネクター３９の外部からアース電位が供給される端子３９ａを介して外部装置６０側に流れてアースされれば問題はない。なお、コネクター３９の外部からアース電位が供給される端子３９ａと筐体２とが導通されるように構成される理由は、このように、静電気による電流を筐体２から外部に逃がしてアースするためでもある。   Then, there is no problem if a current due to static electricity flows through the housing 2 as it is and flows to the external device 60 side through the terminal 39a to which the ground potential is supplied from the outside of the connector 39 and is grounded. The reason why the terminal 39a to which the ground potential is supplied from the outside of the connector 39 and the housing 2 is configured to conduct is to ground the current due to static electricity from the housing 2 in this way. It is also for the purpose.

しかし、筐体２中を流れる静電気が、筐体内部の電子機器３２（図２参照）に放電される場合もある。そして、このように、放電された静電気が筐体２から電子機器３２に達すると、電子機器３２に比較的大きな電流が流れ、読み出される画像データＤにノイズが重畳されたり、電子機器３２が誤動作を起こしたりする。 However, static electricity flowing in the housing 2, there is a case that will be discharged to the electronic device 32 (see FIG. 2) inside the enclosure. And thus, when discharged static electricity is it reaches from the housing 2 to the electronic device 32, a relatively large current flows to the electronic device 32, or noise is superimposed on the image data D to be read out, the electronic device 32 malfunctions.

そこで、このような事態が発生することを回避するために本発明者らが種々研究を重ねたところ、電子機器３２を含むセンサーパネルＳＰ自体を、例えばポリエチレンテレフタレート（polyethylene terephthalate：ＰＥＴ）樹脂等のシートやフィルム等で覆うように構成すると、筐体２から電子機器３２への静電気の放電がほとんど生じなくなることが分かった。 Therefore, when the inventors of the present invention in order to avoid that this happens is conducted various studies, the sensor panel SP itself including electronic devices 32, such as polyethylene terephthalate (polyethylene terephthalate: PET) resin It was found that electrostatic discharge from the housing 2 to the electronic device 32 hardly occurs when the cover is covered with a sheet or film.

そして、一方で、このようなシート等で覆われていないアンテナ４１では、放電された静電気が達し易くなったり、放電に伴って生じた電磁波を拾い易くなったりすることも分かってきた。本実施形態に係る放射線画像撮影装置の内部を図２における下側から見た場合の概略図である図１３を使って説明する。 Then, on the other hand, in the antenna 41 is not covered with such a sheet or the like, or is easily discharged static electricity reached, it has also been found to be or become rather easy to pick up electromagnetic waves generated along with the discharge. The inside of the radiographic image capturing apparatus according to the present embodiment will be described with reference to FIG. 13 which is a schematic diagram when viewed from the lower side in FIG.

上記のように、放電された静電気がアンテナ４１に達したり、放電に伴って生じた電磁波をアンテナ４１が拾ったりすると、アンテナ４１から大きな電流や強い電磁波が無線通信部４２（図５参照）である無線モジュールに伝達され、さらに制御基板５５上で制御手段２２を構成するＦＰＧＡ等にも伝達される。 As described above, reaching or discharged static electricity antenna 41, the electromagnetic waves generated along with discharging antenna 41 or Tsu picking, a large current or strong electromagnetic waves wireless communication unit 42 (FIGS antenna 41 5)) and further to the FPGA or the like constituting the control means 22 on the control board 55.

そのため、制御基板５５上の制御手段２２等の各機能部が誤動作を起こしたりする場合があることが分かった。なお、図１３中の部分α、βは、図１における部分α、βにそれぞれ対応している。   Therefore, it has been found that each functional unit such as the control means 22 on the control board 55 may malfunction. Note that portions α and β in FIG. 13 correspond to portions α and β in FIG. 1, respectively.

そこで、本発明者らが実験的に筐体２とアンテナ４１との間にＰＥＴ等の樹脂シートを設けてみたところ、上記のセンサーパネルＳＰの場合と同様に、樹脂シートは、筐体２からアンテナ４１へ静電気が放電されることを有効に阻害し、このような事態が生じることがほぼなくなることが分かった。 Accordingly, the present inventors have tried to provide a resin sheet of PET or the like between the experimentally housing 2 and the antenna 41, as in the case of the sensor panel SP, resin sheet, from the housing 2 static electricity effectively inhibit Rukoto is discharged to the antenna 41, such a situation that occurs was found that almost disappears.

このように、本発明の放射線画像撮影装置１のように、筐体２が導電性の材料で形成されている場合には、アンテナ４１と筐体２との間の部分に、静電気の放電が生じることを防止するための絶縁性のアンテナ保護部材を設けることが望ましい。 As described above, when the casing 2 is formed of a conductive material as in the radiographic imaging apparatus 1 of the present invention, static electricity is discharged between the antenna 41 and the casing 2. It occurs it is preferable to provide an insulating antenna protection member for preventing Rukoto.

以下、アンテナ保護部材の具体的な構成等について説明する。本実施形態では、図１４に示すように、アンテナ４１は、樹脂製のアンテナカバー４１ａの内面側に貼付される等して設けられており、アンテナカバー４１ａが、前述した蓋部材５４に取り付けられることにより、アンテナ４１が位置固定されるようになっている。   Hereinafter, a specific configuration and the like of the antenna protection member will be described. In the present embodiment, as shown in FIG. 14, the antenna 41 is provided by being attached to the inner surface side of a resin antenna cover 41a, and the antenna cover 41a is attached to the lid member 54 described above. Thus, the position of the antenna 41 is fixed.

なお、アンテナ４１には、図示しない同軸ケーブル等が取り付けられており、蓋部材５４には、それを通すために、図１４に示すように開口部５４ｂが設けられている。また、前述したように、本実施形態では、蓋部材５４は金属板やカーボン板等の導電性を有する材料で形成されており、アンテナ４１に近接し過ぎると、アンテナ４１の受信感度等に影響を与えるため、蓋部材５４の開口部の端部とアンテナ４１との間にはある程度の距離が設けられている。   A coaxial cable or the like (not shown) is attached to the antenna 41, and an opening 54b is provided in the lid member 54 as shown in FIG. Further, as described above, in the present embodiment, the lid member 54 is formed of a conductive material such as a metal plate or a carbon plate, and if it is too close to the antenna 41, the reception sensitivity of the antenna 41 is affected. Therefore, a certain amount of distance is provided between the end of the opening of the lid member 54 and the antenna 41.

そして、例えば図１５（Ａ）に示すように、アンテナカバー４１ａの内側のアンテナ４１の上下にそれぞれ平板状のアンテナ保護部材５６を設けるように構成することが可能である。また、図１５（Ｂ）に示すように、アンテナカバー４１ａのアンテナ４１の上下の部分を内側に平板状に延出させるようにしてアンテナ保護部材５６を形成することも可能である。なお、図１５（Ａ）、（Ｂ）では、基板４や電子部品３２（図２等参照）等の記載が省略されている。   Then, for example, as shown in FIG. 15A, a flat antenna protection member 56 can be provided above and below the antenna 41 inside the antenna cover 41a. Further, as shown in FIG. 15B, it is possible to form the antenna protection member 56 so that the upper and lower portions of the antenna 41 of the antenna cover 41a extend in a flat plate shape inside. In FIGS. 15A and 15B, the description of the substrate 4, the electronic component 32 (see FIG. 2, etc.), etc. is omitted.

アンテナ保護部材５６をこのように構成すれば、アンテナ保護部材５６がアンテナ４１と筐体２との間の部分に設けられるようになり、筐体２からアンテナ４１へ静電気が放電されることをアンテナ保護部材５６が的確に防止することが可能となる。 By configuring the antenna protection member 56 in this manner, antenna Rukoto antenna protection member 56 is now provided in the portion between the antenna 41 and the housing 2, the static electricity is discharged from the housing 2 to the antenna 41 The protection member 56 can be accurately prevented .

その際、図１５（Ａ）、（Ｂ）に示すように、アンテナ４１から見て、筐体２は、放射線画像撮影装置１に放射線が入射する側（すなわち放射線入射面Ｒ側）およびそれとは反対側にそれぞれ位置している。そのため、アンテナ保護部材５６は、アンテナ４１の、放射線入射面Ｒ側およびそれとは反対側にそれぞれ設けられることが望ましい。すなわち、図１５（Ａ）、（Ｂ）に示すように、アンテナ保護部材５６を、少なくともアンテナ保護部材５６ａ、５６ｂの２枚設けることが望ましい。   At that time, as shown in FIGS. 15A and 15B, the housing 2 is viewed from the antenna 41 on the side where the radiation is incident on the radiation imaging apparatus 1 (that is, the radiation incident surface R side) and Located on opposite sides. Therefore, it is desirable that the antenna protection member 56 is provided on the radiation incident surface R side and the opposite side of the antenna 41, respectively. That is, as shown in FIGS. 15A and 15B, it is desirable to provide at least two antenna protection members 56, antenna protection members 56a and 56b.

また、放射線画像撮影装置１内部の放射線入射面Ｒ側には、図２に示したように、シンチレーター３等が存在する。そして、放射線入射面Ｒ側のアンテナ保護部材５６ａを長く延出させて、入射した放射線がシンチレーター３に到達するのを遮蔽するように構成してしまうと、放射線がアンテナ保護部材５６ａを透過するとは言え、アンテナ保護部材５６ａで放射線の一部が吸収されたり散乱される可能性が生じるため好ましくない。   Further, as shown in FIG. 2, a scintillator 3 and the like exist on the radiation incident surface R side in the radiation image capturing apparatus 1. Then, if the antenna protection member 56a on the radiation incident surface R side is extended so as to shield the incident radiation from reaching the scintillator 3, radiation is transmitted through the antenna protection member 56a. In other words, it is not preferable because a part of the radiation may be absorbed or scattered by the antenna protection member 56a.

そのため、特に放射線入射面Ｒ側のアンテナ保護部材５６ａは、図１５（Ａ）、（Ｂ）に示すように、シンチレーター３に近接する位置まで延出させて静電気が放電されることを的確に防止しつつ、かつ、入射した放射線がシンチレーター３に到達するのを遮蔽しないように形成することが望ましい。 Therefore, antenna protection member 56a of the particular radiation entrance surface R side, FIG. 15 (A), the (B), the appropriately prevent isosamples by extending to a position in close proximity to the scintillator 3 static electricity is discharged However, it is desirable to form the incident radiation so as not to be blocked from reaching the scintillator 3.

また、上記のように、アンテナ保護部材５６を板状に形成する場合、アンテナ保護部材５６が自重によって撓んでしまうと、アンテナ保護部材５６が装置内の他の電子機器３２に接触する等して悪影響が生じる虞れがある。そのため、アンテナ保護部材５６は、自重により撓まない剛性を有するものであることが望ましい。   Further, as described above, when the antenna protection member 56 is formed in a plate shape, if the antenna protection member 56 is bent by its own weight, the antenna protection member 56 comes into contact with other electronic devices 32 in the apparatus. There is a risk of adverse effects. Therefore, it is desirable that the antenna protection member 56 has rigidity that does not bend due to its own weight.

また、アンテナ保護部材５６の材質は、上記のように、静電気が放電されることを防止することができるものであれば特に限定されないが、扱いが容易であり、アンテナ保護部材５６を形成し易い点で、上記のＰＥＴやポリエチレン（polyethylene：ＰＥ）、ポリプロピレン（polypropylene：ＰＰ）等の樹脂が好ましく用いられる。 The material of the antenna protection member 56, as described above, is not particularly limited as long as it can electrostatic charges can be prevented Rukoto is discharged, it is easy to handle, easy to form the antenna protection member 56 In this respect, the above-mentioned resins such as PET, polyethylene (polyethylene: PE), and polypropylene (polypropylene: PP) are preferably used.

なお、本発明が上記の実施形態等に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない限り、適宜変更可能であることは言うまでもない。   Needless to say, the present invention is not limited to the above-described embodiment and the like, and can be appropriately changed without departing from the gist of the present invention.

１ 放射線画像撮影装置
２ 筐体
４ 基板
４ａ 基板の一面
７ 放射線検出素子
１７ 読み出し回路
２２ 制御手段
３９ コネクター
３９ａ 外部からアース電位が供給される端子
３９ｄ 接続片
４１ アンテナ
５１ ＧＮＤ配線（ＧＮＤ電位が印加される配線）
５２ 各機能部
５４ 蓋部材（支持部材）
５６、５６ａ、５６ｂ アンテナ保護部材
６０、７０ 外部装置
Ｃ 外部コネクター
Ｄ 画像データ
ＳＰ センサーパネル
Ｖ０ チャージアンプ回路の基準電位 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Radiographic imaging apparatus 2 Case 4 Board | substrate 4a One side of board | substrate 7 Radiation detection element 17 Reading circuit 22 Control means 39 Connector 39a Terminal 39d to which ground potential is supplied from the outside Connection piece 41 Antenna 51 GND wiring (GND potential is applied) Wiring)
52 Each functional part 54 Lid member (support member)
56, 56a, 56b Antenna protection member 60, 70 External device C External connector D Image data SP Sensor panel V 0 Reference potential of charge amplifier circuit

Claims (5)

基板の一面側に二次元状に配列された複数の放射線検出素子と、前記各放射線検出素子から画像データを読み出す読み出し回路と、少なくとも前記読み出し回路の動作を制御する制御手段とを備えるセンサーパネルと、
前記センサーパネルを収納する、導電性の材料で形成された筐体と、
前記筐体内に収納されており、外部装置との間で無線通信を行うためのアンテナと、
を備え、
前記アンテナと前記導電性の材料で形成された筐体との間の部分に、前記アンテナと前記筐体とが直接に対向する部分がないように、シート状かつ絶縁性のアンテナ保護部材が設けられていることを特徴とする放射線画像撮影装置。 A sensor panel comprising: a plurality of radiation detection elements arranged two-dimensionally on one surface of the substrate; a readout circuit that reads out image data from each of the radiation detection elements; and a control means that controls at least the operation of the readout circuit; ,
A housing made of a conductive material for housing the sensor panel;
An antenna that is housed in the housing and performs wireless communication with an external device;
With
A sheet-like and insulating antenna protection member is provided so that there is no portion where the antenna and the housing are directly opposed to each other between the antenna and the housing formed of the conductive material. The radiographic imaging device characterized by the above-mentioned. 前記アンテナ保護部材は、前記筐体の放射線が入射する面と前記アンテナとの間、及び、前記筐体の放射線が入射する面とは反対側の面と前記アンテナとの間に設けられていることを特徴とする請求項１に記載の放射線画像撮影装置。   The antenna protection member is provided between a surface of the housing where the radiation enters and the antenna, and between a surface opposite to the surface of the housing where the radiation enters and the antenna. The radiographic imaging apparatus according to claim 1. 前記アンテナ保護部材の材質は、ポリエチレンテレフタレート、ポリエチレン又はポリプロピレンであることを特徴とする請求項１又は２に記載の放射線画像撮影装置。 The material of the antenna protective member, radiographic imaging apparatus according to claim 1 or 2, polyethylene terephthalate, polyethylene or polypropylene der Rukoto characterized. 前記筐体は、当該筐体内の少なくとも１つの機能部の基準電位、又は当該筐体内の複数の機能部に共通に印加されているＧＮＤ電位が印加されている配線と導通されていることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の放射線画像撮影装置。 Wherein the housing, characterized that you have been conducted to the casing reference potential of at least one functional portion of the body, or wire GND potential applied in common to the plurality of functional portions of the housing is applied The radiographic imaging device according to any one of claims 1 to 3. 外部コネクターと接続される、複数の端子が設けられたコネクターを備え、
前記コネクターには、前記筐体と導通される導電性の支持部材に当該コネクターを固定する際に、当該コネクターと前記支持部材とで挟持される部分に導電性の接続片が設けられており、かつ、前記接続片と前記ＧＮＤ電位が印加される配線とが接続されており、
前記コネクターを前記支持部材に固定することにより、前記ＧＮＤ電位が印加される配線が接続された前記接続片と前記支持部材とが導通し、前記支持部材を介して前記ＧＮＤ電位が印加される配線と前記筐体とが導通されることを特徴とする請求項４に記載の放射線画像撮影装置。 Provided with a connector with multiple terminals connected to an external connector,
The connector is provided with a conductive connection piece at a portion sandwiched between the connector and the support member when the connector is fixed to a conductive support member that is electrically connected to the housing. And the connection piece and the wiring to which the GND potential is applied are connected,
By fixing the connector to the support member, the connection piece to which the wiring to which the GND potential is applied is connected to the support member, and the GND potential is applied via the support member. It said the housing is conductive radiographic imaging apparatus according to claim 4, characterized in Rukoto.
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