WO2018030068A1 - 放射線検出器 - Google Patents

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WO2018030068A1
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浩志 鬼橋
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東芝電子管デバイス株式会社
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    • H04N5/32—Transforming X-rays

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to a radiation detector.
  • the X-ray detector includes a scintillator that converts incident X-rays into fluorescence, an array substrate provided with a plurality of photoelectric conversion units (also referred to as pixels) that convert fluorescence into signal charges, a control circuit, and a signal detection circuit And a signal processing unit provided with.
  • the array substrate is provided with a plurality of control lines and a plurality of data lines that are electrically connected to the plurality of photoelectric conversion units.
  • a plurality of data lines and a signal detection circuit are electrically and mechanically connected via a flexible printed circuit board.
  • the signal detection circuit may be mounted on the flexible printed board.
  • the X-ray detector reads the signal charge as follows. First, X-ray incidence is recognized from an externally input signal. Next, after the elapse of a predetermined time (the time necessary for accumulating signal charges), the thin film transistor of the photoelectric conversion unit that performs reading is turned on to read the accumulated signal charges.
  • the flexible printed circuit board may be shaken by the vibration and induction noise may be generated.
  • inductive noise occurs, the inductive noise overlaps with the read signal charge, and the quality of the image deteriorates.
  • an accelerometer can be provided in the X-ray detector, and the accelerometer can detect that vibration has been applied to the X-ray detector.
  • this causes a new problem that the configuration of the X-ray detector becomes complicated. Therefore, it has been desired to develop a radiation detector capable of detecting the occurrence of noise with a simple configuration.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a radiation detector capable of detecting the occurrence of noise with a simple configuration.
  • the radiation detector includes a plurality of control lines extending in a first direction, a plurality of data lines extending in a second direction intersecting the first direction, the plurality of control lines, and the plurality of the plurality of control lines.
  • a detection unit provided in each of a plurality of regions defined by a data line and electrically connected to the corresponding control line and the corresponding data line to detect radiation directly or in cooperation with a scintillator And an array substrate, a signal detection circuit that reads image data signals from the plurality of detection units, a noise detection circuit that detects noise, and one end of each is electrically connected to the data line,
  • a plurality of first wirings each having the other end electrically connected to the signal detection circuit, and the data having one end electrically connected to the plurality of detection units. Not connected to in-electrically, the other end is provided with a second wiring connected to the noise detecting circuit electrically.
  • FIG. 1 is a schematic perspective view for illustrating an X-ray detector 1.
  • FIG. 2 is a block diagram of the X-ray detector 1.
  • FIG. 2 is a circuit diagram of an array substrate 2.
  • FIG. It is a photograph for illustrating image data signal S2 and a noise signal. It is a graph for demonstrating the waveform of a noise signal.
  • (A), (b) is a schematic diagram for demonstrating the mechanical connection with the array board
  • A), (b) is a schematic diagram for demonstrating the mechanical connection with the array board
  • the radiation detector according to the present embodiment can be applied to various types of radiation such as ⁇ rays in addition to X-rays.
  • ⁇ rays in addition to X-rays.
  • X-rays as a representative example of radiation will be described as an example. Therefore, by replacing “X-ray” in the following embodiments with “other radiation”, the present invention can be applied to other radiation.
  • the X-ray detector 1 illustrated below is an X-ray plane sensor that detects an X-ray image that is a radiation image.
  • X-ray flat sensors are roughly classified into direct conversion methods and indirect conversion methods.
  • the direct conversion method is a method in which photoconductive charge (signal charge) generated inside the photoconductive film by incident X-rays is directly guided to a storage capacitor for charge storage by a high electric field.
  • the indirect conversion method is a method in which X-rays are converted into fluorescence (visible light) by a scintillator, the fluorescence is converted into signal charges by a photoelectric conversion element such as a photodiode, and the signal charges are led to a storage capacitor.
  • an indirect conversion type X-ray detector 1 is illustrated as an example, but the present invention can also be applied to a direct conversion type X-ray detector. That is, the X-ray detector only needs to have a detection unit that detects X-rays directly or in cooperation with the scintillator. Moreover, although the X-ray detector 1 can be used for general medical use etc., for example, there is no limitation in use.
  • FIG. 1 is a schematic perspective view for illustrating the X-ray detector 1.
  • the bias line 2c3 and the like are omitted.
  • FIG. 2 is a block diagram of the X-ray detector 1.
  • FIG. 3 is a circuit diagram of the array substrate 2.
  • the X-ray detector 1 includes an array substrate 2, a signal processing unit 3, an image processing unit 4, a scintillator 5, a support plate 6, and flexible printed circuit boards 7a and 7b. Yes.
  • the array substrate 2 converts the fluorescence (visible light) converted from the X-rays by the scintillator 5 into an electrical signal.
  • the array substrate 2 includes a substrate 2a, a photoelectric conversion unit 2b, a control line (or gate line) 2c1, a data line (or signal line) 2c2, and a bias line 2c3.
  • the number and arrangement of the photoelectric conversion unit 2b, the control line 2c1, the data line 2c2, and the bias line 2c3 are not limited to those illustrated.
  • the substrate 2a has a plate shape and is made of a translucent material such as non-alkali glass.
  • a plurality of photoelectric conversion units 2b are provided on one surface of the substrate 2a.
  • the photoelectric conversion unit 2b has a rectangular shape and is provided in a region defined by the control line 2c1 and the data line 2c2.
  • the plurality of photoelectric conversion units 2b are arranged in a matrix.
  • One photoelectric conversion unit 2b corresponds to one pixel.
  • Each of the plurality of photoelectric conversion units 2b is provided with a photoelectric conversion element 2b1 and a thin film transistor (TFT) 2b2 which is a switching element. Further, as shown in FIG. 3, a storage capacitor 2b3 for storing the signal charge converted in the photoelectric conversion element 2b1 can be provided.
  • the storage capacitor 2b3 has, for example, a rectangular flat plate shape and can be provided under each thin film transistor 2b2. However, depending on the capacitance of the photoelectric conversion element 2b1, the photoelectric conversion element 2b1 can also serve as the storage capacitor 2b3.
  • the photoelectric conversion element 2b1 can be, for example, a photodiode.
  • the thin film transistor 2b2 performs switching between accumulation and emission of electric charges generated when fluorescence enters the photoelectric conversion element 2b1.
  • the thin film transistor 2b2 includes a gate electrode 2b2a, a source electrode 2b2b, and a drain electrode 2b2c.
  • Gate electrode 2b2a of thin film transistor 2b2 is electrically connected to corresponding control line 2c1.
  • the source electrode 2b2b of the thin film transistor 2b2 is electrically connected to the corresponding data line 2c2.
  • the drain electrode 2b2c of the thin film transistor 2b2 is electrically connected to the corresponding photoelectric conversion element 2b1 and the storage capacitor 2b3.
  • the anode side of the photoelectric conversion element 2b1 and the storage capacitor 2b3 are electrically connected to the corresponding bias line 2c3 (see FIG. 3).
  • a plurality of control lines 2c1 are provided in parallel with each other at a predetermined interval.
  • the control line 2c1 extends in the row direction (corresponding to an example of the first direction).
  • One control line 2c1 is electrically connected to one of a plurality of wiring pads 2d1 provided near the periphery of the substrate 2a.
  • a plurality of data lines 2c2 are provided in parallel with each other at a predetermined interval.
  • the data line 2c2 extends in the column direction (corresponding to an example of the second direction) orthogonal to the row direction.
  • One data line 2c2 is electrically connected to one of a plurality of wiring pads 2d2 provided near the periphery of the substrate 2a.
  • the bias line 2c3 is provided in parallel with the data line 2c2 between the data line 2c2 and the data line 2c2.
  • a bias power source (not shown) is electrically connected to the bias line 2c3.
  • a bias power source (not shown) can be provided in the signal processing unit 3 or the like, for example.
  • the bias line 2c3 is not necessarily required, and may be provided as necessary.
  • the anode side of the photoelectric conversion element 2b1 and the storage capacitor 2b3 are electrically connected to the ground instead of the bias line 2c3.
  • control line 2c1, the data line 2c2, and the bias line 2c3 can be formed using, for example, a low resistance metal such as aluminum or chromium.
  • the protective layer 2f covers the photoelectric conversion unit 2b, the control line 2c1, the data line 2c2, and the bias line 2c3.
  • the protective layer 2f includes, for example, at least one of an oxide insulating material, a nitride insulating material, an oxynitride insulating material, and a resin material.
  • the signal processing unit 3 is provided on the side of the array substrate 2 opposite to the scintillator 5 side.
  • the signal processing unit 3 is provided with a control circuit 31, a signal detection circuit 32, and a noise detection circuit 33.
  • the signal detection circuit 32 can also be provided in the flexible printed circuit board 7b.
  • the control circuit 31 switches between the on state and the off state of the thin film transistor 2b2.
  • the control circuit 31 includes a plurality of gate drivers 31a and a row selection circuit 31b.
  • a control signal S1 is input to the row selection circuit 31b from the image processing unit 4 or the like.
  • the row selection circuit 31b inputs the control signal S1 to the corresponding gate driver 31a according to the scanning direction of the X-ray image.
  • the gate driver 31a inputs the control signal S1 to the corresponding control line 2c1.
  • the control circuit 31 sequentially inputs the control signal S1 for each control line 2c1 via the flexible printed circuit board 7a and the control line 2c1.
  • the thin film transistor 2b2 is turned on by the control signal S1 input to the control line 2c1, and the signal charge (image data signal S2) from the photoelectric conversion element 2b1 can be received.
  • the signal detection circuit 32 receives a signal from the storage capacitor 2b3 via the wiring 7b1 (corresponding to an example of the first wiring) of the flexible printed circuit board 7b according to the sampling signal from the image processing unit 4.
  • the charge (image data signal S2) is read out.
  • the noise detection circuit 33 detects dielectric noise generated in the wiring 7b2 (corresponding to an example of the second wiring) of the flexible printed circuit board 7b when the thin film transistor 2b2 is in the on state. That is, the noise detection circuit 33 detects a noise signal flowing through the wiring 7b2. Details regarding detection of the noise signal will be described later.
  • the signal detection circuit 32 and the noise detection circuit 33 are both circuits that detect signals. Therefore, the configuration of the noise detection circuit 33 can be the same as the configuration of the signal detection circuit 32. For example, as shown in FIG. 2, a part of a plurality of channels provided in the signal detection circuit 32 can be a noise detection circuit 33. In this way, space saving and manufacturing cost reduction can be achieved.
  • the image processing unit 4 is electrically connected to the signal processing unit 3 through the wiring 4a. Note that the image processing unit 4 may be integrated with the signal processing unit 3.
  • the image processing unit 4 configures an X-ray image based on the read image data signal S2.
  • the scintillator 5 is provided on the plurality of photoelectric conversion elements 2b1, and converts incident X-rays into fluorescence.
  • the scintillator 5 is provided so as to cover an area (effective pixel area) where a plurality of photoelectric conversion units 2b are provided on the substrate 2a.
  • the scintillator 5 can be formed using, for example, cesium iodide (CsI): thallium (Tl) or sodium iodide (NaI): thallium (Tl). In this case, if the scintillator 5 is formed using a vacuum vapor deposition method or the like, the scintillator 5 composed of an aggregate of a plurality of columnar crystals is formed.
  • the scintillator 5 can also be formed using, for example, gadolinium oxysulfide (Gd 2 O 2 S). In this case, a quadrangular prism scintillator 5 can be provided for each of the plurality of photoelectric conversion units 2b.
  • Gd 2 O 2 S gadolinium oxysulfide
  • a reflection layer (not shown) can be provided so as to cover the surface side (X-ray incident surface side) of the scintillator 5 in order to improve the use efficiency of fluorescence and improve sensitivity characteristics.
  • a moistureproof body (not shown) that covers the scintillator 5 and the reflective layer (not shown) can be provided.
  • the support plate 6 has a plate shape.
  • the support plate 6 is fixed inside a housing (not shown).
  • An array substrate 2 and a scintillator 5 are provided on the surface of the support plate 6 on the X-ray incident side.
  • a signal processing unit 3 is provided on the surface of the support plate 6 opposite to the X-ray incident side.
  • the material of the support plate 6 can be, for example, a light metal such as an aluminum alloy, a resin such as a carbon fiber reinforced plastic, or the like.
  • the flexible printed circuit board 7a electrically connects the plurality of control lines 2c1 and the control circuit 31.
  • One of the plurality of wirings 7a1 provided on the flexible printed board 7a is electrically connected to one of the plurality of wiring pads 2d1.
  • the other ends of the plurality of wirings 7a1 provided on the flexible printed board 7a are electrically connected to the gate driver 31a.
  • the flexible printed board 7b electrically connects the plurality of data lines 2c2 and the signal detection circuit 32.
  • One of the plurality of wirings 7b1 provided on the flexible printed circuit board 7b is electrically connected to one of the plurality of wiring pads 2d2. That is, one end of each of the plurality of wirings 7b1 is electrically connected to the data line 2c2. The other end of each of the plurality of wirings 7b1 is electrically connected to the signal detection circuit 32.
  • wiring 7b2 is provided in the flexible printed circuit board 7b.
  • a plurality of wirings 7b2 may be provided. The end of the wiring 7b2 on the array substrate 2 side is not electrically connected to the data line 2c2 to which the plurality of photoelectric conversion units 2b are electrically connected. The other end of the wiring 7b2 is electrically connected to the noise detection circuit 33.
  • the X-ray image is configured as follows. First, the thin film transistor 2b2 is sequentially turned on by the control circuit 31. When the thin film transistor 2b2 is turned on, a certain amount of charge is accumulated in the storage capacitor 2b3 via the bias line 2c3. Next, the thin film transistor 2b2 is turned off. When X-rays are irradiated, the scintillator 5 converts the X-rays into fluorescence. When fluorescence enters the photoelectric conversion element 2b1, charges (electrons and holes) are generated by the photoelectric effect, and the accumulated charges are reduced by combining the generated charges with the accumulated charges (heterogeneous charges). . Next, the control circuit 31 sequentially turns on the thin film transistors 2b2. The signal detection circuit 32 reads the reduced charge (image data signal S2) stored in each storage capacitor 2b3 through the data line 2c2 according to the sampling signal.
  • image data signal S2 image data signal S2
  • the image processing unit 4 receives the read image data signal S2, sequentially amplifies the received image data signal S2, and converts the amplified image data signal S2 (analog signal) into a digital signal. Then, the image processing unit 4 configures an X-ray image based on the image data signal S2 converted into a digital signal. The configured X-ray image data is output from the image processing unit 4 to an external device.
  • the plurality of data lines 2c2 and the signal detection circuit 32 are electrically connected via the flexible printed circuit board 7b.
  • the flexible printed circuit board 7b vibrates, and the positional relationship between the wiring 7b1 and another element (for example, the substrate 2a) may change.
  • the coupling capacitance between the wiring 7b1 and the ground changes to generate inductive noise. If induced noise occurs when the signal detection circuit 32 reads out the image data signal S2, the induced noise overlaps with the image data signal S2 to deteriorate the quality of the image.
  • the wiring 7b2 is provided on the flexible printed board 7b.
  • the induced charge generated between the wiring 7b2 (including the wiring pad 2d2a) and other elements is Qs
  • the parasitic capacitance is Cs
  • the potential difference is Vs
  • Qs Cs ⁇ Vs.
  • the dielectric constant between the wiring 7b2 and other elements is ⁇
  • the effective area of the metal portion of the wiring 7b2 is S
  • the distance between the wiring 7b2 and other elements is d
  • Cs It can be expressed as ⁇ ⁇ S / d (see, for example, FIG. 6B).
  • FIG. 4 is a photograph for illustrating the image data signal S2 and the noise signal.
  • a signal in the region A in FIG. 4 represents a signal flowing through the plurality of wirings 7b1.
  • a signal in the region B in FIG. 4 represents a noise signal flowing through the wiring 7b2.
  • FIG. 5 is a graph for illustrating the waveform of the noise signal.
  • the flexible printed circuit board 7b vibrates, and inductive noise is generated in the plurality of wirings 7b1 and 7b2.
  • the noise signal generated in the plurality of wirings 7b1 overlaps with the image data signal S2. Therefore, the quality of the image is deteriorated.
  • the noise signal generated in the wiring 7b2 does not overlap with the image data signal S2. Therefore, it is possible to detect a noise signal flowing through the wiring 7b2.
  • the noise signal can be detected by the noise detection circuit 33.
  • the noise detection circuit 33 can determine that noise has occurred. That is, the noise detection circuit 33 detects a noise signal flowing through the wiring 7b2 of the flexible printed board 7b when the thin film transistor 2b2 is in the on state. When a noise signal is detected, the noise detection circuit 33 transmits information regarding the noise signal to the image processing unit 4.
  • the image processing unit 4 stops reading the image data signal S ⁇ b> 2, discards the image data signal S ⁇ b> 2 for one screen including the noise signal, and the image data signal S ⁇ b> 2 including the noise signal based on the information regarding the noise signal. Correction and / or alarm output.
  • a portion including a noise signal can be discarded and data of the discarded portion can be created based on the adjacent image data signal S2.
  • the offset data is image data output from the X-ray detector 1 when no X-rays are incident, and is also called a dark image or dark. Then, in order to remove the afterimage, the offset data is subtracted from the image data signal S2.
  • the noise detection circuit 33 detects a noise signal flowing through the wiring 7b2 of the flexible printed board 7b when the thin film transistor 2b2 is in the on state.
  • the noise detection circuit 33 transmits information regarding the noise signal to the image processing unit 4.
  • the image processing unit 4 for example, stops reading offset data, discards the offset data including the noise signal, corrects the offset data including the noise signal, and outputs at least an alarm. Do one. In the case of outputting an alarm, it is possible to stop the reading of the offset data described above until the noise signal becomes a predetermined value or less. In this way, it is possible to obtain offset data in which induction noise due to vibration is not mixed.
  • the X-ray detector 1 may be provided with a circuit that detects the incidence of X-rays.
  • a circuit that detects the incidence of X-rays When vibration is applied to the X-ray detector 1, induced noise due to vibration is generated, and an erroneous detection signal may be output from a circuit that detects the incidence of X-rays. Therefore, it is preferable to detect a noise signal also when detecting the incidence of X-rays.
  • the noise detection circuit 33 detects a noise signal flowing through the wiring 7b2 of the flexible printed board 7b when the thin film transistor 2b2 is in the on state.
  • the noise detection circuit 33 transmits information regarding the noise signal to the image processing unit 4. Based on the information on the noise signal, the image processing unit 4, for example, stops outputting the detection signal from the circuit that detects X-ray incidence, discards the detection signal from the circuit that detects X-ray incidence, and Perform at least one of alarm outputs.
  • the output of the detection signal from the above-described circuit for detecting the incidence of X-rays can be stopped until the noise signal becomes a predetermined value or less. In this way, it is possible to suppress the start of shooting due to an erroneous detection signal.
  • the end of the wiring 7b2 on the array substrate 2 side will be further described.
  • the end of the wiring 7b2 on the array substrate 2 side is not electrically connected to the data line 2c2 to which the plurality of photoelectric conversion units 2b are electrically connected.
  • the end of the wiring 7b2 on the array substrate 2 side may not be mechanically connected to the array substrate 2. That is, the end of the wiring 7b2 on the array substrate 2 side can be a free end. Even if the end of the wiring 7b2 on the array substrate 2 side is not mechanically connected to the array substrate 2, a noise signal can be detected if the flexible printed circuit board 7b vibrates.
  • the vibration applied to the housing of the X-ray detector 1 may be difficult to be transmitted to the flexible printed circuit board 7b.
  • the vibration of the flexible printed circuit board 7b is reduced, it may be difficult to detect the noise signal.
  • the array substrate 2 is fixed to the housing of the X-ray detector 1 via the support plate 6. Therefore, the vibration applied to the housing of the X-ray detector 1 is easily transmitted to the array substrate 2. In this case, if the end of the wiring 7b2 on the array substrate 2 side is mechanically connected to the array substrate 2, the vibration of the flexible printed circuit 7b can be increased, so that a noise signal is easily detected.
  • FIGS. 6A and 6B are schematic views for illustrating mechanical connection between the end of the wiring 7b2 on the array substrate 2 side and the array substrate 2.
  • FIG. FIG. 6B is a diagram of the array substrate 2 in FIG. 6A viewed from the C direction.
  • a wiring pad 2d2a can be provided near the periphery of the substrate 2a, and the end of the wiring 7b2 on the array substrate 2 side can be soldered to the wiring pad 2d2a.
  • the wiring pad 2d2a can be the same as the wiring pad 2d2.
  • At least one of the end of the wiring 7b2 on the array substrate 2 side and the end of the flexible printed board 7b on the array substrate 2 side may be fixed to the array substrate 2 with an adhesive or the like. That is, at least one of the end of the wiring 7b2 on the array substrate 2 side and the end of the flexible printed board 7b on the array substrate 2 side may be mechanically connected to the array substrate 2. In this way, vibration applied to the housing of the X-ray detector 1 can be efficiently transmitted to the wiring 7b2 via the array substrate 2. Therefore, the detection accuracy of the noise signal can be improved.
  • FIGS. 7A and 7B are schematic views for illustrating mechanical connection between the end of the wiring 7b2 on the array substrate 2 side and the array substrate 2.
  • FIG. FIG. 7B is a diagram of the array substrate 2 in FIG. 7A viewed from the D direction.
  • the photoelectric conversion element 2b1 can be prevented from being electrically connected to one of the plurality of data lines 2c2.
  • the photoelectric conversion elements 2b1 are not formed in the plurality of photoelectric conversion units 2b that are electrically connected to one data line 2c2. it can. If the photoelectric conversion element 2b1 is not formed, the charge stored in the storage capacitor 2b3 is substantially constant.
  • the photoelectric conversion unit 2b may not be electrically connected to one of the plurality of data lines 2c2.
  • the end of the wiring 7b1 on the array substrate 2 side is electrically and mechanically connected to the photoelectric conversion element 2b1 or the data line 2c2 to which the photoelectric conversion unit 2b is not electrically connected.
  • the end of the wiring 7b2 on the array substrate 2 side can be soldered to the wiring pad 2d2.
  • at least one of the end of the wiring 7b2 on the array substrate 2 side and the end of the flexible printed circuit 7b on the array substrate 2 side may be fixed to the array substrate 2 with an adhesive or the like. That is, at least one of the end of the wiring 7b2 on the array substrate 2 side and the end of the flexible printed board 7b on the array substrate 2 side may be mechanically connected to the array substrate 2.
  • vibration applied to the housing of the X-ray detector 1 can be efficiently transmitted to the wiring 7b2 via the array substrate 2. Therefore, the detection accuracy of the noise signal can be improved.
  • the plurality of photoelectric conversion units 2b are arranged in a matrix, it is only necessary that the photoelectric conversion elements 2b1 are not formed in some of the photoelectric conversion units 2b, so that the manufacturing process can be simplified. .
  • the wiring 7b1 and the wiring 7b2 are provided on the flexible printed circuit board 7b.
  • the wiring 7b is provided on the flexible printed circuit board 7b, and the wiring 7b2 is provided separately from the flexible printed circuit board 7b. It may be done.
  • the wiring 7b2 is provided on the flexible printed board 7b, vibration applied to the housing of the X-ray detector 1 can be efficiently transmitted to the wiring 7b2. Therefore, the detection accuracy of the noise signal can be improved.

Abstract

実施形態に係る放射線検出器は、第１の方向に延びる複数の制御ラインと、前記第１の方向に交差する第２の方向に延びる複数のデータラインと、前記複数の制御ラインと前記複数のデータラインとにより画された複数の領域のそれぞれに設けられ、対応する前記制御ラインと対応する前記データラインとに電気的に接続され、放射線を直接的またはシンチレータと協働して検出する検出部と、を有するアレイ基板と、複数の前記検出部から画像データ信号を読み出す信号検出回路と、ノイズを検出するノイズ検出回路と、それぞれの一方の端部が前記データラインと電気的に接続され、それぞれの他方の端部が前記信号検出回路と電気的に接続された複数の第１の配線と、一方の端部が前記複数の検出部が電気的に接続された前記データラインと電気的に接続されず、他方の端部が前記ノイズ検出回路と電気的に接続された第２の配線と、を備えている。

Description

放射線検出器
　本発明の実施形態は、放射線検出器に関する。
　放射線検出器の一例にＸ線検出器がある。Ｘ線検出器は、入射したＸ線を蛍光に変換するシンチレータ、蛍光を信号電荷に変換する複数の光電変換部（画素などとも称される）が設けられたアレイ基板、制御回路と信号検出回路が設けられた信号処理部などを備えている。また、アレイ基板には、複数の光電変換部と電気的に接続される複数の制御ラインと複数のデータラインが設けられている。そして、一般的には、複数のデータラインと信号検出回路とが、フレキシブルプリント基板を介して電気的および機械的に接続されている。なお、信号検出回路が、フレキシブルプリント基板の上に実装される場合もある。
　一般的には、Ｘ線検出器は、以下のようにして信号電荷を読み出す。まず、外部から入力された信号によりＸ線の入射を認識する。次に、予め定められた時間（信号電荷が蓄積されるために必要となる時間）の経過後に、読み出しを行う光電変換部の薄膜トランジスタをオン状態にして、蓄積された信号電荷を読み出す。
　ここで、信号電荷を読み出す際にＸ線検出器に振動が加わると、フレキシブルプリント基板が振動によって揺れ、誘導ノイズが発生する場合がある。誘導ノイズが発生すると、読み出された信号電荷に誘導ノイズが重なり、画像の品質が悪くなる。
　この場合、Ｘ線検出器に加速度計を設け、Ｘ線検出器に振動が加わったことを加速度計により検出することもできる。しかしながら、この様にすると、Ｘ線検出器の構成が複雑になるという新たな問題が生じる。
　そこで、簡易な構成によりノイズの発生を検出することができる放射線検出器の開発が望まれていた。
特開２０１４－１７３９０２号公報
　本発明が解決しようとする課題は、簡易な構成によりノイズの発生を検出することができる放射線検出器を提供することである。
　実施形態に係る放射線検出器は、第１の方向に延びる複数の制御ラインと、前記第１の方向に交差する第２の方向に延びる複数のデータラインと、前記複数の制御ラインと前記複数のデータラインとにより画された複数の領域のそれぞれに設けられ、対応する前記制御ラインと対応する前記データラインとに電気的に接続され、放射線を直接的またはシンチレータと協働して検出する検出部と、を有するアレイ基板と、複数の前記検出部から画像データ信号を読み出す信号検出回路と、ノイズを検出するノイズ検出回路と、それぞれの一方の端部が前記データラインと電気的に接続され、それぞれの他方の端部が前記信号検出回路と電気的に接続された複数の第１の配線と、一方の端部が前記複数の検出部が電気的に接続された前記データラインと電気的に接続されず、他方の端部が前記ノイズ検出回路と電気的に接続された第２の配線と、を備えている。
Ｘ線検出器１を例示するための模式斜視図である。 Ｘ線検出器１のブロック図である。 アレイ基板２の回路図である。 画像データ信号Ｓ２およびノイズ信号を例示するための写真である。 ノイズ信号の波形を例示するためのグラフ図である。 （ａ）、（ｂ）は、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部と、アレイ基板２との機械的な接続を例示するための模式図である。 （ａ）、（ｂ）は、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部と、アレイ基板２との機械的な接続を例示するための模式図である。
　以下、図面を参照しつつ、実施の形態について例示をする。なお、各図面中、同様の構成要素には同一の符号を付して詳細な説明は適宜省略する。
　本実施の形態に係る放射線検出器は、Ｘ線のほかにもγ線などの各種放射線に適用させることができる。ここでは、一例として、放射線の中の代表的なものとしてＸ線に係る場合を例にとり説明をする。したがって、以下の実施形態の「Ｘ線」を「他の放射線」に置き換えることにより、他の放射線にも適用させることができる。
　また、以下に例示をするＸ線検出器１は、放射線画像であるＸ線画像を検出するＸ線平面センサである。Ｘ線平面センサには、大きく分けて直接変換方式と間接変換方式がある。
　直接変換方式は、入射Ｘ線により光導電膜内部に発生した光導電電荷（信号電荷）を高電界により電荷蓄積用の蓄積キャパシタに直接導く方式である。
　間接変換方式は、Ｘ線をシンチレータにより蛍光（可視光）に変換し、蛍光をフォトダイオードなどの光電変換素子により信号電荷に変換し、信号電荷を蓄積キャパシタに導く方式である。
　以下においては、一例として、間接変換方式のＸ線検出器１を例示するが、本発明は直接変換方式のＸ線検出器にも適用することができる。
　すなわち、Ｘ線検出器は、Ｘ線を直接的またはシンチレータと協働して検出する検出部を有するものであれば良い。
　また、Ｘ線検出器１は、例えば、一般医療用途などに用いることができるが、用途に限定はない。
　図１は、Ｘ線検出器１を例示するための模式斜視図である。
　なお、図１においては、バイアスライン２ｃ３などを省いて描いている。
　図２は、Ｘ線検出器１のブロック図である。
　図３は、アレイ基板２の回路図である。
　図１～図３に示すように、Ｘ線検出器１には、アレイ基板２、信号処理部３、画像処理部４、シンチレータ５、支持板６、およびフレキシブルプリント基板７ａ、７ｂが設けられている。
　アレイ基板２は、シンチレータ５によりＸ線から変換された蛍光（可視光）を電気信号に変換する。
　アレイ基板２は、基板２ａ、光電変換部２ｂ、制御ライン（又はゲートライン）２ｃ１、データライン（又はシグナルライン）２ｃ２、およびバイアスライン２ｃ３を有する。
　なお、光電変換部２ｂ、制御ライン２ｃ１、データライン２ｃ２、およびバイアスライン２ｃ３の数や配置などは例示をしたものに限定されるわけではない。
　基板２ａは、板状を呈し、無アルカリガラスなどの透光性材料から形成されている。
　光電変換部２ｂは、基板２ａの一方の表面に複数設けられている。
　光電変換部２ｂは、矩形状を呈し、制御ライン２ｃ１とデータライン２ｃ２とにより画された領域に設けられている。複数の光電変換部２ｂは、マトリクス状に並べられている。
　なお、１つの光電変換部２ｂは、１つの画素（pixel）に対応する。
　複数の光電変換部２ｂのそれぞれには、光電変換素子２ｂ１と、スイッチング素子である薄膜トランジスタ（ＴＦＴ；Thin Film Transistor）２ｂ２が設けられている。
　また、図３に示すように、光電変換素子２ｂ１において変換した信号電荷を蓄積する蓄積キャパシタ２ｂ３を設けることができる。蓄積キャパシタ２ｂ３は、例えば、矩形平板状を呈し、各薄膜トランジスタ２ｂ２の下に設けることができる。ただし、光電変換素子２ｂ１の容量によっては、光電変換素子２ｂ１が蓄積キャパシタ２ｂ３を兼ねることができる。
　光電変換素子２ｂ１は、例えば、フォトダイオードなどとすることができる。
　薄膜トランジスタ２ｂ２は、蛍光が光電変換素子２ｂ１に入射することで生じた電荷の蓄積および放出のスイッチングを行う。薄膜トランジスタ２ｂ２は、ゲート電極２ｂ２ａ、ソース電極２ｂ２ｂ及びドレイン電極２ｂ２ｃを有している。薄膜トランジスタ２ｂ２のゲート電極２ｂ２ａは、対応する制御ライン２ｃ１と電気的に接続される。薄膜トランジスタ２ｂ２のソース電極２ｂ２ｂは、対応するデータライン２ｃ２と電気的に接続される。薄膜トランジスタ２ｂ２のドレイン電極２ｂ２ｃは、対応する光電変換素子２ｂ１と蓄積キャパシタ２ｂ３とに電気的に接続される。また、光電変換素子２ｂ１のアノード側と蓄積キャパシタ２ｂ３は、対応するバイアスライン２ｃ３と電気的に接続される（図３を参照）。
　制御ライン２ｃ１は、所定の間隔を開けて互いに平行に複数設けられている。制御ライン２ｃ１は、例えば、行方向（第１の方向の一例に相当する）に延びている。１つの制御ライン２ｃ１は、基板２ａの周縁近傍に設けられた複数の配線パッド２ｄ１のうちの１つと電気的に接続されている。
　データライン２ｃ２は、所定の間隔を開けて互いに平行に複数設けられている。データライン２ｃ２は、例えば、行方向に直交する列方向（第２の方向の一例に相当する）に延びている。１つのデータライン２ｃ２は、基板２ａの周縁近傍に設けられた複数の配線パッド２ｄ２のうちの１つと電気的に接続されている。
　図３に示すように、バイアスライン２ｃ３は、データライン２ｃ２とデータライン２ｃ２との間に、データライン２ｃ２と平行に設けられている。
　バイアスライン２ｃ３には、図示しないバイアス電源が電気的に接続されている。図示しないバイアス電源は、例えば、信号処理部３などに設けることができる。
　なお、バイアスライン２ｃ３は、必ずしも必要ではなく、必要に応じて設けるようにすればよい。バイアスライン２ｃ３が設けられない場合には、光電変換素子２ｂ１のアノード側と蓄積キャパシタ２ｂ３は、バイアスライン２ｃ３に代えてグランドに電気的に接続される。
　制御ライン２ｃ１、データライン２ｃ２、およびバイアスライン２ｃ３は、例えば、アルミニウムやクロムなどの低抵抗金属を用いて形成することができる。
　保護層２ｆは、光電変換部２ｂ、制御ライン２ｃ１、データライン２ｃ２、およびバイアスライン２ｃ３を覆っている。保護層２ｆは、例えば、酸化物絶縁材料、窒化物絶縁材料、酸窒化物絶縁材料、および樹脂材料の少なくとも１種を含む。
　信号処理部３は、アレイ基板２の、シンチレータ５側とは反対側に設けられている。
　信号処理部３には、制御回路３１、信号検出回路３２、およびノイズ検出回路３３が設けられている。
　なお、図１に示すように、信号検出回路３２は、フレキシブルプリント基板７ｂに設けることもできる。
　制御回路３１は、薄膜トランジスタ２ｂ２のオン状態とオフ状態を切り替える。
　図２に示すように、制御回路３１は、複数のゲートドライバ３１ａと行選択回路３１ｂとを有する。
　行選択回路３１ｂには、画像処理部４などから制御信号Ｓ１が入力される。行選択回路３１ｂは、Ｘ線画像の走査方向に従って、対応するゲートドライバ３１ａに制御信号Ｓ１を入力する。
　ゲートドライバ３１ａは、対応する制御ライン２ｃ１に制御信号Ｓ１を入力する。
　例えば、制御回路３１は、フレキシブルプリント基板７ａと制御ライン２ｃ１とを介して、制御信号Ｓ１を各制御ライン２ｃ１毎に順次入力する。制御ライン２ｃ１に入力された制御信号Ｓ１により薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態となり、光電変換素子２ｂ１からの信号電荷（画像データ信号Ｓ２）が受信できるようになる。
　信号検出回路３２は、薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態の時に、画像処理部４からのサンプリング信号に従って、フレキシブルプリント基板７ｂの配線７ｂ１（第１の配線の一例に相当する）を介して蓄積キャパシタ２ｂ３から信号電荷（画像データ信号Ｓ２）を読み出す。
　ノイズ検出回路３３は、薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態の時に、フレキシブルプリント基板７ｂの配線７ｂ２（第２の配線の一例に相当する）において発生した誘電ノイズを検出する。すなわち、ノイズ検出回路３３は、配線７ｂ２に流れるノイズ信号を検出する。なお、ノイズ信号の検出に関する詳細は後述する。
　また、信号検出回路３２とノイズ検出回路３３は、ともに信号を検出する回路である。そのため、ノイズ検出回路３３の構成は、信号検出回路３２の構成と同様とすることができる。例えば、図２に示すように、信号検出回路３２に設けられた複数のチャンネルの一部をノイズ検出回路３３とすることができる。この様にすれば、省スペース化や、製造コストの低減を図ることができる。
　画像処理部４は、配線４ａを介して、信号処理部３と電気的に接続されている。なお、画像処理部４は、信号処理部３と一体化されていてもよい。画像処理部４は、読み出された画像データ信号Ｓ２に基づいて、Ｘ線画像を構成する。
　シンチレータ５は、複数の光電変換素子２ｂ１の上に設けられ、入射するＸ線を蛍光に変換する。シンチレータ５は、基板２ａ上の複数の光電変換部２ｂが設けられた領域（有効画素領域）を覆うように設けられている。
　シンチレータ５は、例えば、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）：タリウム（Ｔｌ）、あるいはヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）：タリウム（Ｔｌ）などを用いて形成することができる。この場合、真空蒸着法などを用いて、シンチレータ５を形成すれば、複数の柱状結晶の集合体からなるシンチレータ５が形成される。
　また、シンチレータ５は、例えば、酸硫化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ）などを用いて形成することもできる。この場合、複数の光電変換部２ｂごとに四角柱状のシンチレータ５を設けることができる。
　その他、蛍光の利用効率を高めて感度特性を改善するために、シンチレータ５の表面側（Ｘ線の入射面側）を覆うように図示しない反射層を設けることができる。
　また、空気中に含まれる水蒸気により、シンチレータ５の特性と図示しない反射層の特性が劣化するのを抑制するために、シンチレータ５と図示しない反射層を覆う図示しない防湿体を設けることができる。
　支持板６は、板状を呈している。支持板６は、図示しない筐体の内部に固定されている。支持板６のＸ線の入射側の面には、アレイ基板２とシンチレータ５が設けられている。支持板６のＸ線の入射側とは反対側の面には、信号処理部３が設けられている。支持板６の材料は、例えば、アルミニウム合金などの軽金属、炭素繊維強化プラスチックなどの樹脂などとすることができる。
　フレキシブルプリント基板７ａは、複数の制御ライン２ｃ１と制御回路３１とを電気的に接続する。フレキシブルプリント基板７ａに設けられた複数の配線７ａ１のうちの１つは、複数の配線パッド２ｄ１のうちの１つと電気的に接続されている。フレキシブルプリント基板７ａに設けられた複数の配線７ａ１の他端は、ゲートドライバ３１ａと電気的に接続されている。
　フレキシブルプリント基板７ｂは、複数のデータライン２ｃ２と信号検出回路３２とを電気的に接続する。フレキシブルプリント基板７ｂに設けられた複数の配線７ｂ１のうちの１つは、複数の配線パッド２ｄ２のうちの１つと電気的に接続されている。すなわち、複数の配線７ｂ１のそれぞれの一方の端部は、データライン２ｃ２と電気的に接続されている。複数の配線７ｂ１のそれぞれの他方の端部は、信号検出回路３２と電気的に接続されている。
　また、フレキシブルプリント基板７ｂには配線７ｂ２が設けられている。なお、配線７ｂ２は、複数設けられていてもよい。配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部は、複数の光電変換部２ｂが電気的に接続されたデータライン２ｃ２と電気的に接続されていない。配線７ｂ２の他方の端部は、ノイズ検出回路３３と電気的に接続されている。
　次に、ノイズ信号の検出について説明する。
　Ｘ線検出器１においては、Ｘ線画像は、以下のようにして構成される。
　まず、制御回路３１によって薄膜トランジスタ２ｂ２が順次オン状態となる。薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態となることで、バイアスライン２ｃ３を介して一定の電荷が蓄積キャパシタ２ｂ３に蓄積される。次に、薄膜トランジスタ２ｂ２をオフ状態にする。Ｘ線が照射されると、シンチレータ５によりＸ線が蛍光に変換される。蛍光が光電変換素子２ｂ１に入射すると、光電効果によって電荷（電子およびホール）が発生し、発生した電荷と、蓄積されている電荷（異種電荷）とが結合して蓄積されている電荷が減少する。次に、制御回路３１は、薄膜トランジスタ２ｂ２を順次オン状態にする。信号検出回路３２は、サンプリング信号に従って各蓄積キャパシタ２ｂ３に蓄積されている減少した電荷（画像データ信号Ｓ２）をデータライン２ｃ２を介して読み出す。
　画像処理部４は、読み出された画像データ信号Ｓ２を受信し、受信した画像データ信号Ｓ２を順次増幅し、増幅された画像データ信号Ｓ２（アナログ信号）をデジタル信号に変換する。そして、画像処理部４は、デジタル信号に変換された画像データ信号Ｓ２に基づいて、Ｘ線画像を構成する。構成されたＸ線画像のデータは、画像処理部４から外部の機器に向けて出力される。
　ここで、前述したように、複数のデータライン２ｃ２と信号検出回路３２とは、フレキシブルプリント基板７ｂを介して電気的に接続されている。この場合、Ｘ線検出器１に振動が加わると、フレキシブルプリント基板７ｂが振動して、配線７ｂ１と他の要素（例えば、基板２ａ）との位置関係が変化する場合がある。配線７ｂ１と他の要素との位置関係が変化すると、配線７ｂ１とグランド間の結合容量が変化して誘導ノイズが発生する。信号検出回路３２により画像データ信号Ｓ２を読み出す際に誘導ノイズが発生すると、誘導ノイズが画像データ信号Ｓ２に重なり画像の品質が悪くなる。この場合、誘導ノイズが重なった画像データ信号Ｓ２から、画像データ信号Ｓ２のみを切り分けることは困難である。また、誘導ノイズが重なった画像データ信号Ｓ２であるか否かを判断することも極めて難しい。この場合、Ｘ線検出器１に加速度計を設け、Ｘ線検出器１に振動が加わったことを加速度計により検出すれば、誘導ノイズの発生を間接的に検出することができる。しかしながら、この様にすると、Ｘ線検出器１の構成が複雑になる。また、加速度計では、誘導ノイズの発生を直接検出することができない。
　そこで、本実施の形態に係るＸ線検出器１においては、フレキシブルプリント基板７ｂに配線７ｂ２を設ける様にしている。
　ここで、配線７ｂ２（配線パッド２ｄ２ａを含む）と他の要素との間で発生する誘導電荷をＱｓ、寄生容量をＣｓ、電位差をＶｓとすれば、Ｑｓ＝Ｃｓ・Ｖｓの関係がある。さらに、配線７ｂ２と他の要素との間の誘電率をε、配線７ｂ２の金属部分の有効面積をＳ、配線７ｂ２と他の要素との間の距離をｄとすれば、Ｃｓは、Ｃｓ=ε・Ｓ／ｄとあらわすことができる（例えば、図６（ｂ）を参照）。そのため、フレキシブルプリント基板７ｂが振動すると、配線７ｂ２と他の要素との位置関係が変化（±Δｄ）して誘導電荷による誘導ノイズΔＱｓ＝ε・Ｓ・Ｖｓ/（ｄ±Δｄ）が発生する。
　配線７ｂ１とは異なり、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部は、複数の光電変換部２ｂが電気的に接続されたデータライン２ｃ２と電気的に接続されていない。そのため、配線７ｂ２には誘導ノイズによるノイズ信号のみが流れることになる。
　図４は、画像データ信号Ｓ２およびノイズ信号を例示するための写真である。
　図４中の領域Ａにおける信号は、複数の配線７ｂ１に流れる信号を表している。
　図４中の領域Ｂにおける信号は、配線７ｂ２に流れるノイズ信号を表している。
　図５は、ノイズ信号の波形を例示するためのグラフ図である。
　図４に示すように、Ｘ線検出器１に振動を印加すると、フレキシブルプリント基板７ｂが振動し、複数の配線７ｂ１および配線７ｂ２において誘導ノイズが発生する。
　図４から分かるように、複数の配線７ｂ１において発生したノイズ信号は、画像データ信号Ｓ２と重なる。そのため、画像の品質が悪くなる。
　一方、図４および図５から分かるように、配線７ｂ２において発生したノイズ信号は、画像データ信号Ｓ２と重なることが無い。そのため、配線７ｂ２に流れるノイズ信号を検出することができる。
　ノイズ信号の検出は、ノイズ検出回路３３により行うことができる。この場合、図５に示すように配線７ｂ２に流れる信号のレベルが所定の値を超えた場合には、ノイズ検出回路３３は、ノイズが発生したと判定することができる。すなわち、ノイズ検出回路３３は、薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態の時に、フレキシブルプリント基板７ｂの配線７ｂ２に流れるノイズ信号を検出する。ノイズ信号が検出された場合には、ノイズ検出回路３３は、ノイズ信号に関する情報を画像処理部４に送信する。
　画像処理部４は、ノイズ信号に関する情報に基づいて、例えば、画像データ信号Ｓ２の読み出しの中止、ノイズ信号が含まれる一画面分の画像データ信号Ｓ２の廃棄、ノイズ信号が含まれる画像データ信号Ｓ２の補正、および、警報の出力の少なくともいずれかを行う。
　画像データ信号Ｓ２の補正においては、例えば、ノイズ信号が含まれる部分を廃棄するとともに隣接する画像データ信号Ｓ２に基づいて廃棄された部分のデータを作成するようにすることができる。
　警報を出力する場合には、前述した画像データ信号Ｓ２の読み出しの中止がノイズ信号が所定の値以下となるまで行われるようにすることができる。この様にすれば、振動による影響を受けないシステムを構築することができる。
　以上においては、振動による誘導ノイズが配線７ｂ２に発生する場合を例示した。しかしながら、配線７ｂ２はアンテナとしても機能するので、外部からの電磁誘導ノイズがＸ線検出器１に印加された場合にも、誘導ノイズが配線７ｂ２に発生する。そのため、配線７ｂ２を設ける様にすれば、電磁誘導ノイズをも検出することができる。
　また、Ｘ線検出器１にＸ線が入射すると、残像が発生する場合がある。そのため、発生した残像を除去するために、オフセットデータを用いた画像補正処理が行われる場合がある。オフセットデータとは、Ｘ線が入射していないときにＸ線検出器１から出力された画像データであり、暗画像、あるいはダークなどとも呼ばれている。そして、残像を除去するために、画像データ信号Ｓ２からオフセットデータを減算処理する。
　オフセットデータを取得する際に、Ｘ線検出器１に振動が印加されると、オフセットデータにノイズ信号が重なる。オフセットデータにノイズ信号が重なると、オフセットデータの品質が悪くなる。
　そのため、オフセットデータを取得する際にもノイズ信号を検出するようにすることが好ましい。
　オフセットデータを取得する際にノイズ信号が検出された場合には、前述した画像データ信号Ｓ２の場合と同様の処理を行うことができる。
　すなわち、ノイズ検出回路３３は、薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態の時に、フレキシブルプリント基板７ｂの配線７ｂ２に流れるノイズ信号を検出する。ノイズ信号が検出された場合には、ノイズ検出回路３３は、ノイズ信号に関する情報を画像処理部４に送信する。画像処理部４は、ノイズ信号に関する情報に基づいて、例えば、オフセットデータの読み出しの中止、ノイズ信号が含まれるオフセットデータの廃棄、ノイズ信号が含まれるオフセットデータの補正、および、警報の出力の少なくともいずれかを行う。また、警報を出力する場合には、前述したオフセットデータの読み出しの中止がノイズ信号が所定の値以下となるまで行われるようにすることができる。この様にすれば、振動による誘導ノイズが混在しないオフセットデータを得ることが可能となる。
　また、Ｘ線検出器１には、Ｘ線の入射を検出する回路が設けられる場合がある。Ｘ線検出器１に振動が印加されると振動による誘導ノイズが発生して、Ｘ線の入射を検出する回路から誤った検出信号が出力されるおそれがある。そのため、Ｘ線の入射を検出する際にもノイズ信号を検出するようにすることが好ましい。
　Ｘ線の入射を検出する際にノイズ信号が検出された場合には、前述した画像データ信号Ｓ２の場合と同様の処理を行うことができる。
　すなわち、ノイズ検出回路３３は、薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態の時に、フレキシブルプリント基板７ｂの配線７ｂ２に流れるノイズ信号を検出する。ノイズ信号が検出された場合には、ノイズ検出回路３３は、ノイズ信号に関する情報を画像処理部４に送信する。画像処理部４は、ノイズ信号に関する情報に基づいて、例えば、Ｘ線の入射を検出する回路からの検出信号の出力の中止、Ｘ線の入射を検出する回路からの検出信号の廃棄、および、警報の出力の少なくともいずれかを行う。また、警報を出力する場合には、前述したＸ線の入射を検出する回路からの検出信号の出力の中止がノイズ信号が所定の値以下となるまで行われるようにすることができる。この様にすれば、誤った検出信号により撮影が開始されるのを抑制することができる。
　次に、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部についてさらに説明する。
　前述したように、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部は、複数の光電変換部２ｂが電気的に接続されたデータライン２ｃ２と電気的に接続されていない。
　この場合、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部は、アレイ基板２と機械的に接続されていなくてもよい。すなわち、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部は、自由端とすることができる。配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部がアレイ基板２と機械的に接続されていなくても、フレキシブルプリント基板７ｂが振動すれば、ノイズ信号を検出することができる。
　ただし、フレキシブルプリント基板７ｂはＸ線検出器１の筐体に接続されているわけではないので、Ｘ線検出器１の筐体に加わった振動がフレキシブルプリント基板７ｂに伝わり難くなる場合もある。この場合、フレキシブルプリント基板７ｂの振動が小さくなると、ノイズ信号が検出しにくくなるおそれがある。
　一方、アレイ基板２は、支持板６を介してＸ線検出器１の筐体に固定されている。そのため、Ｘ線検出器１の筐体に加わった振動は、アレイ基板２に伝わりやすくなる。この場合、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部がアレイ基板２と機械的に接続されていれば、フレキシブルプリント基板７ｂの振動を大きくすることができるので、ノイズ信号が検出しやすくなる。
　図６（ａ）、（ｂ）は、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部と、アレイ基板２との機械的な接続を例示するための模式図である。
　図６（ｂ）は、図６（ａ）におけるアレイ基板２をＣ方向から見た図である。
　図６（ａ）、（ｂ）に示すように、基板２ａの周縁近傍に配線パッド２ｄ２ａを設け、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部を配線パッド２ｄ２ａに半田付けすることができる。配線パッド２ｄ２ａは、配線パッド２ｄ２と同様とすることができる。または、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部、および、フレキシブルプリント基板７ｂのアレイ基板２側の端部の少なくともいずれかを接着剤などでアレイ基板２に固定するようにしてもよい。
　すなわち、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部、および、フレキシブルプリント基板７ｂのアレイ基板２側の端部の少なくともいずれかがアレイ基板２と機械的に接続されていればよい。この様にすれば、アレイ基板２を介して、Ｘ線検出器１の筐体に印加された振動を配線７ｂ２に効率よく伝えることができる。そのため、ノイズ信号の検出精度を向上させることができる。
　図７（ａ）、（ｂ）は、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部と、アレイ基板２との機械的な接続を例示するための模式図である。
　図７（ｂ）は、図７（ａ）におけるアレイ基板２をＤ方向から見た図である。
　図７（ａ）に示すように、複数のデータライン２ｃ２のうちの１つには、光電変換素子２ｂ１が電気的に接続されていないようにすることができる。例えば、複数の光電変換部２ｂをマトリクス状に並べて形成する際に、１つのデータライン２ｃ２に電気的に接続される複数の光電変換部２ｂには光電変換素子２ｂ１を形成しない様にすることができる。光電変換素子２ｂ１が形成されていなければ、蓄積キャパシタ２ｂ３に蓄積されている電荷はほぼ一定となる。そのため、薄膜トランジスタ２ｂ２がオン状態となることでデータライン２ｃ２に流れる電流はほぼ一定となる。データライン２ｃ２に流れる電流がほぼ一定となれば、この電流とノイズ信号が重なったとしても、ノイズ信号を検出することができる。
　なお、複数のデータライン２ｃ２のうちの１つには、光電変換部２ｂが電気的に接続されていないようにすることもできる。
　配線７ｂ１のアレイ基板２側の端部は、光電変換素子２ｂ１または光電変換部２ｂが電気的に接続されていないデータライン２ｃ２に電気的および機械的に接続されている。
　例えば、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部は、配線パッド２ｄ２に半田付けすることができる。
　また、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部、および、フレキシブルプリント基板７ｂのアレイ基板２側の端部の少なくともいずれかを接着剤などでアレイ基板２に固定するようにしてもよい。
　すなわち、配線７ｂ２のアレイ基板２側の端部、および、フレキシブルプリント基板７ｂのアレイ基板２側の端部の少なくともいずれかがアレイ基板２と機械的に接続されていればよい。この様にすれば、アレイ基板２を介して、Ｘ線検出器１の筐体に印加された振動を配線７ｂ２に効率よく伝えることができる。そのため、ノイズ信号の検出精度を向上させることができる。
　また、複数の光電変換部２ｂをマトリクス状に並べて形成する際に、一部の光電変換部２ｂにおいて光電変換素子２ｂ１を形成しないようにすればよいので、製造工程の簡略化を図ることができる。
　また、以上においては、配線７ｂ１と配線７ｂ２が、フレキシブルプリント基板７ｂに設けられる場合を例示したが、配線７ｂがフレキシブルプリント基板７ｂに設けられ、配線７ｂ２がフレキシブルプリント基板７ｂとは分離されて設けられていてもよい。ただし、配線７ｂ２がフレキシブルプリント基板７ｂに設けられていれば、Ｘ線検出器１の筐体に印加された振動を配線７ｂ２に効率よく伝えることができる。そのため、ノイズ信号の検出精度を向上させることができる。
　以上、本発明のいくつかの実施形態を例示したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更などを行うことができる。これら実施形態やその変形例は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。また、前述の各実施形態は、相互に組み合わせて実施することができる。

Claims (7)

  1. 　第１の方向に延びる複数の制御ラインと、前記第１の方向に交差する第２の方向に延びる複数のデータラインと、前記複数の制御ラインと前記複数のデータラインとにより画された複数の領域のそれぞれに設けられ、対応する前記制御ラインと対応する前記データラインとに電気的に接続され、放射線を直接的またはシンチレータと協働して検出する検出部と、を有するアレイ基板と、
    　複数の前記検出部から画像データ信号を読み出す信号検出回路と、
    　ノイズを検出するノイズ検出回路と、
    　それぞれの一方の端部が前記データラインと電気的に接続され、それぞれの他方の端部が前記信号検出回路と電気的に接続された複数の第１の配線と、
    　一方の端部が前記複数の検出部が電気的に接続された前記データラインと電気的に接続されず、他方の端部が前記ノイズ検出回路と電気的に接続された第２の配線と、
    　を備えた放射線検出器。
  2. 　前記複数の第１の配線と、前記第２の配線とは、フレキシブルプリント基板に設けられている請求項１記載の放射線検出器。
  3. 　前記第２の配線の前記一方の端部は、前記アレイ基板と機械的に接続されている請求項１または２に記載の放射線検出器。
  4. 　前記複数のデータラインのうちの１つには、前記検出部が電気的に接続されておらず、
    　前記第２の配線の前記一方の端部は、前記検出部が電気的に接続されていない前記データラインに電気的および機械的に接続されている請求項１～３のいずれか１つに記載の放射線検出器。
  5. 　前記フレキシブルプリント基板の一方の端部は、前記アレイ基板と機械的に接続されている請求項２～４のいずれか１つに記載の放射線検出器。
  6. 　前記信号検出回路と電気的に接続され、前記読み出された画像データ信号に基づいて、放射線画像を構成する画像処理部をさらに備え、
    　前記ノイズ検出回路は、前記第２の配線において発生した前記ノイズを検出し、
    　前記ノイズが検出された場合には、前記画像処理部は、前記画像データ信号の読み出しの中止、前記ノイズが含まれる一画面分の前記画像データ信号の廃棄、前記ノイズが含まれる前記画像データ信号の補正、および、警報の出力の少なくともいずれかを行う請求項１～５のいずれか１つに記載の放射線検出器。
  7. 　前記画像データ信号の読み出しの中止は、前記ノイズが所定の値以下となるまで行われる請求項６記載の放射線検出器。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
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Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007105112A (ja) * 2005-10-11 2007-04-26 Hitachi Medical Corp Ｘ線撮像装置
JP2012119956A (ja) * 2010-12-01 2012-06-21 Fujifilm Corp 放射線画像検出装置
JP2013236222A (ja) * 2012-05-08 2013-11-21 Shimadzu Corp アクティブマトリクス基板および放射線検出器
JP2014173902A (ja) 2013-03-06 2014-09-22 Canon Inc 放射線撮影装置、放射線撮影装置の制御方法及びプログラム
JP2015050236A (ja) * 2013-08-30 2015-03-16 株式会社東芝 アレイ基板、放射線検出器、および配線基板

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007105112A (ja) * 2005-10-11 2007-04-26 Hitachi Medical Corp Ｘ線撮像装置
JP2012119956A (ja) * 2010-12-01 2012-06-21 Fujifilm Corp 放射線画像検出装置
JP2013236222A (ja) * 2012-05-08 2013-11-21 Shimadzu Corp アクティブマトリクス基板および放射線検出器
JP2014173902A (ja) 2013-03-06 2014-09-22 Canon Inc 放射線撮影装置、放射線撮影装置の制御方法及びプログラム
JP2015050236A (ja) * 2013-08-30 2015-03-16 株式会社東芝 アレイ基板、放射線検出器、および配線基板

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