JP5811584B2

JP5811584B2 - Radiation imaging equipment

Info

Publication number: JP5811584B2
Application number: JP2011107841A
Authority: JP
Inventors: 江口　愛彦; 愛彦江口; 幸大贄川
Original assignee: Konica Minolta Inc
Current assignee: Konica Minolta Inc
Priority date: 2011-05-13
Filing date: 2011-05-13
Publication date: 2015-11-11
Anticipated expiration: 2031-05-13
Also published as: JP2012237692A

Description

本発明は、放射線画像撮影装置に係り、特に電源が内蔵されている放射線画像撮影装置に関する。 The present invention relates to a radiographic imaging apparatus, more particularly radiographic imaging apparatus power source is built.

現在、市場に流通している電子機器は、電源が内蔵されているものが多い。そして、電子機器が電源を内蔵している場合、当該電子機器が外部の電源に接続されていない場合には、内蔵された電源から各機能部に電力を供給して当該電子機器に特有の動作をさせるように構成されている。 Many electronic devices currently on the market have built-in power supplies. If the electronic device has a built-in power supply, and the electronic device is not connected to an external power supply, power is supplied from the built-in power supply to each functional unit, and operations specific to the electronic device are performed. It is configured to make it.

そして、例えば、電子機器が、複数の放射線検出素子が基板上に二次元状に配列され、被写体を介して照射された放射線を各放射線検出素子で検出して画像データ（すなわち電気信号）に変換して放射線画像として撮影する放射線画像撮影装置（Flat Panel Detector。ＦＰＤ等ともいう。例えば特許文献１等参照）である場合、電源を各放射線検出素子の放射線の入射側に配置すると、放射線画像中に電源の像が写り込んでしまう。 For example, in an electronic device, a plurality of radiation detection elements are two-dimensionally arranged on a substrate, and radiation irradiated through a subject is detected by each radiation detection element and converted into image data (ie, an electrical signal). In the case of a radiographic image capturing apparatus (Flat Panel Detector; also referred to as FPD, etc., for example, see Patent Document 1), if a power source is arranged on the radiation incident side of each radiation detection element, The image of the power supply is reflected in the.

そのため、電子機器が放射線画像撮影装置である場合には、例えば特許文献２に記載されているように、電源は、通常、各放射線検出素子の放射線の入射側とは反対側の位置に配置される。 Therefore, when the electronic device is a radiographic imaging device, for example, as described in Patent Document 2, the power source is usually disposed at a position opposite to the radiation incident side of each radiation detection element. The

なお、放射線画像撮影装置としては、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画像データに変換するいわゆる直接型の放射線画像撮影装置や、照射された放射線をシンチレータ等で可視光等の他の波長の電磁波に変換した後、変換され照射された電磁波のエネルギ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等がある。 In addition, as a radiographic imaging apparatus, what is called a direct type radiographic imaging apparatus which produces | generates an electric charge with a detection element according to the dose of irradiated radiations, such as X-rays, and converts it into image data, or irradiated radiation A so-called indirect type that converts to image data by generating electric charges with a photoelectric conversion element such as a photodiode according to the energy of the electromagnetic wave that has been converted and irradiated after being converted to electromagnetic waves of other wavelengths such as visible light with a scintillator etc. There is a radiographic imaging device.

そして、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。 And in this invention, the detection element in a direct type radiographic imaging apparatus and the photoelectric conversion element in an indirect type radiographic imaging apparatus are collectively called a radiation detection element.

特開２００９−２１９５３８号公報JP 2009-219538 A 特開２００５−１４７８２２号公報JP 2005-147822 A

ところで、上記のように電子機器が電源を内蔵するものである場合、内蔵された電源から各機能部に電力を供給して動作させる際に種々の問題が生じる場合がある。 By the way, when the electronic device has a built-in power supply as described above, various problems may occur when power is supplied from the built-in power supply to each functional unit to operate.

例えば、電子機器が放射線画像撮影装置である場合には、基板表面に配列された各放射線検出素子のうち、その裏側に電源が存在する部分の放射線検出素子から読み出される画像データに、他の放射線検出素子から読み出される画像データに重畳されているノイズよりも大きなノイズが重畳される場合がある。 For example, when the electronic device is a radiographic imaging device, among the radiation detection elements arranged on the surface of the substrate, the image data read from the radiation detection element in the portion where the power supply exists on the back side is included in the other radiation. In some cases, noise larger than the noise superimposed on the image data read from the detection element is superimposed.

このような現象が現れる原因は、電源の部分で磁界が発生し、その磁界が放射線検出素子側に漏洩し、磁界により放射線検出素子内に生じるノイズが大きくなるためと考えられている。そして、前述した特許文献２では、このような磁界の影響を低減するため、放射線画像撮影装置内で、電源を金属からなる密閉容器内に収納することが提案されている。 The reason why such a phenomenon appears is considered to be that a magnetic field is generated at the power source, the magnetic field leaks to the radiation detection element side, and noise generated in the radiation detection element due to the magnetic field increases. And in patent document 2 mentioned above, in order to reduce the influence of such a magnetic field, accommodating a power supply in the airtight imaging container is proposed in the radiographic imaging apparatus.

しかし、後述するように、放射線画像撮影装置に対しては、放射線の入射方向に関する厚さを薄くすることが要求される場合がある。そして、このような場合、放射線画像撮影装置内に電源を収納するための密閉容器を設けると、上記の薄型化の要求を満たすことが非常に困難になるといった問題が生じる。 However, as will be described later, the radiographic imaging apparatus may be required to reduce the thickness in the radiation incident direction. In such a case, if a sealed container for storing the power supply is provided in the radiographic imaging apparatus, there arises a problem that it becomes very difficult to satisfy the above-described demand for thinning.

本発明は、上記の問題点を鑑みてなされたものであり、簡便な構成で、電源部分で発生する磁界による影響を低減することが可能な放射線画像撮影装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above-described problems, and an object of the present invention is to provide a radiographic imaging apparatus capable of reducing the influence of a magnetic field generated in a power supply portion with a simple configuration.

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、
二次元状に配列された複数の放射線検出素子と、
機能部に電力を供給し、正極端子および負極端子を有する電源と、
前記電源を取り付けるための基台と、
前記電源の正極端子および負極端子と前記機能部とをそれぞれ接続する各配線と、
を備え、
前記電源は、前記基台に対して、前記複数の放射線検出素子が設けられている側とは反対側に取り付けられており、
前記電源の両端に設けられた前記正極端子と前記負極端子とが、前記基台の、当該電源と同じ面に配置された前記機能部の正極と負極とにそれぞれ接続されており、
前記各配線のうち前記機能部から遠い側の端子に接続されている配線が、前記電源と前記基台との間を通る状態で配設されていることを特徴とする。
また、本発明の放射線画像撮影装置は、
二次元状に配列された複数の放射線検出素子と、
機能部に電力を供給し、正極端子および負極端子を有する電源と、
前記電源を取り付けるための基台と、
前記電源の正極端子および負極端子と前記機能部とをそれぞれ接続する各配線と、
を備え、
前記電源は、前記基台に対して、前記複数の放射線検出素子が設けられている側とは反対側に取り付けられており、
前記電源の両端に設けられた前記正極端子と前記負極端子とが、前記基台の、当該電源と同じ面に配置された前記機能部の正極と負極とにそれぞれ接続されており、
前記各配線のうち前記機能部から遠い側の端子に接続されている配線が、前記電源の、前記基台と接触する面とは反対側の面上を通る状態で配設さ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 plurality of radiation detection elements arranged two-dimensionally;
A power source that supplies power to the functional unit and has a positive terminal and a negative terminal,
A base for mounting the power source;
Each wiring connecting the positive electrode terminal and the negative electrode terminal of the power source and the functional unit,
With
The power source is attached to the side opposite to the side where the plurality of radiation detection elements are provided with respect to the base.
The positive electrode terminal and the negative electrode terminal provided at both ends of the power source are respectively connected to the positive electrode and the negative electrode of the functional unit disposed on the same surface of the base as the power source,
Wiring connected from the previous SL each wire sac Chi before Symbol function portion distant side terminals, characterized in that it is arranged in a state of passing between the base and the power supply.
Moreover, the radiographic imaging device of the present invention is
A plurality of radiation detection elements arranged two-dimensionally;
A power source that supplies power to the functional unit and has a positive terminal and a negative terminal,
A base for mounting the power source;
Each wiring connecting the positive electrode terminal and the negative electrode terminal of the power source and the functional unit,
With
The power source is attached to the side opposite to the side where the plurality of radiation detection elements are provided with respect to the base.
The positive electrode terminal and the negative electrode terminal provided at both ends of the power source are respectively connected to the positive electrode and the negative electrode of the functional unit disposed on the same surface of the base as the power source,
Wiring connected before Ki respective wiring No Chi front Ki functional unit distant side terminal is of the power source, the surface in contact with the base is disposed in a state of passing on the opposite surface It is characterized by being.

また、本発明の放射線画像撮影装置は、
二次元状に配列された複数の放射線検出素子と、
機能部に電力を供給し、正極端子および負極端子を有する電源と、
前記電源を取り付けるための基台と、
前記電源の正極端子および負極端子と前記機能部とをそれぞれ接続する各配線と、
を備え、
前記電源は、前記基台に対して、前記複数の放射線検出素子が設けられている側とは反対側に取り付けられており、
前記電源の両端に設けられた前記正極端子と前記負極端子とが、前記基台の、当該電源と同じ面に配置された前記機能部の正極と負極とにそれぞれ接続されており、
前記電源は、正電極と負電極とからなる電極群を密閉状態で封止する密閉容器を備え、
前記密閉容器は、周縁部が外側に延出されて耳部が形成されており、
前記各配線のうち前記機能部から遠い側の端子に接続されている配線が、前記電源の密閉容器の前記耳部上に配設されていることを特徴とする。
また、本発明の放射線画像撮影装置は、
二次元状に配列された複数の放射線検出素子と、
機能部に電力を供給し、対向する二辺の一方に正極端子、他方に負極端子を有する四角平板状の電源と、
前記電源を取り付けるための基台と、
前記電源の正極端子および負極端子と前記機能部とをそれぞれ接続する各配線と、
を備え、
前記電源は、前記基台に対して、前記複数の放射線検出素子が設けられている側とは反対側に取り付けられており、
前記電源の両端に設けられた前記正極端子と前記負極端子とが、前記基台の、当該電源と同じ面に配置された前記機能部の正極と負極とにそれぞれ接続されており、
前記各配線のうち前記機能部から遠い側の端子に接続されている配線が、前記四角平板状の電源の前記対向する二辺とは異なる対向する二辺のうち一方の辺に沿って配設されていることを特徴とする。 Moreover, the radiographic imaging device of the present invention is
A plurality of radiation detection elements arranged two-dimensionally;
A power source that supplies power to the functional unit and has a positive terminal and a negative terminal,
A base for mounting the power source;
Each wiring connecting the positive electrode terminal and the negative electrode terminal of the power source and the functional unit,
With
The power source is attached to the side opposite to the side where the plurality of radiation detection elements are provided with respect to the base.
The positive electrode terminal and the negative electrode terminal provided at both ends of the power source are respectively connected to the positive electrode and the negative electrode of the functional unit disposed on the same surface of the base as the power source,
The power source includes a sealed container that seals an electrode group including a positive electrode and a negative electrode in a sealed state,
The sealed container has a peripheral portion extending outward to form an ear portion,
Before SL wiring connected to the far side terminal before Symbol functional unit the wires caries Chi, characterized in that it is arranged on the ear portion of the closed container of the power supply.
Moreover, the radiographic imaging device of the present invention is
A plurality of radiation detection elements arranged two-dimensionally;
Power is supplied to the functional unit, a square plate-shaped power source having a positive terminal on one of the two opposite sides and a negative terminal on the other,
A base for mounting the power source;
Each wiring connecting the positive electrode terminal and the negative electrode terminal of the power source and the functional unit,
With
The power source is attached to the side opposite to the side where the plurality of radiation detection elements are provided with respect to the base.
The positive electrode terminal and the negative electrode terminal provided at both ends of the power source are respectively connected to the positive electrode and the negative electrode of the functional unit disposed on the same surface of the base as the power source,
Before SL wiring connected to the far side terminal from the wire sac Chi before Symbol functional unit, along one side of the two sides different opposing the two sides the opposite of the rectangular plate-shaped power supply It is characterized by being arranged.

本発明のような方式の放射線画像撮影装置によれば、電源と各配線とで形成される電流のループの面積が小さくなり、または電流のループがなくなるように配線を配設したり、各配線中を流れる電流の方向が互いに逆向きになるように近接し、または接触する状態に各配線を配設することで、発生する磁界を低減し、或いは磁界の発生を抑制することが可能となる。 According to the radiographic imaging apparatus of the system of the present invention, the area of the current loop formed by the power source and each wiring is reduced, or the wiring is arranged so that the current loop is eliminated, or each wiring By arranging the wirings so that the directions of the currents flowing in them are close to each other or in contact with each other, the generated magnetic field can be reduced or the generation of the magnetic field can be suppressed. .

そのため、放射線画像撮影装置の各放射線検出素子から読み出される画像データに対するノイズのような、発生する磁界による悪影響を低減し、或いはなくすことが可能となる。 Therefore, it is possible to Radiation such as noise on the image data read out from the radiation detection elements of the image capturing apparatus to reduce the adverse effect of the magnetic field generated, or eliminated.

また、上記のような簡便な構成で上記の効果が発揮される。そのため、前述した特許文献２に記載の発明のように、例えば放射線画像撮影装置内に、磁界の影響を低減させるための金属からなる密閉容器を設ける必要がなくなる。そのため、例えば放射線画像撮影装置では、装置の薄型化を図ることが可能となる。 Moreover, said effect is exhibited with the above simple structures. Therefore, as in the invention described in Patent Document 2 described above, in the example, if radiological imaging apparatus, there is no need to provide a sealed container made of metal for reducing the influence of the magnetic field. Therefore, for example, radiation image capturing apparatus, it is possible to reduce the thickness of the device.

電子機器の例として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 as an example of an electronic device. 図１のＸ−Ｘ線に沿う断面図である。It is sectional drawing which follows the XX line of FIG. 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. 図３の基板上の小領域に形成された放射線検出素子とＴＦＴ等の構成を示す拡大図である。It is an enlarged view which shows the structure of the radiation detection element, TFT, etc. which were formed in the small area | region on the board | substrate of FIG. フレキシブル回路基板やＰＣＢ基板等が取り付けられた基板を説明する側面図である。It is a side view explaining the board | substrate with which a flexible circuit board, a PCB board | substrate, etc. were attached. 電子機器の例としての放射線画像撮影装置のセンサパネルを裏側から見た場合の概略図である。It is the schematic at the time of seeing the sensor panel of the radiographic imaging apparatus as an example of an electronic device from the back side. 放射線画像撮影装置のセンサパネルの裏側部分の従来の構成例を表し、ノイズが生じる部分を説明する概略図である。It is the schematic which represents the example of the conventional structure of the back side part of the sensor panel of a radiographic imaging apparatus, and demonstrates the part which a noise produces. 配設例１において配線が電源の１つの面に近接または接触する状態で配設された状態の例を表す斜視図である。It is a perspective view showing the example of the state by which the wiring was arrange | positioned in the example of arrangement | positioning in the state which adjoined or contacted one surface of a power supply. 放射線画像撮影装置に用いられる薄型の電源の構成例を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the structural example of the thin power supply used for a radiographic imaging apparatus. 配設例２において配線が電源の密閉容器の耳部上に載せるように配設された状態の例を表す斜視図である。It is a perspective view showing the example of the state arrange | positioned so that wiring might mount on the ear | edge part of the airtight container of a power supply in the example 2 of an arrangement | positioning. 配設例３において配線２が電源の１つの面に接触されるように配設された状態の例を表す斜視図である。It is a perspective view showing the example of the state arrange | positioned so that the wiring 2 may contact one surface of a power supply in the example 3 of arrangement | positioning. 配設例４において規制部材により配線の位置を電源の１つの面に近接する位置や接触する位置に規制して配設した状態の例を表す側面図である。It is a side view showing the example of the state which restricted and arrange | positioned the position of wiring in the example 4 of arrangement | positioning to the position which adjoins to one surface of a power supply, or the position which contacts. 配設例５において配線が電源の下面に沿う状態で配設された状態の例を表す斜視図である。It is a perspective view showing the example of the state by which the wiring was arrange | positioned in the example 5 in the state which followed the lower surface of a power supply. 配設例６において配線が電源の上面に沿う状態で配設された状態の例を表す斜視図である。It is a perspective view showing the example of the state by which the wiring was arrange | positioned in the state which followed the upper surface of a power supply in the example 6 of arrangement | positioning. 電源が複数並設された場合における各配線の配設例等を表す概略図である。It is the schematic showing the example of arrangement | positioning of each wiring, etc. in case multiple power supplies are arranged in parallel. 各配線をそれぞれ電源のいずれかの面に近接しまたは接触する状態で配設した状態の例を表し、また、配設例７において各配線を互いに近接し或いは接触する状態に配設した状態の例を表す概略図である。An example of a state in which each wiring is arranged close to or in contact with any surface of the power supply, and an example of a state in which each wiring is arranged in close proximity to or in contact with each other in the arrangement example 7 FIG. 配設例８において正負の端子が同じ端部側に設けられた電源に接続された各配線を互いに近接し或いは接触する状態に配設した状態の例を表す概略図である。It is the schematic showing the example of the state which has arrange | positioned each wiring connected to the power supply with which the positive / negative terminal was provided in the same edge part side in the example 8 of arrangement | positioning mutually close | contacts or contacts. 配設例９において複数の電源を正負の向きが逆になるように並設し、各電源に接続された各配線を互いに近接し或いは接触する状態に配設した状態の例を表す概略図である。It is the schematic showing the example of the state which arranged the several power supply in parallel so that the positive / negative direction might become reverse in the example 9 of arrangement | positioning, and each wiring connected to each power supply was mutually adjoined or contacted. .

以下、本発明に係る電子機器の実施の形態について、図面を参照して説明する。 Hereinafter, embodiments of an electronic apparatus according to the present invention will be described with reference to the drawings.

なお、以下では、電子機器が放射線画像撮影装置である場合について説明するが、本発明は、この形態に限定されない。 In the following, a case where the electronic apparatus is a radiographic image capturing apparatus will be described, but the present invention is not limited to this form.

また、以下では、放射線画像撮影装置として、シンチレータ等を備え、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、前述した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 radiographic imaging apparatus that includes a scintillator or the like as a radiographic imaging apparatus and converts the emitted radiation into electromagnetic waves of other wavelengths such as visible light to obtain an electrical signal will be described. The present invention can also be applied to the direct radiographic imaging apparatus described above.

さらに、以下では、放射線画像撮影装置が可搬型として形成されている場合について説明するが、本発明は、例えば支持台等と一体的に形成された専用機型の放射線画像撮影装置に対しても適用することが可能である。 Furthermore, in the following, a case where the radiographic imaging device is formed as a portable type will be described. However, the present invention is also applicable to a dedicated type radiographic imaging device formed integrally with a support base or the like, for example. It is possible to apply.

［第１の実施の形態］
［電子機器の例としての放射線画像撮影装置の構成について］
図１は、本実施形態に係る電子機器としての放射線画像撮影装置の外観を示す斜視図であり、図２は、図１のＸ−Ｘ線に沿う断面図である。放射線画像撮影装置１は、図１や図２に示すように、筐体状のハウジング２内にシンチレータ３や基板４等で構成されるセンサパネルＳＰが収納されている。 [First Embodiment]
[Configuration of Radiation Imaging Device as an Example of Electronic Equipment]
FIG. 1 is a perspective view showing an appearance of a radiographic imaging apparatus as an electronic apparatus according to the present embodiment, and FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line XX of FIG. As shown in FIGS. 1 and 2, the radiographic image capturing apparatus 1 includes a sensor panel SP configured of a scintillator 3, a substrate 4, and the like in a housing 2.

本実施形態では、放射線画像撮影装置１の筐体２は、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の両側の開口部を蓋部材２Ｂ、２Ｃで閉塞することで形成されている。また、筐体２の一方側の蓋部材２Ｂには、電源スイッチ３７や切替スイッチ３８、コネクタ３９、バッテリ状態や放射線画像撮影装置１の起動状態等を表示するＬＥＤ等で構成されたインジケータ４０等が配置されている。 In the present embodiment, the housing 2 of the radiographic imaging apparatus 1 is formed by closing the openings on both sides of a hollow rectangular tubular housing body 2A having a radiation incident surface R with lid members 2B and 2C. ing. The lid member 2B on one side of the housing 2 has a power switch 37, a changeover switch 38, a connector 39, an indicator 40 composed of an LED or the like for displaying a battery state, a starting state of the radiographic imaging apparatus 1, and the like. Is arranged.

また、図示を省略するが、例えば筐体２の反対側の蓋部材２Ｃ等に、アンテナ装置が例えば蓋部材２Ｃに埋め込む等して設けられている。 Although not shown, the antenna device is provided, for example, in the lid member 2C on the opposite side of the housing 2, for example, by being embedded in the lid member 2C.

本実施形態では、放射線画像撮影装置１を、従来のＣＲ（Computed Radiography）カセッテを装填するブッキー撮影台に装填して使用することができるようにするために、放射線画像撮影装置１の筐体２が、ＣＲカセッテと同様の寸法になるように形成されている。 In the present embodiment, the radiographic image capturing apparatus 1 can be used by being mounted on a Bucky radiographing table loaded with a conventional CR (Computed Radiography) cassette. However, it is formed to have the same dimensions as the CR cassette.

すなわち、ＣＲカセッテは、従来のスクリーンフィルム用のカセッテにおけるＪＩＳ規格サイズ（対応する国際規格はＩＥＣ６０４０６）に準拠して、１４インチ×１７インチ（半切サイズ）等の寸法で形成される。また、放射線入射方向の厚さは１５ｍｍ＋１ｍｍ〜１５ｍｍ−２ｍｍの範囲内になるように形成される。 That is, the CR cassette is formed in a size such as 14 inches × 17 inches (half-cut size) in accordance with the JIS standard size (corresponding international standard is IEC 60406) for conventional screen film cassettes. Further, the thickness in the radiation incident direction is formed to be within a range of 15 mm + 1 mm to 15 mm-2 mm.

そのため、本実施形態では、放射線画像撮影装置１も、ＣＲカセッテが準拠するスクリーンフィルム用のカセッテにおけるＪＩＳ規格に準拠した寸法で形成されるようになっている。 Therefore, in this embodiment, the radiographic image capturing apparatus 1 is also formed with dimensions conforming to the JIS standard for a cassette for a screen film to which a CR cassette complies.

図２に示すように、筐体２の内部には、基板４の下方側に図示しない鉛の薄板等を介して基台３１が配置され、基台３１には、電子部品３２等が配設されたＰＣＢ基板３３や電源２４等が取り付けられている。また、基板４やシンチレータ３の放射線入射面Ｒには、それらを保護するためのガラス基板３４が配設されている。また、本実施形態では、センサパネルＳＰと筐体２の側面との間に、それらがぶつかり合うことを防止するための緩衝材３５が設けられている。 As shown in FIG. 2, a base 31 is disposed inside the housing 2 via a lead thin plate (not shown) on the lower side of the substrate 4, and an electronic component 32 and the like are disposed on the base 31. The PCB substrate 33, the power source 24, and the like are attached. A glass substrate 34 for protecting the substrate 4 and the radiation incident surface R of the scintillator 3 is disposed. Moreover, in this embodiment, the buffer material 35 for preventing that they collide between sensor panel SP and the side surface of the housing | casing 2 is provided.

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

基板４は、本実施形態では、ガラス基板で構成されており、図３に示すように、基板４のシンチレータ３に対向する側の面４ａ上には、複数の走査線５と複数の信号線６とが互いに交差するように配設されている。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. As shown in FIG. 3, a plurality of scanning lines 5 and a plurality of signal lines are provided on a surface 4 a of the substrate 4 facing the scintillator 3. 6 are arranged so as to cross each other. 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, radiation detection elements 7 are respectively provided.

このように、走査線５と信号線６で区画された各小領域ｒに二次元状に配列された複数の放射線検出素子７が設けられた小領域ｒ全体、すなわち図３に一点鎖線で示される領域が検出部Ｐとされている。 In this way, the entire small region r provided with a plurality of radiation detection elements 7 arranged in a two-dimensional manner in each small region r partitioned by the scanning line 5 and the signal line 6, that is, shown by a one-dot chain line in FIG. The area to be detected is the detection unit P.

本実施形態では、放射線検出素子７としてフォトダイオードが用いられているが、この他にも例えばフォトトランジスタ等を用いることも可能である。各放射線検出素子７は、図３の拡大図である図４に示すように、スイッチ手段であるＴＦＴ８のソース電極８ｓに接続されている。また、ＴＦＴ８のドレイン電極８ｄは信号線６に接続されている。 In the present embodiment, a photodiode is used as the radiation detection element 7, but other than this, for example, a phototransistor or the like can also be used. As shown in FIG. 4 which is an enlarged view of FIG. 3, each radiation detection element 7 is connected to a source electrode 8s of a TFT 8 which is a switch means. The drain electrode 8 d of the TFT 8 is connected to the signal line 6.

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

そして、ＴＦＴ８は、図示しないゲートドライバから走査線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 a gate driver (not shown), and is accumulated in the radiation detection element 7 via the source electrode 8s and the drain electrode 8d. The electric charge that is present is emitted to the signal line 6.

本実施形態では、それぞれ列状に配置された複数の放射線検出素子７に１本のバイアス線９が接続されており、図３に示すように、各バイアス線９はそれぞれ信号線６に平行に配設されている。また、各バイアス線９は、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, one bias line 9 is connected to a plurality of radiation detection elements 7 arranged in rows, and each bias line 9 is parallel to the signal line 6 as shown in FIG. It is arranged. Further, each bias line 9 is bound to the connection 10 at a position outside the detection portion P of the substrate 4.

本実施形態では、図３に示すように、各走査線５や各信号線６、バイアス線９の結線１０は、それぞれ基板４の端縁部付近に設けられた入出力端子（パッドともいう。）１１に接続されている。 In the present embodiment, as shown in FIG. 3, each scanning line 5, each signal line 6, and connection 10 of the bias line 9 are input / output terminals (also referred to as pads) provided near the edge of the substrate 4. ) 11.

各入出力端子１１には、図５に示すように、ゲートドライバを構成するゲートＩＣや図示しない読み出し回路等が内蔵された読み出しＩＣ等のチップ１５ｃがフィルム上に組み込まれたフレキシブル回路基板（Chip On Film等ともいう。）１２が異方性導電接着フィルム（Anisotropic Conductive Film）や異方性導電ペースト（Anisotropic Conductive Paste）等の異方性導電性接着材料１３を介して接続されている。 As shown in FIG. 5, each input / output terminal 11 has a flexible circuit board (Chip) in which a chip 15c such as a gate IC constituting a gate driver or a readout IC in which a readout circuit (not shown) is incorporated is incorporated on a film. On film or the like) 12 is connected via an anisotropic conductive adhesive material 13 such as an anisotropic conductive adhesive film or an anisotropic conductive paste.

そして、フレキシブル回路基板１２は、基板４の裏面４ｂ側に引き回され、裏面４ｂ側で前述したＰＣＢ基板３３に接続されるようになっている。なお、図５では、電子部品３２等の図示が省略されている。 The flexible circuit board 12 is routed to the back surface 4b side of the substrate 4 and is connected to the PCB substrate 33 described above on the back surface 4b side. In FIG. 5, illustration of the electronic component 32 and the like is omitted.

図６は、放射線画像撮影装置１のセンサパネルＳＰを裏側（すなわち図６における図中下側）から見た場合の概略図である。 FIG. 6 is a schematic view when the sensor panel SP of the radiographic image capturing apparatus 1 is viewed from the back side (that is, the lower side in FIG. 6).

なお、図６や後述する図７等では、各放射線検出素子７（図３〜図５参照）は、基台３１の図中奥側に設けられている。すなわち、各放射線検出素子７は、基台３１に対して、電源２４が取り付けられている側とは反対側に配列されている。 In addition, in FIG. 6, FIG. 7 etc. which are mentioned later, each radiation detection element 7 (refer FIGS. 3-5) is provided in the back | inner side of the figure of the base 31. FIG. That is, each radiation detection element 7 is arranged on the opposite side of the base 31 from the side on which the power supply 24 is attached.

また、以下では、電源２４として、正極端子２４ｐと負極端子２４ｍとが両端に設けられた電源について説明するが、正極端子２４ｐと負極端子２４ｍとが同じ端部側に設けられた電源についても同様に説明される。また、図６等において、電源２４の正負の向きが逆であっても構わないことは改めて説明するまでもない。 In the following description, a power source in which the positive electrode terminal 24p and the negative electrode terminal 24m are provided at both ends will be described as the power source 24. However, the same applies to a power source in which the positive electrode terminal 24p and the negative electrode terminal 24m are provided on the same end side. Explained. Further, in FIG. 6 and the like, it goes without saying that the positive and negative directions of the power supply 24 may be reversed.

さらに、本実施形態では、電源２４としてリチウムイオンキャパシタ（ＬＩＣ）が用いられているが、本発明はこれに限定されず、電気二重層キャパシタ等の蓄電デバイスやリチウムイオンバッテリ等のバッテリ、リチウムイオン２次電池等であってもよい。 Further, in the present embodiment, a lithium ion capacitor (LIC) is used as the power source 24, but the present invention is not limited to this, and an electric storage device such as an electric double layer capacitor, a battery such as a lithium ion battery, a lithium ion A secondary battery or the like may be used.

本実施形態では、基台３１の裏側には、電源２４のほか、電子部品３２（図２参照）等が配設されている。電子部品３２としては、図６に示すように、例えば電源回路２１や制御回路２２、ゲート基板２３ｇ、信号基板２３ｓ等が設けられている。ゲート基板２３ｇには、ゲートＩＣ等がフィルム上に組み込まれたフレキシブル回路基板１２ｇが接続されており、また、信号基板２３ｓには、読み出しＩＣ等がフィルム上に組み込まれたフレキシブル回路基板１２ｓが接続されている。 In the present embodiment, on the back side of the base 31, in addition to the power supply 24, an electronic component 32 (see FIG. 2) and the like are disposed. As the electronic component 32, as shown in FIG. 6, for example, a power supply circuit 21, a control circuit 22, a gate substrate 23g, a signal substrate 23s, and the like are provided. A flexible circuit board 12g in which a gate IC or the like is incorporated on a film is connected to the gate substrate 23g, and a flexible circuit board 12s in which a readout IC or the like is incorporated on a film is connected to the signal board 23s. Has been.

そして、フレキシブル回路基板１２ｇは、図３に示した各走査線５に接続されている各入出力端子１１に、また、フレキシブル回路基板１２ｓは、図３に示した各信号線６に接続されている各入出力端子１１に、それぞれ接続されている。 The flexible circuit board 12g is connected to each input / output terminal 11 connected to each scanning line 5 shown in FIG. 3, and the flexible circuit board 12s is connected to each signal line 6 shown in FIG. Each input / output terminal 11 is connected.

電源回路２１は、配線２５を介して電源２４から供給された電力を、制御回路２２やセンサパネルＳＰにおける各機能部に供給する際に、各機能部で要求される適切な状態の電力を生成して供給する回路である。そして、図６に示すように、電源回路２１は、電源２４のほか、制御回路２２や、電源２４を充電したり制御回路２２と外部装置との通信を行う際に用いられるコネクタ３９（図１参照）等とも接続されている。 When the power supply circuit 21 supplies the power supplied from the power supply 24 via the wiring 25 to each function unit in the control circuit 22 or the sensor panel SP, the power supply circuit 21 generates power in an appropriate state required by each function unit. It is a circuit to supply. As shown in FIG. 6, the power supply circuit 21 includes a power supply 24, a control circuit 22, and a connector 39 (FIG. 1) used when charging the power supply 24 or communicating between the control circuit 22 and an external device. For example).

また、電源回路２１や制御回路２２は、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等により構成されており、さらにマイクロコンピュータやＳＲＡＭ（Static ＲＡＭ）等の記憶手段等で構成されている。 Further, the power supply circuit 21 and the control circuit 22 are configured by an FPGA (Field Programmable Gate Array) or the like, and further configured by a storage unit such as a microcomputer or SRAM (Static RAM).

また、制御回路２２は、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。そして、制御回路２２は、電源回路２１から供給された電力を、例えばゲート基板２３ｇを介してフレキシブル回路基板１２ｇ上のゲートＩＣに供給してゲートドライバの動作を制御したり、また、例えば信号基板２３ｓを介して各読み出しＩＣに供給して、各放射線検出素子７からの画像データの読み出し処理を行わせたりするようになっている。 The control circuit 22 is configured to control the operation of each functional unit of the radiographic image capturing apparatus 1. The control circuit 22 supplies the power supplied from the power supply circuit 21 to the gate IC on the flexible circuit board 12g via the gate substrate 23g, for example, and controls the operation of the gate driver. The image data is supplied to each readout IC via 23s, and the readout processing of the image data from each radiation detection element 7 is performed.

［電源と電源回路とを接続する配線の配設の仕方等について］
次に、本実施形態に係る電子機器である放射線画像撮影装置１における電源２４と機能部（本実施形態では電源回路２１）とを接続する配線２５の配設の仕方について説明する。また、本実施形態に係る電子機器であ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。 [How to arrange wiring to connect the power supply and power supply circuit]
Next, a method of arranging the wiring 25 that connects the power supply 24 and the functional unit (the power supply circuit 21 in the present embodiment) in the radiation imaging apparatus 1 that is the electronic apparatus according to the present embodiment will be described. In addition, the operation of the radiographic imaging apparatus 1 that is the electronic apparatus according to the present embodiment will be described together.

本発明に係る電子機器である放射線画像撮影装置１では、各配線２５が、電源２４から機能部に対して電流Ｉが供給されることにより電源２４と各配線２５とで形成される電流Ｉのループの面積が小さくなり、または電流Ｉのループがなくなるように配設されるようになっている。以下、このことについて説明する。 In the radiographic imaging apparatus 1 that is an electronic apparatus according to the present invention, each wiring 25 is supplied with the current I from the power supply 24 to the functional unit, whereby the current I formed by the power supply 24 and each wiring 25 is changed. The loop area is reduced or the current I loop is eliminated. This will be described below.

前述したように、電子機器が放射線画像撮影装置１である場合、電源２４の部分で磁界が発生すると、電源部分の裏側の部分に位置する放射線検出素子７から読み出される画像データに比較的大きなノイズが重畳される。この現象について、本発明者らが研究したところ、やはり電源２４の近傍部分で発生する磁界と、放射線検出素子７から読み出される画像データに重畳されるノイズとの間に関連があることが分かった。 As described above, when the electronic apparatus is the radiographic imaging apparatus 1, if a magnetic field is generated in the power supply 24, relatively large noise is generated in the image data read from the radiation detection element 7 located on the back side of the power supply. Are superimposed. As a result of research conducted by the present inventors on this phenomenon, it was found that there is a relationship between the magnetic field generated in the vicinity of the power supply 24 and the noise superimposed on the image data read from the radiation detection element 7. .

そして、さらに研究を重ねた結果、図７に示す従来の構成のように、配線２５ｐ、２５ｍ（図７の場合は特に配線２５ｍ）が電源２４から離れた位置に配線されていると、電源２４と配線２５ｐ、２５ｍとで形成される電流Ｉのループの内側の部分（図中の斜線参照）に対応する位置の各放射線検出素子７で磁界によるノイズが生じることが分かった。 As a result of further research, if the wirings 25p and 25m (in particular, the wiring 25m in the case of FIG. 7) are wired away from the power supply 24 as in the conventional configuration shown in FIG. It was found that noise due to a magnetic field is generated in each radiation detection element 7 at a position corresponding to a portion inside the loop of the current I formed by the wirings 25p and 25m (see hatched lines in the figure).

すなわち、図７に示す場合、電源２４から電源回路２１に電流Ｉを供給する場合、電流Ｉは、電源２４の正極端子２４ｐから配線２５ｐを伝って電源回路２１に流れ込み、電源回路２１から配線２５ｍを伝って電源の負極端子２４ｍに流入する。そのため、電源２４と配線２５ｐ、２５ｍとで形成されるループの内側の部分（図中の斜線参照）に、図７では手前側から奥側に向かう磁界が発生する。 That is, in the case shown in FIG. 7, when the current I is supplied from the power supply 24 to the power supply circuit 21, the current I flows from the positive terminal 24p of the power supply 24 through the wiring 25p to the power supply circuit 21 and from the power supply circuit 21 to the wiring 25m. And flows into the negative terminal 24m of the power source. Therefore, a magnetic field from the near side to the far side in FIG. 7 is generated in the inner part of the loop formed by the power supply 24 and the wirings 25p and 25m (see the hatched lines in the figure).

そのため、図７の斜線部分に対応する位置の各放射線検出素子７から読み出される画像データに比較的大きなノイズが重畳されると考えられている。これは、例えば配線２５ｍで斜線部分を幾重にも取り囲むループを形成すると、その部分に対応する位置の各放射線検出素子７の画像データに重畳されるノイズが増大すること等からも確認できる。 Therefore, it is considered that relatively large noise is superimposed on the image data read from each radiation detection element 7 at the position corresponding to the shaded portion in FIG. This can be confirmed from the fact that, for example, when a loop that surrounds the hatched portion with the wiring 25m is formed, noise superimposed on the image data of each radiation detection element 7 at a position corresponding to the portion increases.

そこで、本発明に係る電子機器である放射線画像撮影装置１では、この電源２４と配線２５ｐ、２５ｍとで形成される電流Ｉのループの面積（すなわち図７の斜線部分の面積）を極力小さくし、或いは電流Ｉのループがなくなるように各配線２５ｐ、２５ｍを配線することにより、発生する磁界による悪影響、すなわち本実施形態の場合には各放射線検出素子７から読み出される画像データに対するノイズを低減し、或いはなくすように構成されている。 Therefore, in the radiographic imaging apparatus 1 which is an electronic apparatus according to the present invention, the area of the loop of current I formed by the power source 24 and the wirings 25p and 25m (that is, the area of the hatched portion in FIG. 7) is minimized. Alternatively, by arranging the wirings 25p and 25m so as to eliminate the loop of the current I, the adverse effect due to the generated magnetic field, that is, noise in the image data read from each radiation detection element 7 in this embodiment is reduced. Or, it is configured to be eliminated.

［配線の具体的な配設例について］
以下、電源２４と配線２５ｐ、２５ｍとで形成される電流Ｉのループの面積を小さくしたり電流Ｉのループをなくしたりすることが可能な具体的な構成について説明する。 [Specific wiring examples]
A specific configuration capable of reducing the area of the current I loop formed by the power supply 24 and the wirings 25p and 25m or eliminating the current I loop will be described below.

なお、以下では、説明を簡単にするために、図６に示したように、電源２４の正極端子２４ｐが機能部（電源回路２１）に近くなり、負極端子２４ｍが機能部から遠くなるように電源２４が配置されている場合について説明する。 In the following, for simplicity of explanation, as shown in FIG. 6, the positive terminal 24p of the power source 24 is close to the functional part (power circuit 21), and the negative terminal 24m is far from the functional part. A case where the power supply 24 is arranged will be described.

この場合、電源回路２１から遠い側の負極端子２４ｍに接続されている配線２５ｍが、電源２４のいずれかの面に近接する状態、または電源２４のいずれかの面に接触し当該面に沿う状態で配設されるように構成される。 In this case, the wiring 25m connected to the negative electrode terminal 24m on the side far from the power supply circuit 21 is close to any surface of the power supply 24, or is in contact with any surface of the power supply 24 along the surface. It is comprised so that it may be arrange | positioned by.

ここで、配線２５ｍの具体的な配設の仕方について、いくつかの例を挙げて説明する。 Here, how to arrange the wiring 25m will be described with some examples.

［配設例１］
例えば、電子機器に使用される電源２４が、図８に示すような直方体状の形状である場合には、配線２５ｍを、電源２４の１つの面２４ａに近接する状態、または接触して当該面２４ａに沿う状態で配設されるように構成することが可能である。 [Arrangement Example 1]
For example, when the power supply 24 used in the electronic device has a rectangular parallelepiped shape as shown in FIG. 8, the wiring 25m is in a state adjacent to or in contact with one surface 24a of the power supply 24. It can be configured to be arranged in a state along 24a.

このように構成すれば、配線２５ｍが電源２４の１つの面２４ａに近接し、或いは接触した状態で配設されるようになるため、電源２４と配線２５ｐ、２５ｍとで形成される電流Ｉのループの面積を小さくし、或いは電流Ｉのループがほとんど形成されない状態とすることが可能となる。 With this configuration, the wiring 25m is arranged in the state of being close to or in contact with the one surface 24a of the power supply 24, so that the current I formed by the power supply 24 and the wirings 25p and 25m is reduced. It is possible to reduce the area of the loop or to form a state where the loop of the current I is hardly formed.

一方、本実施形態のように、電子機器が放射線画像撮影装置１である場合、前述したように従来のスクリーンフィルム用のカセッテにおけるＪＩＳ規格サイズに準拠して、その放射線入射方向の厚さが約１５ｍｍ程度と非常に薄型に形成される場合がある。その場合に、電源２４が例えば図８に示したような分厚い形状のものであると、電源２４が図２に示したように放射線画像撮影装置１の筐体２内に収まらなくなる。 On the other hand, when the electronic apparatus is the radiographic image capturing apparatus 1 as in the present embodiment, the thickness in the radiation incident direction is approximately according to the JIS standard size in the conventional cassette for screen film as described above. In some cases, it is formed as thin as about 15 mm. In this case, if the power source 24 has a thick shape as shown in FIG. 8, for example, the power source 24 cannot be accommodated in the housing 2 of the radiographic imaging apparatus 1 as shown in FIG.

そこで、電子機器が放射線画像撮影装置１である本実施形態の場合には、電源２４として、例えば図９に示すように、薄型の電源が用いられるようになっている。 Therefore, in the case of the present embodiment in which the electronic apparatus is the radiation image capturing apparatus 1, a thin power source is used as the power source 24, for example, as shown in FIG.

図９に示した電源２４（本実施形態ではリチウムイオンキャパシタ）は、正電極と負電極とからなる電極群Ｇが、例えばラミネートタイプの密閉容器２４Ａ内に密閉状態で封止されて形成されており、密閉容器２４Ａには、周縁部が外側に延出されて耳部２４Ｂが形成されている。そして、電極群Ｇに接続された正極端子２４ｐと負極端子２４ｍとが、密閉容器２４Ａの両端からそれぞれ耳部２４Ｂを貫通して外部に突出する状態に形成されている。 The power source 24 (lithium ion capacitor in this embodiment) shown in FIG. 9 is formed by sealing an electrode group G composed of positive electrodes and negative electrodes in a sealed state, for example, in a laminate type sealed container 24A. In the sealed container 24A, a peripheral portion extends outward and an ear portion 24B is formed. The positive electrode terminal 24p and the negative electrode terminal 24m connected to the electrode group G are formed so as to protrude from both ends of the sealed container 24A through the ear portions 24B to the outside.

［配設例２］
電源２４がこのように構成されている場合、例えば図１０に示すように、配線２５ｍを、電源２４の密閉容器２４Ａの耳部２４Ｂ上に載せるように配設することが可能である。このように構成すれば、配線２５ｍが電源２４の１つの面（この場合は電極群Ｇの側面）２４Ｃに近接する状態で配設されるようになる。そのため、電源２４と配線２５ｐ、２５ｍとで形成される電流Ｉのループの面積を小さくすることが可能となる。 [Arrangement Example 2]
When the power supply 24 is configured in this way, for example, as shown in FIG. 10, the wiring 25 m can be disposed on the ear 24 </ b> B of the sealed container 24 </ b> A of the power supply 24. If comprised in this way, the wiring 25m will be arrange | positioned in the state close | similar to one surface (in this case, side surface of the electrode group G) 24C of the power supply 24. FIG. Therefore, it is possible to reduce the loop area of the current I formed by the power supply 24 and the wirings 25p and 25m.

［配設例３］
また、例えば図１１に示すように、配線２５ｍを、電源２４の１つの面（この場合は電極群Ｇの側面）２４Ｃにさらに接近させて接触させ、当該面２４Ｃに沿う状態で配設することも可能である。このように構成すれば、配線２５ｍが電源２４の１つの面（この場合は電極群Ｇの側面）２４Ｃに接触する状態になるため、電源２４と配線２５ｐ、２５ｍとで形成される電流Ｉのループがほとんど形成されない状態とすることが可能となる。 [Arrangement Example 3]
Further, for example, as shown in FIG. 11, the wiring 25m is brought closer to and in contact with one surface (in this case, the side surface of the electrode group G) 24C of the power supply 24 and arranged in a state along the surface 24C. Is also possible. With this configuration, the wiring 25m is in contact with one surface of the power supply 24 (in this case, the side surface of the electrode group G) 24C, so that the current I formed by the power supply 24 and the wirings 25p and 25m It is possible to obtain a state in which almost no loop is formed.

［配設例４］
なお、電源２４の密閉容器２４Ａが図９に示したような耳部２４Ｂを備えないような場合には、例えば図１２に示すように、基台３１上に規制部材２６を立設し、規制部材２６により、配線２５ｍの位置を、電源２４の１つの面２４Ｃに近接する位置や接触する位置に規制して配設することも可能である。 [Arrangement Example 4]
If the sealed container 24A of the power supply 24 does not include the ear portion 24B as shown in FIG. 9, for example, as shown in FIG. With the member 26, the position of the wiring 25m can be regulated and disposed at a position close to or in contact with one surface 24C of the power supply 24.

また、図示を省略するが、テープ等を規制部材２６として用い、テープで配線２５ｍを電源２４の１つの面２４Ｃに貼り付けるようにして配設することも可能である。このように構成しても、配線２５ｍが電源２４の１つの面２４Ｃに近接し、或いは接触する状態になるため、電源２４と配線２５ｐ、２５ｍとで形成される電流Ｉのループがほとんど形成されない状態とすることが可能となる。 Although not shown, a tape or the like may be used as the restricting member 26 and the wiring 25m may be attached to the one surface 24C of the power source 24 with the tape. Even in this configuration, since the wiring 25m is close to or in contact with one surface 24C of the power supply 24, a current I loop formed by the power supply 24 and the wirings 25p and 25m is hardly formed. It becomes possible to be in a state.

［配設例５］
一方、配線２５ｍを、電源２４における例えば電極群Ｇの側面２４Ｃに接触させる代わりに、例えば図１３に示すように、電源２４と支持体である基台３１との間を通すようにして配設することも可能である。すなわち、配線２５ｍを、電源２４の下面２４Ｄに沿う状態で配設することも可能である。この場合、基台３１に配線２５ｍを通すための図示しない溝を設けることも可能である。 [Example 5]
On the other hand, instead of bringing the wiring 25m into contact with, for example, the side surface 24C of the electrode group G in the power source 24, as shown in FIG. 13, for example, the wiring 25m is arranged so as to pass between the power source 24 and the base 31 as a support. It is also possible to do. That is, the wiring 25m can be arranged along the lower surface 24D of the power source 24. In this case, a groove (not shown) for passing the wiring 25m can be provided in the base 31.

［配設例６］
また、例えば図１４に示すように、配線２５ｍを、電源２４の、基台３１と接触する面（すなわち上記の下面２４Ｄ）とは反対側の面すなわち上面２４Ｅ上を通る状態で配設することも可能である。すなわち、配線２５ｍを、電源２４の上面２４Ｅに沿う状態で配設することも可能である。 [Arrangement Example 6]
Further, for example, as shown in FIG. 14, the wiring 25m is arranged in such a manner that it passes over the surface of the power supply 24 opposite to the surface that contacts the base 31 (that is, the lower surface 24D), that is, the upper surface 24E. Is also possible. That is, the wiring 25m can be arranged along the upper surface 24E of the power supply 24.

配設例５や配設例６のように構成すれば、配線２５ｍが電源２４の１つの面、すなわち下面２４Ｄや上面２５Ｅに接触する状態になるため、電源２４と配線２５ｐ、２５ｍとで形成される電流Ｉのループがほとんど形成されない状態とすることが可能となる。 With the arrangement 5 and 6, the wiring 25 m comes into contact with one surface of the power supply 24, that is, the lower surface 24 </ b> D and the upper surface 25 </ b> E, and thus is formed by the power supply 24 and the wirings 25 p and 25 m. It is possible to make a state where a loop of the current I is hardly formed.

なお、上記の配設例５（図１３参照）や配設例６（図１４参照）では、電源２４と配線２５ｐ、２５ｍとで形成される電流Ｉのループにより発生する磁界の向きが、基台３１の延在方向と平行な方向になり、発生した磁界が、基台３１の反対側の面に形成されている各放射線検出素子７が並ぶ面を貫通しない向きになる。そのため、電流Ｉのループにより磁界が発生するとしても、その磁界による影響をより低減することが可能となるといった利点もある。 In the above arrangement example 5 (see FIG. 13) and arrangement example 6 (see FIG. 14), the direction of the magnetic field generated by the loop of the current I formed by the power source 24 and the wirings 25p and 25m depends on the base 31. The direction in which the generated magnetic field does not pass through the surface on which the radiation detection elements 7 formed on the surface on the opposite side of the base 31 are arranged is parallel. Therefore, even if a magnetic field is generated by the loop of current I, there is an advantage that the influence of the magnetic field can be further reduced.

また、図６〜図１４では、放射線画像撮影装置１の基台３１上に電源２４を１つだけ取り付ける場合について説明したが、例えば図１５に示すように、複数の電源２４を並設する場合についても少なくとも配線２５ｍを同様に配設することが可能である。このように構成すれば、個々の電源２４において、それぞれ電流Ｉのループの面積が小さくなり、或いは電流Ｉのループがほとんど形成されない状態になる。 6 to 14, the case where only one power source 24 is mounted on the base 31 of the radiographic imaging apparatus 1 has been described. For example, as illustrated in FIG. 15, a plurality of power sources 24 are provided in parallel. As for, at least the wiring 25m can be arranged similarly. With this configuration, in each power supply 24, the area of the current I loop is reduced or the current I loop is hardly formed.

さらに、複数の電源２４を並設する場合、各電源２４についてそれぞれ配設例２〜５のいずれかの配設の仕方で配線２５ｍを配設することが好ましい。その際、各電源２４について配線２５ｍの配設の仕方を統一する必要はなく、個々の電源２４について適切な配設の仕方が適宜選択される。また、この点は、上記の配設例１の場合も同様である。 Further, when a plurality of power supplies 24 are arranged in parallel, it is preferable that the wiring 25m is arranged in any of the arrangement examples 2 to 5 for each power supply 24. At this time, it is not necessary to unify the arrangement of the wiring 25m for each power supply 24, and an appropriate arrangement for each power supply 24 is appropriately selected. This also applies to the arrangement example 1 described above.

一方、上記の説明では、説明を簡単にするために、電源回路２１から遠い側の負極端子２４ｍに接続されている配線２５ｍの配設の仕方について説明したが、図６等における電源２４の正負の向きが逆である場合には、少なくとも配線２５ｐが例えば上記の配設例１〜６のように配設される。 On the other hand, in the above description, in order to simplify the description, the arrangement of the wiring 25m connected to the negative electrode terminal 24m far from the power supply circuit 21 has been described, but the positive / negative of the power supply 24 in FIG. When the direction of is opposite, at least the wiring 25p is arranged as in the above arrangement examples 1 to 6, for example.

また、例えば、図１６に示すように、電源２４が基台３１上の任意の位置に配置され、電源２４のいずれの端子２４ｐ、２４ｍが機能部（電源回路２１）に近いかが明確でないような状態で配置される場合もある。 Further, for example, as shown in FIG. 16, the power supply 24 is arranged at an arbitrary position on the base 31, and it is not clear which terminals 24p, 24m of the power supply 24 are close to the functional unit (power supply circuit 21). It may be arranged in a state.

このような場合も、図１６に示すように、各配線２５ｐ、２５ｍの各端子２４ｐ、２４ｍとの接続部分に近い部分では、上記のように、各配線２５ｐ、２５ｍを、それぞれ電源２４のいずれかの面に近接し、または接触する状態で配設するように構成することが可能である。 Also in such a case, as shown in FIG. 16, in the portion close to the connection portion with each terminal 24p, 24m of each wiring 25p, 25m, each wiring 25p, 25m is connected to any one of the power supply 24 as described above. It is possible to arrange so as to be close to or in contact with the surface.

そして、このように構成すれば、電源２４と各配線２５ｐ、２５ｍとで形成される電流Ｉのループの面積が小さくなり、或いは電流Ｉのループがほとんど形成されなくなる。そのため、上記の配設例１〜６等の場合と全く同等の効果を得ることが可能となる。 With this configuration, the area of the current I loop formed by the power supply 24 and the wirings 25p and 25m is reduced, or the current I loop is hardly formed. Therefore, it is possible to obtain the same effect as in the case of the above arrangement examples 1 to 6 and the like.

以上のように、本実施形態に係る電子機器（放射線画像撮影装置１）によれば、例えば上記の配設例１〜６のように構成して、各配線２５ｐ、２５ｍ、或いは少なくとも機能部（電源回路２１）から遠い側の端子に接続されている配線２５ｍが、電源２４のいずれかの面２４ａ、２４Ｃ、２４Ｄ、２４Ｅに近接し、または接触する状態で配設される。 As described above, according to the electronic apparatus (radiation image capturing apparatus 1) according to the present embodiment, for example, as in the above arrangement examples 1 to 6, each wiring 25p, 25m, or at least a functional unit (power source) The wiring 25m connected to the terminal far from the circuit 21) is disposed in the state of being close to or in contact with any one of the surfaces 24a, 24C, 24D, 24E of the power source 24.

そのため、電源２４と各配線２５ｐ、２４ｍとで形成される電流Ｉのループの面積が小さくなり、或いは電流Ｉのループがなくなる。そのため、電源２４と各配線２５ｐ、２５ｍとで形成される電流Ｉのループの部分で発生する磁界が低減され、或いは磁界の発生を抑制することが可能となる。 Therefore, the area of the current I loop formed by the power supply 24 and the wirings 25p and 24m is reduced, or the current I loop is eliminated. Therefore, the magnetic field generated in the loop portion of the current I formed by the power supply 24 and the wirings 25p and 25m can be reduced, or the generation of the magnetic field can be suppressed.

そのため、発生する磁界による悪影響、すなわち本実施形態の場合には電子機器としての放射線画像撮影装置１の各放射線検出素子７から読み出される画像データに対するノイズを低減し、或いはなくすことが可能となる。 Therefore, it is possible to reduce or eliminate the adverse effect of the generated magnetic field, that is, noise with respect to image data read from each radiation detection element 7 of the radiographic imaging apparatus 1 as an electronic apparatus in the case of this embodiment.

また、上記の配設例１〜６に例示したように、本実施形態では、各配線２５ｐ、２５ｍや、少なくとも配線２５ｍを、電源２４のいずれかの面２４Ｃ等に近接しまたは接触する状態で配設することにより、上記の効果を発揮させる。そのため、前述した特許文献２に記載の発明のように、例えば電子機器としての放射線画像撮影装置１内に、磁界の影響を低減させるための金属からなる密閉容器を設ける必要がなくなる。 Further, as exemplified in the above-described arrangement examples 1 to 6, in this embodiment, each wiring 25p, 25m and at least the wiring 25m are arranged in a state of being close to or in contact with any one of the surfaces 24C of the power supply 24. By providing, the above effect is exhibited. Therefore, unlike the invention described in Patent Document 2 described above, it is not necessary to provide a sealed container made of metal for reducing the influence of the magnetic field in the radiographic imaging apparatus 1 as an electronic device, for example.

そのため、非常に簡便な構成で上記の有益な効果を発揮させることが可能となるとともに、例えば電子機器としての放射線画像撮影装置１では、配線２５を上記の配設例２〜６のように配設することで、装置の薄型化を図ることが可能となる。このように、他の電子機器においても、ユーザ等からの小型化等の要求に応えることが可能となる。 Therefore, the above-described beneficial effect can be exhibited with a very simple configuration, and in the radiographic imaging apparatus 1 as an electronic device, for example, the wiring 25 is arranged as in the above-described arrangement examples 2 to 6. This makes it possible to reduce the thickness of the device. As described above, even in other electronic devices, it is possible to meet a demand from a user or the like for downsizing.

［第２の実施の形態］
上記の第１の実施形態では、配線２５ｐ、２５ｍや、少なくとも電源回路２１から遠い側の端子に接続されている配線２５ｍを、電源２４のいずれかの面に近接し或いは接触する状態で配設することにより、電源２４と各配線２５ｐ、２５ｍとで形成される電流Ｉのループの面積を小さくし、或いは電流Ｉのループがなくすように構成する場合について説明した。 [Second Embodiment]
In the first embodiment described above, the wirings 25p and 25m and at least the wiring 25m connected to the terminal far from the power supply circuit 21 are arranged close to or in contact with any surface of the power supply 24. Thus, the case where the current I loop formed by the power supply 24 and the wirings 25p and 25m is reduced or the current I loop is eliminated has been described.

一方、電源２４に接続されている各配線２５ｐ、２５ｍを、当該各配線２５ｐ、２５ｍ中を流れる電流Ｉの方向が互いに逆向きになるように近接し、または接触する状態に配設するように構成しても、発生する磁界を低減し、或いは磁界の発生を抑制することができる。以下、第２の実施形態では、各配線２５ｐ、２５ｍがこのように構成される場合について説明する。 On the other hand, the wirings 25p and 25m connected to the power supply 24 are arranged close to each other or in contact with each other so that the directions of the currents I flowing through the wirings 25p and 25m are opposite to each other. Even if it comprises, the magnetic field to generate | occur | produce can be reduced or generation | occurrence | production of a magnetic field can be suppressed. Hereinafter, in the second embodiment, a case where the wirings 25p and 25m are configured in this way will be described.

電源２４の正極端子２４ｐや負極端子２４ｍにそれぞれ接続されている各配線２５ｐ、２５ｍを互いに近接させ、或いは接触する状態とすると、各配線２５ｐ、２５ｍ中を流れる電流Ｉの方向が互いに逆向きになる。そして、配線２５ｐに電流Ｉが流れることにより生じる磁界と、配線２５ｍに電流Ｉが流れることにより生じる磁界とが互いに打ち消しあう状態になる。 When the wirings 25p and 25m connected to the positive terminal 24p and the negative terminal 24m of the power supply 24 are brought close to or in contact with each other, the directions of the currents I flowing through the wirings 25p and 25m are opposite to each other. Become. Then, the magnetic field generated by the current I flowing through the wiring 25p and the magnetic field generated by the current I flowing through the wiring 25m cancel each other.

そのため、各配線２５ｐ、２５ｍを互いに近接し、或いは接触する状態に配設することで、少なくとも近接し或いは接触した各配線２５ｐ、２５ｍの周囲の部分では、発生する磁界を弱め、或いは磁界が発生していない状態とすることが可能となる。 Therefore, by arranging the wirings 25p and 25m close to each other or in contact with each other, at least a portion around the wirings 25p and 25m that are close to or in contact with each other weakens the generated magnetic field or generates a magnetic field. It is possible to make it not.

本実施形態では、このようにして、発生する磁界による悪影響、すなわち本実施形態の場合には各放射線検出素子７から読み出される画像データに対するノイズを低減し、或いはなくすようになっている。 In this embodiment, in this way, adverse effects due to the generated magnetic field, that is, in the case of this embodiment, noise with respect to image data read from each radiation detection element 7 is reduced or eliminated.

なお、各配線２５ｐ、２５ｍを互いに近接させ、或いは接触する状態とさせる方法としては、例えば、図示しない結束具を用いて各配線２５ｐ、２５ｍ同士を束ねたり、或いは互いにねじり合わせたり、或いは互いに接着するように構成することが可能である。また、例えば、基台３１に溝を形成してその中に各配線２５ｐ、２５ｍを通したり、規制部材の間に各配線２５ｐ、２５ｍを通すように構成してもよい。 As a method for bringing the wirings 25p and 25m close to each other or in contact with each other, for example, the wirings 25p and 25m are bundled together using a binding tool (not shown), twisted together, or bonded together. It can be configured to do so. Further, for example, a groove may be formed in the base 31 and the wirings 25p and 25m may be passed therethrough, or the wirings 25p and 25m may be passed between the regulating members.

以下、第２の実施形態における各配線２５ｐ、２５ｍの具体的な配設の仕方について、いくつかの例を挙げて説明する。 Hereinafter, a specific arrangement method of the wirings 25p and 25m in the second embodiment will be described with some examples.

［配設例７］
各配線２５ｐ、２５ｍを互いに近接し、或いは接触する状態に配設する構成は、上記の図６や図１５、図１６に示した配線２５ｐ、２５ｍの配設例においても、一部実現されている。すなわち、図６や図１５、図１６に示したように、各配線２５ｐ、２５ｍが電源２４から離れ、電源回路２１に至るまでの部分で、上記のように、各配線２５ｐ、２５ｍを、それらを流れる電流Ｉの方向が互いに逆向きになるように近接しまたは接触する状態に配設するように構成することが可能である。 [Arrangement Example 7]
A part of the configuration in which the wirings 25p and 25m are arranged close to each other or in contact with each other is also realized in the arrangement examples of the wirings 25p and 25m shown in FIG. 6, FIG. 15, and FIG. . That is, as shown in FIGS. 6, 15, and 16, the wirings 25 p and 25 m are separated from the power supply 24 and reach the power supply circuit 21. It is possible to arrange so that the directions of the currents I flowing through are adjacent to or in contact with each other so that the directions of the currents I are opposite to each other.

［配設例８］
また、配設例７の変形例であるが、電源２４が、正極端子２４ｐと負極端子２４ｍとが同じ端部側に設けられている電源である場合には、例えば図１７に示すように、正極端子２４ｐと負極端子２４ｍにそれぞれ接続された各配線２５ｐ、２５ｍを互いに近接し、或いは接触する状態に配設するように構成することが可能である。 [Example 8]
Further, as a modification of the arrangement example 7, when the power source 24 is a power source in which the positive electrode terminal 24p and the negative electrode terminal 24m are provided on the same end side, as shown in FIG. The wirings 25p and 25m respectively connected to the terminal 24p and the negative terminal 24m can be arranged so as to be close to or in contact with each other.

このように構成すれば、互いに近接し或いは接触する状態に配設された各配線２５ｐ、２５ｍの部分では、流れる電流Ｉの方向が互いに逆向きになるため、磁界がほとんど発生しない状態になる。 With this configuration, the direction of the flowing current I is opposite to each other in the portions of the wirings 25p and 25m arranged close to or in contact with each other, so that almost no magnetic field is generated.

上記の配設例７、８は、図１５に示したように、複数の電源２４を並設する場合についても、個々の電源２４に対して同様に適用することが可能である。 The above arrangement examples 7 and 8 can be similarly applied to the individual power sources 24 even when a plurality of power sources 24 are arranged in parallel as shown in FIG.

［配設例９］
一方、上記の配設例７、８では、１つの（或いは個々の）電源２４に接続されている各配線２５ｐ、２５ｍ同士を、互いに近接し或いは接触する状態に配設する場合について例示した。 [Example 9]
On the other hand, in the above-described arrangement examples 7 and 8, the case where the wirings 25p and 25m connected to one (or individual) power supply 24 are arranged close to or in contact with each other is illustrated.

しかし、複数の電源２４を並設する場合には、１つの電源２４に接続されている配線２５ｐ（或いは配線２５ｍ）と他の電源２４に接続されている配線２５ｍ（或いは配線２５ｐ）とを、流れる電流Ｉの方向が互いに逆向きになるように、互いに近接し或いは接触する状態に配設するように構成することも可能である。 However, when a plurality of power supplies 24 are arranged in parallel, a wiring 25p (or wiring 25m) connected to one power supply 24 and a wiring 25m (or wiring 25p) connected to another power supply 24 are connected. It is also possible to arrange so that the directions of the flowing currents I are opposite to each other so as to be close to or in contact with each other.

例えば、図１８に示すように、複数の電源２４α、２４βが、正負の向き（すなわち正極端子２４ｐから負極端子２４ｍに向かう方向）が逆になるように並設する。そして、一方の電源２４αの正極端子２４ｐに接続された配線２５ｐと、他方の電源２４βの負極端子２４ｍに接続された配線２５ｍとを、例えば２つの電源２４α、２４βの間の部分で、互いに近接し或いは接触する状態に配設する。 For example, as shown in FIG. 18, the plurality of power supplies 24α and 24β are arranged in parallel so that the positive and negative directions (that is, the direction from the positive terminal 24p to the negative terminal 24m) are reversed. Then, the wiring 25p connected to the positive terminal 24p of one power supply 24α and the wiring 25m connected to the negative terminal 24m of the other power supply 24β are close to each other, for example, at a portion between the two power supplies 24α and 24β. Or placed in contact.

なお、一方の電源２４αの配線２５ｐと他方の電源２４βの配線２５ｍとを、例えば２つの電源２４α、２４βが配置された部分の外側の位置で、互いに近接し或いは接触する状態に配設するように構成してもよい。 Note that the wiring 25p of one power supply 24α and the wiring 25m of the other power supply 24β are disposed close to or in contact with each other, for example, at a position outside the portion where the two power supplies 24α and 24β are disposed. You may comprise.

このように構成すると、一方の電源２４αに接続されている配線２５ｐに電流Ｉが流れることにより生じる磁界と、他方の電源２４βに接続されている配線２５ｍに電流Ｉが流れることにより生じる磁界とが互いに打ち消しあう状態になる。そのため、発生する磁界を弱め、或いは磁界が発生していない状態とすることが可能となる。 With this configuration, a magnetic field generated when the current I flows through the wiring 25p connected to the one power supply 24α and a magnetic field generated when the current I flows through the wiring 25m connected to the other power supply 24β. They will cancel each other. For this reason, the generated magnetic field can be weakened or a state in which no magnetic field is generated can be achieved.

なお、図１８に示した例では、互いに近接し或いは接触する状態に配設された各配線２５ｐ、２５ｍに対して、さらに、一方の電源２４αの負極端子２４ｍに接続された配線２５ｍと、他方の電源２４βの正極端子２４ｐに接続された配線２５ｐとを、互いに近接し或いは接触する状態に配設する場合が示されている。 In addition, in the example shown in FIG. 18, the wiring 25m connected to the negative electrode terminal 24m of one power source 24α and the other wiring 25p and 25m arranged close to or in contact with each other, In this case, the wiring 25p connected to the positive terminal 24p of the power supply 24β is disposed in a state of being close to or in contact with each other.

このように構成すれば、配線２５ｐと配線２５ｍとがそれぞれ２本ずつで同数になるため、各配線２５ｐに電流Ｉが流れることにより生じる磁界と、各配線２５ｍに電流Ｉが流れることにより生じる磁界とが互いに打ち消しあう状態になる。そのため、発生する磁界を弱め、或いは磁界が発生していない状態とすることが可能となる。 With this configuration, two wirings 25p and 25m are the same in number, so that the magnetic field generated when the current I flows through each wiring 25p and the magnetic field generated when the current I flows through each wiring 25m. And cancel each other. For this reason, the generated magnetic field can be weakened or a state in which no magnetic field is generated can be achieved.

以上のことからも分かるように、電子機器１に複数の電源２４を設ける場合、複数の電源２４が、正極端子２４ｐから負極端子２４ｍに向かう方向が同一の方向とされた電源２４と逆方向とされた電源２４とが同数になるように並設するように構成すれば、図１８に示したように、互いに近接させ或いは接触された状態とする配線２５ｐと配線２５ｍとがそれぞれ同数になる。 As can be seen from the above, when the electronic device 1 is provided with a plurality of power sources 24, the plurality of power sources 24 are opposite to the power source 24 in which the direction from the positive terminal 24p to the negative terminal 24m is the same. If the power supply units 24 are arranged in parallel so as to have the same number, as shown in FIG. 18, the same number of wirings 25p and 25m are brought close to or in contact with each other.

そのため、各配線２５ｐに電流Ｉが流れることにより生じる磁界と、各配線２５ｍに電流Ｉが流れることにより生じる磁界とが互いに打ち消しあう状態になり、発生する磁界を弱め、或いは磁界が発生していない状態とすることが可能となる。 Therefore, the magnetic field generated by the current I flowing through each wiring 25p and the magnetic field generated by the current I flowing through each wiring 25m cancel each other, weakening the generated magnetic field or generating no magnetic field. It becomes possible to be in a state.

そして、電子機器１に複数の電源２４を設ける場合、図示を省略するが、複数の電源２４を、例えば図１８に示したように、正極端子２４ｐから負極端子２４ｍに向かう方向が互いに逆方向とされた２つの電源２４を一対の電源２４とし、対となる電源２４の組を単数または複数設ける。すなわち、電源２４が２つであれば図１８に示したように設け、電源２４が４つであれば、図１８に示した一対の電源２４を２組設ける。 And when providing the several power supply 24 in the electronic device 1, although illustration is abbreviate | omitted, as shown in FIG. 18, for example, the direction which goes to the negative electrode terminal 24m from the positive terminal 24p is a mutually reverse direction. The two power sources 24 are used as a pair of power sources 24, and one or a plurality of pairs of power sources 24 are provided. That is, if there are two power supplies 24, they are provided as shown in FIG. 18, and if there are four power supplies 24, two pairs of the power supplies 24 shown in FIG. 18 are provided.

そして、一対の電源２４の組ごとに、図１８に示したように、一対の電源２４の少なくとも機能部（電源回路２１）から遠い側の各端子に接続されている各配線２５ｐ、２５ｍ同士を、当該各配線２５ｐ、２５ｍ中を流れる電流Ｉの方向が互いに逆向きになるように近接し、または接触する状態で、当該一対とされた電源２４の間の領域を通るように配設することが可能である。 Then, as shown in FIG. 18, for each set of the pair of power sources 24, the wirings 25p and 25m connected to the terminals on the side farther from the functional part (power source circuit 21) of the pair of power sources 24 are connected to each other. In the state where the directions of the currents I flowing through the wirings 25p and 25m are close to each other or in contact with each other, they are arranged so as to pass through the region between the pair of power sources 24. Is possible.

このように構成すれば、複数の電源２４の各組ごとに、一方の電源２４の配線２５ｐに電流Ｉが流れることにより生じる磁界と、他方の電源２４の配線２５ｍに電流Ｉが流れることにより生じる磁界とが互いに打ち消しあう状態になり、発生する磁界を弱め、或いは磁界が発生していない状態とすることが可能となる。 With this configuration, for each set of the plurality of power supplies 24, a magnetic field generated by the current I flowing through the wiring 25p of one power supply 24 and the current I flowing through the wiring 25m of the other power supply 24 are generated. The magnetic field cancels each other, so that the generated magnetic field can be weakened or no magnetic field is generated.

以上のように、本実施形態に係る電子機器（放射線画像撮影装置１）によれば、例えば上記の配設例７〜９のように構成して、１つの電源２４に接続されている複数の配線２５ｐ、２５ｍ（例えば図１６や図１７等参照）、或いは異なる電源２４α、２４βにそれぞれ接続されている複数の配線２５ｐ、２５ｍ（例えば図１８参照）が、各配線２５ｐ、２５ｍ中を流れる電流Ｉの方向が互いに逆向きになるように近接し或いは接触する状態に配設される。 As described above, according to the electronic apparatus (radiation image capturing apparatus 1) according to the present embodiment, a plurality of wirings configured as, for example, the above arrangement examples 7 to 9 and connected to one power source 24 are provided. 25p and 25m (see, for example, FIG. 16 and FIG. 17) or a plurality of wirings 25p and 25m (see, for example, FIG. 18) connected to different power sources 24α and 24β, respectively, current I flowing through the wirings 25p and 25m Are arranged so as to be close to each other or in contact with each other so that their directions are opposite to each other.

そのため、配線２５ｐに電流Ｉが流れることにより生じる磁界と、配線２５ｍに電流Ｉが流れることにより生じる磁界とが互いに打ち消しあう状態になる。そのため、発生する磁界が低減され、或いは磁界の発生を抑制することが可能となる。 Therefore, the magnetic field generated by the current I flowing through the wiring 25p and the magnetic field generated by the current I flowing through the wiring 25m cancel each other. Therefore, the generated magnetic field can be reduced or the generation of the magnetic field can be suppressed.

また、上記の配設例７〜９に例示したように、本実施形態では、配線２５ｐ、２５ｍを、各配線２５ｐ、２５ｍ中を流れる電流Ｉの方向が互いに逆向きになるように近接し或いは接触する状態に配設することにより、上記の効果を発揮させる。そのため、前述した特許文献２に記載の発明のように、例えば電子機器としての放射線画像撮影装置１内に、磁界の影響を低減させるための金属からなる密閉容器を設ける必要がなくなる。 Further, as exemplified in the above-described arrangement examples 7 to 9, in this embodiment, the wirings 25p and 25m are brought close to or in contact with each other so that the directions of the currents I flowing through the wirings 25p and 25m are opposite to each other. The above effects are exhibited by disposing in such a state. Therefore, unlike the invention described in Patent Document 2 described above, it is not necessary to provide a sealed container made of metal for reducing the influence of the magnetic field in the radiographic imaging apparatus 1 as an electronic device, for example.

そのため、非常に簡便な構成で上記の有益な効果を発揮させることが可能となるとともに、例えば電子機器としての放射線画像撮影装置１では、各配線２５ｐ、２５ｍを上記の配設例７〜９のように配設することで、装置の薄型化を図ることが可能となる。このように、他の電子機器においても、ユーザ等からの小型化等の要求に応えることが可能となる。 Therefore, the above-described beneficial effect can be exhibited with a very simple configuration, and in the radiographic imaging apparatus 1 as an electronic device, for example, the wirings 25p and 25m are arranged as in the above arrangement examples 7 to 9. It is possible to reduce the thickness of the apparatus. As described above, even in other electronic devices, it is possible to meet a demand from a user or the like for downsizing.

なお、上記の第１の実施形態と第２の実施形態は、電子機器（放射線画像撮影装置１）の電源２４を含む部分における全く別の構成を示すものではない。 The first embodiment and the second embodiment do not show completely different configurations in the part including the power supply 24 of the electronic apparatus (radiation image capturing apparatus 1).

すなわち、第２の実施形態において、各配線２５ｐ、２５ｍを束ねる等して各配線２５ｐ、２５ｍ中を流れる電流Ｉの方向が互いに逆向きになるように近接し、または接触する状態に配設する構成は、第１の実施形態における電流Ｉのループの面積を小さくし、または電流Ｉのループをなくす構成であるとも言える。 In other words, in the second embodiment, the wirings 25p and 25m are bundled, etc. so that the directions of the currents I flowing in the wirings 25p and 25m are close to each other or in contact with each other. The configuration can be said to be a configuration in which the loop area of the current I in the first embodiment is reduced or the loop of the current I is eliminated.

また、第１の実施形態において、例えば図６に示したように、各配線２５ｐ、２５ｍを電源２４のいずれかの面に近接しまたは接触する状態で配設させて、電流Ｉのループの面積を小さくし、または電流Ｉのループをなくす構成は、第２の実施形態のように、配線２５ｐ、２５ｍ中を流れる電流Ｉの方向と、電源２４中を流れる電流Ｉの方向が互いに逆向きになるように近接し、または接触する状態に配設させる構成であるとも言える。 Further, in the first embodiment, for example, as shown in FIG. 6, the wirings 25 p and 25 m are arranged so as to be close to or in contact with any surface of the power supply 24, so that the loop area of the current I is increased. Or the current I loop is eliminated, as in the second embodiment, the direction of the current I flowing through the wirings 25p and 25m and the direction of the current I flowing through the power supply 24 are opposite to each other. It can be said that it is the structure arrange | positioned in the state which adjoins so that it may become.

このように、上記の第１の実施形態と第２の実施形態は、同じ構成を別の視点から見た場合に相当する。そして、第１の実施形態は、この構成を、配線２５ｐ、２５ｍと電源２４との関係について見たものであり、第２の実施形態は、この構成を、配線２５ｐ、２５ｍ同士の関係について見たものであると言い得る。 As described above, the first embodiment and the second embodiment correspond to a case where the same configuration is viewed from different viewpoints. In the first embodiment, this configuration is viewed with respect to the relationship between the wirings 25p and 25m and the power supply 24. In the second embodiment, this configuration is viewed with respect to the relationship between the wirings 25p and 25m. It can be said that

なお、上記の各実施形態では、主に電子機器が放射線画像撮影装置１である場合について説明したが、この他にも、電子機器が例えばノート型パソコンや携帯電話、携帯情報端末等である場合についても本発明を適用することが可能である。 In each of the embodiments described above, the case where the electronic device is mainly the radiation image capturing apparatus 1 has been described. However, in addition to this, for example, the electronic device is a laptop computer, a mobile phone, a portable information terminal, or the like. The present invention can also be applied to the above.

また、上記の各実施形態では、電源２４を支持する支持体が基台３１である場合について説明したが、例えば、電源２４を電子機器の筐体（図１、図２等の筐体２参照）等に取り付けるように構成することも可能である。このように、電源２４を支持する支持体は、電源２４を備える電子機器の形態等に応じて適宜決められる。 Further, in each of the above embodiments, the case where the support body that supports the power supply 24 is the base 31 has been described. For example, the power supply 24 is connected to a housing of an electronic device (see the housing 2 in FIGS. 1 and 2). ) Etc. It is also possible to comprise. As described above, the support that supports the power supply 24 is appropriately determined according to the form of the electronic device including the power supply 24.

１放射線画像撮影装置（電子機器）
７放射線検出素子
２１電源回路（機能部）
２４電源
２４ａ、２４Ｃ、２４Ｄ、２４Ｅ電源の面
２４Ａ密閉容器
２４Ｂ耳部
２４ｍ負極端子
２４ｐ正極端子
２４α、２４β 複数の電源
２５、２５ｍ、２５ｐ配線
２６規制部材
３１基台（支持体）
Ｇ電極群
Ｉ電流 1 Radiation imaging equipment (electronic equipment)
7 Radiation detection element 21 Power supply circuit (functional part)
24 Power supply 24a, 24C, 24D, 24E Power supply surface 24A Sealed container 24B Ear 24m Negative electrode terminal 24p Positive electrode terminal 24α, 24β Multiple power supplies 25, 25m, 25p Wiring 26 Restriction member 31 Base (support)
G Electrode group I Current

Claims

A plurality of radiation detection elements arranged two-dimensionally;
A power source that supplies power to the functional unit and has a positive terminal and a negative terminal,
A base for mounting the power source;
Each wiring connecting the positive electrode terminal and the negative electrode terminal of the power source and the functional unit,
With
The power source is attached to the side opposite to the side where the plurality of radiation detection elements are provided with respect to the base.
The positive electrode terminal and the negative electrode terminal provided at both ends of the power source are respectively connected to the positive electrode and the negative electrode of the functional unit disposed on the same surface of the base as the power source,
Before SL wiring connected to the far side terminal from the wire sac Chi before Symbol function unit, the radiation image capturing, characterized in that it is arranged in a state of passing between the base and the power supply Equipment .

A plurality of radiation detection elements arranged two-dimensionally;
A power source that supplies power to the functional unit and has a positive terminal and a negative terminal,
A base for mounting the power source;
Each wiring connecting the positive electrode terminal and the negative electrode terminal of the power source and the functional unit,
With
The power source is attached to the side opposite to the side where the plurality of radiation detection elements are provided with respect to the base.
The positive electrode terminal and the negative electrode terminal provided at both ends of the power source are respectively connected to the positive electrode and the negative electrode of the functional unit disposed on the same surface of the base as the power source,
Wiring connected from the previous SL each wire sac Chi before Symbol function portion distant side terminals, the power supply, the surface in contact with the base is disposed in a state passing on the opposite surface A radiographic imaging apparatus characterized by comprising:

A plurality of radiation detection elements arranged two-dimensionally;
A power source that supplies power to the functional unit and has a positive terminal and a negative terminal,
A base for mounting the power source;
Each wiring connecting the positive electrode terminal and the negative electrode terminal of the power source and the functional unit,
With
The power source is attached to the side opposite to the side where the plurality of radiation detection elements are provided with respect to the base.
The positive electrode terminal and the negative electrode terminal provided at both ends of the power source are respectively connected to the positive electrode and the negative electrode of the functional unit disposed on the same surface of the base as the power source,
The power source includes a sealed container that seals an electrode group including a positive electrode and a negative electrode in a sealed state,
The sealed container has a peripheral portion extending outward to form an ear portion,
Before SL wiring connected to the far side terminal from the wire sac Chi before Symbol function unit, the radiation image capturing apparatus characterized by being arranged on the ear portion of the closed container of the power supply.

A plurality of radiation detection elements arranged two-dimensionally;
Power is supplied to the functional unit, a square plate-shaped power source having a positive terminal on one of the two opposite sides and a negative terminal on the other,
A base for mounting the power source;
Each wiring connecting the positive electrode terminal and the negative electrode terminal of the power source and the functional unit,
With
The power source is attached to the side opposite to the side where the plurality of radiation detection elements are provided with respect to the base.
The positive electrode terminal and the negative electrode terminal provided at both ends of the power source are respectively connected to the positive electrode and the negative electrode of the functional unit disposed on the same surface of the base as the power source,
Before SL wiring connected to the far side terminal from the wire sac Chi before Symbol functional unit, along one side of the two sides different opposing the two sides the opposite of the rectangular plate-shaped power supply The radiographic imaging device characterized by being arranged.