JP2006215028A

JP2006215028A - 光電変換装置

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Publication number: JP2006215028A
Application number: JP2006019033A
Authority: JP
Inventors: Tadao Endo; 忠夫遠藤; Eiichi Takami; 栄一高見; Chiori Mochizuki; 千織望月; Akira Funakoshi; 章冨名腰; Shinichi Takeda; 慎市竹田; Shinichi Hayashi; 眞一林; Masakazu Morishita; 正和森下; Akira Tago; 晃多胡; Toshikazu Tamura; 敏和田村; Minoru Watanabe; 実渡辺
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 1996-02-22
Filing date: 2006-01-27
Publication date: 2006-08-17
Anticipated expiration: 2017-02-12
Also published as: JP4018725B2

Abstract

【課題】非常に多くの画素情報を高速に処理するために不可欠なバイポーラトランジスタ主体のＩＣ等からの発熱を、熱伝導率の高いＰｂやＡｌの金属に放熱させることを可能にする。
【解決手段】２次元に配された複数の画素を有する光電変換装置１００、光電変換装置１００からの電気信号を処理する集積回路（処理ＩＣ）４０３が配されたフレキシブルケーブル４０４、光電変換装置１００と集積回路４０３を内部に有する筐体（外部シャーシ）１０１を具備し、フレキシブルケーブル４０４を筐体１０１に固定する。また、筐体１０１は光電変換装置１００を保持するように構成する。
【選択図】図１

Description

発明は、光電変換装置に関し、更に詳しくは、大面積でＳ／Ｎ特性の高い医療用ディジタルＸ線撮像装置等の放射線撮像装置に好適に使用し得る光電変換装置に関する。

高齢化社会を迎えつつある日本はもとより、世界的にも、病院内での診断効率の向上や、より精度の高い医療機器が強く望まれている。そういった状況の中、従来、フィルムを用いたＸ線撮像装置（フィルム方式）が主流であった。

図６は、従来のフィルム方式のＸ線撮像装置の一例を説明するための概略構成図を示すものであり、図中、９０１はＸ線源、９０２は人体（患者）などの被検査体、９０３はＸ線を吸収する物質とＸ線を透過する物質を交互に配置させた解像度を良くするためのグリッドである。９０４はＸ線を吸収し可視光を発光するシンチレータ（蛍光体）、９０５はその可視光を受けるフィルムである。

このようなフィルム方式では、以下に述べる問題点を有する。

まず、患者のＸ線画像を医師が得るまでには途中にフィルムの現像処理工程があるために手間と時間がかかる。

また、時としてはＸ線撮影中に患者が動いてしまった場合や露出が合わない場合などに、再度撮影のやり直しが余儀なくされる。これらは病院内での診療の効率向上を妨げる要因である。

また、撮影しようとしている患部は撮るアングルによっては鮮明なＸ線画像が得られないため、診断に必要とされるＸ線画像を得るためには撮影アングルを変え数枚撮影しなければならない場合もある。これは患者が特に乳幼児や妊婦であった場合好ましいことではない。

さらに、撮影されたＸ線画像フィルムは病院内である期間保管する必要があり、病院内でのそのフィルムの枚数は膨大な量となり、患者の来院の度に出したり入れたりといった病院内での管理面でも効率が良くない。

また、遠隔地にいる患者が例えば都心にある大学病院なみの診察を受ける必要がある場合や患者が海外に引っ越す場合、その他何らかの理由で病院を変更しなければならなくなった場合など、これまでに撮影されたＸ線フィルムを何らかの方法で次の病院へ送らなければならない。さもなければ、新たに通院する病院で再度撮影しなおさなければならない。これらのことは、今後の新しい医療社会を目指していくとき大きな障害となってくる。

近年医療業界において、“Ｘ線画像情報のディジタル化”の要求が高まりつつある。ディジタル化が達成されればＸ線画像情報を光磁気ディスクのような記録媒体を用いて管理でき、医師がリアルタイムに最適なアングルでの患者のＸ線画像情報を得ることができ、また、ファクシミリや他の通信方式等を利用すれば患者のＸ線画像情報は世界中どの病院にでも短時間に送ることが可能となる。更に、得られたディジタルのＸ線画像情報はコンピュータを用いて画像処理を行えば、従来に比べより一層高い精度での診断が可能となり、従来のフィルム方式での上記課題を解決することが可能である。

最近では、“Ｘ線画像情報のディジタル化”の要求に応えるべくＣＣＤ固体撮像素子をフィルムの代わりに用いたＸ線撮像装置も考えられている。しかしながら、ＣＣＤ固体撮像素子は、今のところ人体の大きさに匹敵する大きさで作製することはできない。従って、ＣＣＤ固体撮像素子を用いる場合、縮小光学系でシンチレータからの蛍光すなわちＸ線像をＣＣＤ受光面に結像させる必要がある。このことは、Ｘ線撮像装置が大型化するといった問題が生ずる。またレンズを介して結像するため、縮小率にも依存するがＳ／Ｎ比（シングル）が一般的に、レンズを通す前に比べ２桁〜３桁ダウンすると言われ、高い階調性が要求される医療機器に利用する場合、不利となることが予想される。

最近、水素化アモルファスシリコン（以下ａ−Ｓｉと記す）に代表される光電変換半導体薄膜の開発により、光電変換素子を大面積の基板に形成し、情報源と等倍の光学系読み取り、いわゆる密着型センサの開発がめざましい。特にａ−Ｓｉは光電変換材料としてだけではなく、薄膜電界型トランジスタ（以下ＴＦＴと記す）としても用いることができるので光電変換半導体とＴＦＴの半導体層とを、同時に、同一の基板上に形成可能な利点を有している。また、縮小光学系を用いず等倍で読み取ることが可能な精度の大面積化が可能なため、Ｓ／Ｎ比の点でもＣＣＤ固体撮像素子に比べて有利になる。加えて、縮小光学系を必要としないことは機器の小型化を促進させ、広いスペースを確保できない診療所や、Ｘ線撮像装置を積載する検診用車両等に対し威力を発揮する。これらのことから、ａ−Ｓｉ半導体薄膜を用いたＸ線撮像装置の開発が積極的に行われている。すなわち、図６内におけるフィルム部分９０５をａ−Ｓｉ半導体薄膜を用いた光電変換素子やＴＦＴで構成し、Ｘ線画像を電気的に読み取るＸ線撮像装置の開発が行われている。

病院でＸ線を人体に照射させる場合の線量は、患部により異なるが上限がある。特に乳幼児や妊婦を診察する必要がある場合は、できる限り少ない線量にしなければならない。従って、一般的にＸ線を吸収し可視光に変換するシンチレータ（蛍光体）での発光量や、その蛍光を受光し光電変換するａ−Ｓｉ光電変換素子における電荷量は小さい。微少な信号から鮮明な画像を得るためには、光電変換パネルからの引き出されたアナログ信号配線にノイズが乗らないようにできる限り配線を短くし、バッファアンプで受けインピーダンスを低下させなければならない。更に、ノイズを受けにくくするためにアナログ信号は、バッファアンプ近傍にてＡ／Ｄ変換しメモリに格納されることが望ましい。

ａ−Ｓｉ半導体薄膜を有する光電変換素子を２次元状に配置させた光電変換パネルを用いて、ディジタルＸ線撮像装置を構成する場合、解像度の観点で、画素ピッチとして１００μｍ以下が望ましいと考えられている。また、例えば人の胸部撮影を行う場合、光電変換素子の有効画素エリアとして、少なくとも４００ｍｍ×４００ｍｍのサイズを有することが望ましいと考えられている。４００ｍｍ×４００ｍｍの有効エリアを持つ光電変換パネルを１００μｍで形成した場合、画素数は１６００万画素と非常に多い。このような多数の画素の光電変換信号の処理を行う場合、バッファアンプＩＣやＡ／Ｄ変換ＩＣは高速で動作させなければならない。特に動画撮影を行う必要がある場合より高速性が求められ、ＩＣとして消費電力が大きい。またディジタル化された大量のデータをＸ線撮影室外の遠方へ高速にデータ伝送を行う場合、伝送エラーを除去するために必要なラインドライバは、一般的に高速タイプのものではバイポーラトランジスタを主体としたＩＣであるため、高速仕様になればなるほど消費電力が大きく、相当の発熱源になる。

近年、消費電力の小さいＣＭＯＳ−ＩＣの高速化の開発は著しく今後の更なる発展が期待されるものの、汎用ＩＣの範囲においてはバイポーラのものには至っていない。このことは、高速のバイポーラトランジスタを主体としたＩＣを用いなければならず、消費電力増大に伴うＩＣ自身からの発熱がＸ線撮像装置に及ぼす影響が問題となる。

ＩＣからの発熱は、Ｘ線撮像装置内でａ−Ｓｉ光電変換素子やＴＦＴの温度を上昇させる。一般的にａ−Ｓｉ光電変換素子の暗電流や光電流は、温度の上昇により変化する。暗電流の変化は、２次元に配列された光電変換素子に温度差を生ずることにより、面内において暗電流がばらつき固定パターンノイズ（ＦＰＮ）として悪影響を及ぼすことがある。また暗電流増大に伴う光電変換素子でのショットノイズがランダムノイズ（ＲＤＮ）として悪影響を及ぼすことがある。また読み取り時における光電変換素子の温度むらは、出力に面内シェーディングを引き起こすことがある。更に、蓄積された光電変換素子の信号電荷をＴＦＴを介して転送する際の、いわゆるＫＴＣノイズ（Ｋ：ボルツマン定数、Ｔ：絶対温度、Ｃ：転送系での容量）を発生させ、これは、ＲＤＮとして悪影響を及ぼすことがある。以上述べたような、光電変換素子やＴＦＴの温度上昇は、Ｘ線撮像装置としてのＳ／Ｎの低下や、画素間でのＳ／Ｎのばらつきを引き起こし、画質を乱す要因となり得る。かつ、機器の信頼性を損なう要因となる場合がある。

しかしながら、Ｘ線は蛍光体内ですべて可視変換されるわけではなく、一部散乱あるいは透過したＸ線が光電変換パネル近傍の前述のバッファアンプ、メモリ、あるいは他のディジタルＩＣに曝射されることになる。このことは、結晶Ｓｉで形成されたＩＣの性能を劣化させ、長期使用により機器が故障するといった信頼性上の問題が生ずる場合がある。このため、上記問題に加え、更にＸ線の不要な部位への曝射対策を施すことは望ましい。

このような問題はＸ線撮像装置に使用する光電変換装置のみならず、光情報を電気的情報に変換し得る大面積、多数画素の光電変換装置においても発生し得る問題である。

また、Ｘ線のような放射線を光源とする撮像装置の光電変換装置としてだけでなく、非破壊検査などにおいても速時性、高精細性、大面積に適用し得る光電変換装置においても同様な問題が発生し得る。

［発明の目的］
本発明は、膨大な画素を処理するために必要な高速ＩＣからの発熱が光電変換素子（たとえばａ−Ｓｉ半導体層を有する素子）やスイッチング素子（たとえばＴＦＴ）の温度を上昇させ、Ｓ／Ｎ比を低下させ、高品位の読取画像が得られないといった問題を解決することを目的とする。

また、本発明は装置内の温度上昇が信頼性を大きく損なうといった問題を解決することを目的とする。

更に本発明の目的は、周辺回路にＩＣを一体的に組み込んだ光電変換装置において、周辺回路のＩＣから発生する熱による悪影響を防止した光電変換装置を実現することにある。

加えて、本発明の目的は、結晶Ｓｉで構成されたＩＣへのＸ線の曝射が、ＩＣの性能低下や長期使用での故障を引き起こす場合があるという問題を解決することを目的とする。

本発明は、上記課題を解決するため、２次元に配された複数の画素を有する光電変換手段と、該光電変換手段からの電気信号を処理する集積回路が配されたフレキシブルケーブルと、該光電変換手段と該集積回路を内部に有する筐体とを有し、該フレキシブルケーブルは該筐体に固定されていることを特徴とする。

本発明によれば、ＩＣからの熱をＰｂ板のような放射線吸収材またはＡｌのようなシャーシ部に放熱させ、光電変換素子やＴＦＴに余計な熱を伝えない、あるいは伝わっても実質上問題が生じないようにすることで、Ｓ／Ｎ比の低下の問題を解決し、光電変換装置及びそれを有するシステムの信頼性をより一層向上することができる。

また、本発明によれば、周辺回路としてＩＣを有する光電変換装置において、周辺回路のＩＣが発生する熱による悪影響による問題が生じない又は実質的に生じない。

加えて、本発明によれば、固定パターンノイズやランダムノイズを上昇させることなく、高いＳ／Ｎ比を確保することができ、良質な読取画像を長時間に亘り、あるいは、連続して、更には長期間に亘って提供することができる。

更に、本発明によれば固定パターンノイズやランダムノイズを上昇させることなく、ａ−Ｓｉ半導体薄膜を用いた光電変換素子本来の高いＳ／Ｎを確保することができ、良質な読取画像を提供できる。

また、本発明の光電変換装置は、光電変換装置を有するＸ線撮像装置を有するディジタルＸ線診断装置の一翼を担うものとなり得、たとえば病院での診断効率の向上や建造物等の診断効率の向上に寄与するとともに、将来的には全世界を網羅した診断情報ネットワークシステムの構築を可能にする。

また、本発明によれば、近年医療産業において強く望まれている、“Ｘ線画像情報のディジタル化”の要求が満たされ、病院内において大幅な診療の効率がアップするのは言うまでもなく、全国での医療診断情報ネットワークの構築も可能となり、遠隔地にいても都心の病院の医療が受けられるといったような医療界全体での診断効率を向上することができる。

［実施態様例］
まず、本発明の光電変換装置に適用可能な光電変換素子の好適な一例について説明する。

図７は、２次元の光電変換装置部分の４画素分の光電変換素子４０１及びスイッチング素子４０２を表した模式的平面図である。図中ハッチング部はたとえばシンチレータからの蛍光を受光する、受光面として機能をする領域である。４０２は光電変換素子４０１で光電変換された信号電荷を処理回路側へ転送するスイッチング素子であり、７０８はそのスイッチング素子を制御するコントロール線、７０９は処理回路へ結線される信号線である。７１０は光電変換素子にバイアスを与える電源ラインである。また、７２０は光電変換素子４０１とスイッチング素子４０２を接続するためのコンタクトホールである。

図８は、図７の光電変換装置を図７内Ａ−Ｂで切断した場合の模式的断面図である。図中、４００は基板、４１０は保護層、７２１は第１の金属薄膜、７２２は第２の金属薄膜、７２５は絶縁層、７２６は半導体層、７２７はオーミックコンタクト層である。図示される光電変換装置部の形成方法の一例を説明する。

まず、少なくとも表面が絶縁性の基板４００上にスパッタ法や抵抗加熱法によりクロム（Ｃｒ）を第１の金属薄膜７２１として約５００オングストローム蒸着し、フォトリソグラフィーによりパターニングし不必要なエリアをエッチングする。この第１の金属薄膜７２１は光電変換素子４０１の下部電極及びスイッチング素子４０２のゲート電極となる。次に、ＣＶＤ法により、同一真空内で絶縁層７２５（ｓ−ＳｉＮｘ）、半導体層７２６（ｓ−Ｓｉ：Ｈ、シリコン原子を母体とし、水素原子を含有する非晶質材料）、オーミックコンタクト層７２７をそれぞれ、２０００，５０００，５００オングストロームずつ順次積層させる。これらの各層は、光電変換素子４０１の絶縁層／光電変換半導体層／ホール注入阻止層に夫々該当し、そしてスイッチング素子４０２（ＴＦＴ）のゲート絶縁膜／半導体層／オーミックコンタクト層となる。また、第１の金属薄膜７２１と第２の金属薄膜７２２とのクロス部（交差部）（図７の７３０で図示）の絶縁層としても利用される。各層の膜厚は上記厚さに限らず光電変換装置として使用する電圧、電荷、入射される光量（たとえば、シンチレータからの入射蛍光量）等により最適に設計される。少なくとも、ｓ−ＳｉＮｘ（シリコン原子と窒素原子とを有する非晶質材料）は、エレクトロンとホールが通過できず、また、ＴＦＴのゲート絶縁膜として十分機能できる材質とされ、厚みは５００オングストローム以上が望ましい。

各層を堆積した後、コンタクトホール（図７に７２０で図示）となるエリアをＲＩＥ（リアクティブイオンエッチング）またはＣＤＥ（化学的ドライエッチング）等でドライエッチングし、その後、第２の金属薄膜７２２としてアルミニウム（Ａｌ）をスパッタ法や抵抗加熱法で約１００００オングストローム堆積させる。さらにフォトリソグラフィーによりパターニングし不必要なエリアをエッチングする。第２の金属薄膜７２２は光電変換素子４０１の上部電極、スイッチングＴＦＴのソース、ドレイン電極、その他の配線等となる。また第２の金属薄膜７２２の成膜と同時にコンタクトホール部で上下の金属薄膜が接続される。更に、ＴＦＴのチャネル部を形成するために、ソース電極、ドレイン電極間の一部をＲＩＥ法でエッチングし、その後、不必要なａ−ＳｉＮｘ層（絶縁層）、ａ−Ｓｉ：Ｈ層（半導体層）、Ｎ⁺層（オーミックコンタクト層）をＲＩＥ法でエッチングし各素子が分離される。これで、光電変換素子４０１、スイッチングＴＦＴ４０２、他の配線類（７０８，７０９，７１０）、コンタクトホール部７２０が形成される。

図８においては、２画素分のみしか図示されていないが、多数の画素が同時に基板４００上に形成されることは言うまでもない。最後に、耐湿性向上の目的として、各素子、配線類をＳｉＮｘなどのパッシベーション膜（保護膜）４１０で被覆する。以上の説明の通り、光電変換素子、スイッチングＴＥＴ、配線類が、共通の第１の金属薄膜、ａ−ＳｉＮｘ層、ａ−Ｓｉ：Ｈ層、Ｎ⁺層、および第２の金属薄膜の同時堆積と各層の必要に応じたエッチングのみで形成される。また光電変換素子内には注入阻止層が１ケ所でよく、かつ、金属薄膜以外の各層は同一真空内で形成することができる。

次に、光電変換素子４０１単体のデバイス動作について説明する。

図９（ａ）及び図９（ｂ）はそれぞれリフレッシュモードおよび光電変換モードの動作を示す光電変換素子の概略的エネルギバンド図で、図８の各層の厚さ方向の状態を表している。６０２はＣｒで形成された下部電極（以下Ｇ電極と記す）である。６０７は電子、ホール共に通過を阻止するＳｉＮで形成された絶縁層であり、その厚さはトンネル効果により電子、ホールが移動できない程度の厚さである５００オングストローム以上に設定される。６０４は水素化アモルファスシリコンａ−Ｓｉの真性半導体ｉ層で形成された光電変換半導体層、６０５は光電変換半導体層６０４へのホールの注入を阻止するリンなどがドープされたａ−Ｓｉのｎ層の注入阻止層、６０６はＡｌで形成される上部電極（以下Ｄ電極と記す）である。本実施例ではＤ電極はｎ層を完全には覆っていないがＤ電極とｎ層との間は電子の移動が自由に行われるためＤ電極とｎ層の電位は常に同電位であり以下説明ではそれを前提としている。本光電変換素子にはＤ電極、Ｇ電極の電圧の印加の仕方によりリフレッシュモードと光電変換モードという２種類の動作がある。

リフレッシュモードの図９（ａ）において、Ｄ電極はＧ電極に対して負の電位が与えられており、ｉ層６０４中の黒丸で示されたホールは電界によりＤ電極に導かれる。同時に白丸で示された電子はｉ層６０４に注入される。このとき一部のホールと電子はｎ層６０５、ｉ層６０４において再結合して消滅する。十分に長い時間この状態が続けばｉ層６０４内のホールはｉ層６０５から掃き出される。

この状態から光電変換モードの図９（ｂ）にするには、Ｄ電極にＧ電極に対して正の電位を与える。するとｉ層６０４層の電子は瞬時にＤ電極に導かれる。しかしホールはｎ層６０５が注入阻止層として働くためｉ層６０４に導かれることはない。この状態でｉ層６０４内に光が入射すると、光は吸収され電子・ホール対が発生する。この電子は電界によりＤ電極に導かれ、ホールはｉ層６０４内を移動しｉ層６０４と絶縁層６０７との界面に達する。しかし、絶縁層６０７内には移動できないため、ｉ層６０４内に留まることになる。このとき電子はＤ電極に移動し、ホールはｉ層６０４内の絶縁層６０７界面に移動するため、素子内の電気的中性を保つため電流がＧ電極から流れる。この電流は光により発生した電子・ホール対に対応するため、入射した光に比例する。

ある期間光電変換モードの図９（ｂ）を保った後、再びリフレッシュモードの図９（ａ）の状態になると、ｉ層６０４に留まっていたホールは前述のようにＤ電極に導かれ、同時にこのホールに対応した電流が流れる。このホールの量は光電変換モード期間に入射した光の総量に対応する。この時ｉ層６０４内に注入される電子の量に対応した電流も流れるが、この量はおよそ一定なため差し引いて検出すればよい。つまり、本例においての光電変換素子は、リアルタイムに入射する光の量を出力すると同時に、ある期間に入射した光の総量も出力することもできる。

しかしながら、何らかの理由により光電変換モードの期間が長くなったり、入射する光の照射が強い場合、光の入射があるにもかかわらず電流が流れないことがある。これは図９（ｃ）のように、ｉ層６０４内にホールが多数留まり、このホールのためｉ層６０４内の電界が小さくなり、発生した電子がＤ電極に導かれなくなりｉ層６０４内のホールと再結合してしまうからである。この状態で光の入射の状態が変化すると、電流が不安定に流れることもあるが、再びリフレッシュモードにすればｉ層６０４内のホールは掃き出され次の光電変換モードでは再び光に比例した電流が得られる。

また、前述の説明において、リフレッシュモードでｉ層６０４内のホールを掃き出す場合、全てのホールを掃き出すのが理想であるが、一部のホールを掃き出すだけでも効果はあり、前述し等しい電流が得られ、問題はない。つまり、次の光電変換モードでの検出機会において図９（ｃ）の状態になっていなければよく、リフレッシュモードでのＤ電極のＧ電極に対する電位、リフレッシュモードの期間およびｎ層６０５の注入阻止層の特性を決めればよい。

また、さらにリフレッシュモードにおいてｉ層６０４への電子の注入は必要条件でなく、Ｄ電極のＧ電極に対する電位は負に限定されるものでもない。ホールが多数ｉ層６０４に留まっている場合には、例えＤ電極のＧ電極に対する電位が正の電位であってもｉ層内の電界はホールをＤ電極に導く方向に加わるからである。ｎ層６０５の注入阻止層の特性も同様に電子をｉ層６０４に注入できることが必要条件ではない。

次に、図１０と図１１を用いて、上記光電変換素子を利用したＸ線撮像装置における光電変換部１画素の動作について説明する。図１０は１画素分の光電変換素子およびスイッチングＴＦＴを含んだ等価回路の一例であり、図１１はその動作を示すタイミングチャートの一例である。まず、光電変換素子４０１をリフレッシュするためにバイアス電源８０１をある電圧値（Ｖｒ）にした状態でスイッチングＴＦＴ４０２のゲートＶｇ（８３０）およびリセット用スイッチング素子８０５をＯＮする。これにより光電変換素子４０１のＤ電極がＶｒに、Ｇ電極がリセット用電源８０７のバイアスＶ_BTにリフレッシュされ（Ｖｒ＜Ｖ_BT）、この操作以降、光電変換素子は蓄積状態（読みとりモード）になる。その後、Ｘ線源９０１をＯＮし、人体とグリッド９０３を通過したＸ線がシンチレータ９０４に照射され、その蛍光が光電変換素子４０１に照射され光電変換される。光電変換素子を構成するａ−ＳｉＮｘ絶縁層、ａ−Ｓｉ：Ｈ光電変換半導体層は誘導体でもあるため、光電変換素子は容量素子としても機能する。すなわち、光電変換素子で光電変換された信号電荷は光電変換素子内に蓄積される。その後、ＴＦＴのＶｇをＯＮさせ、光電変換素子内の信号電荷を容量素子８１３に転送する。容量素子８１３は特に図７上素子として形成されているわけではなく、ＴＦＴの上下電極間の容量や信号線７０９とゲート線７０８のクロス部７３０等で必然的に形成されている。もちろん、設計に応じて素子として別途作り込んでもよい。以上の動作が、電源供給やＴＦＴのゲート制御を除いて、絶縁基板上に形成されたアモルファスデバイスで行われる。その後、容量素子８１３の信号電荷が処理回路内にスイッチング素子８２５により容量８２０に転送され、オペアンプ８２１により信号が出力される。その後、スイッチ８２２により容量８２０が、スイッチ８０５により容量素子８１３がリセットされ、１画素分の動作が完了する。

次に、図１０で示された光電変換素子を具体的に２次元に拡張して構成した場合における光電変換動作の一例について説明する。図１２は、２次元に配列した光電変換装置の一例の等価回路図であり、図１３はその動作の一例を示すタイミングチャートである。

図１２において、Ｓ１１〜Ｓ３３は光電変換素子で下部電極側をＧ、上部電極側をＤで示している。Ｔ１１〜Ｔ３３はスイッチングＴＦＴである。Ｖｓは読み出し用電源、Ｖｒはリフレッシュ用電源であり、それぞれスイッチＳＷｓ，ＳＷｒを介して全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３のＤ電極に接続されている。スイッチＳＷｓはインバータを介して、スイッチＳＷｒは直接にリフレッシュ制御回路ＲＦに接続されており、リフレッシュ期間はＳＷｒがｏｎ、その他の期間はＳＷｓがｏｎするよう制御されている。１画素は１個の光電変換素子とスイッチングＴＦＴで構成され、その信号出力は信号配線ＳＩＧにより検出用集積回路ＩＣに接続されている。ここでの光電変換装置は計９個の画素を３つのブロックに分け１ブロックあたり３画素の出力を同時に転送しこの信号配線ＳＩＧを通して検出用集積回路ＩＣによって順次出力に変換され出力される（Ｖｏｕｔ）。また１ブロック内の３画素を横方向に配置し、３ブロックを順に縦に配置することにより各画素を二次元的に配置している。

はじめにシフトレジスタＳＲ１およびＳＲ２により制御配線ｇ１〜ｇ３、ｓ１〜ｓ２にＨｉが印加される。すると転送用スイッチングＴＦＴ・Ｔ１１〜Ｔ３３とスイッチＭ１〜Ｍ３が導通し、全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３のＧ電極はＧＮＤ電位になる（積分検出器Ａｍｐの入力端子はＧＮＤ電位に設計されているため）。同時にリフレッシュ制御回路ＲＦがＨｉを出力しスイッチＳＷｒがｏｎし全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３のＤ電極はリフレッシュ用電源Ｖｒにより正電位になる。すると全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３はリフレッシュモードになりリフレッシュされる。つぎにリフレッシュ制御回路ＲＦがＬｏを出力しスイッチＳＷｓがｏｎし全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３のＤ電極は読み取り用電源Ｖｓにより正電位になる。すると全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３は光電変換モードになる。この状態でシフトレジスタＳＲ１およびＳＲ２により制御配線ｇ１〜ｇ３、ｓ１〜ｓ２にＬｏが印加される。すると転送用スイッチングＴＦＴ・Ｔ１１〜Ｔ３３のスイッチＭ１〜Ｍ３がｏｆｆし、全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３のＧ電極はＤＣ的にはオープンになるが各光電変換素子はコンデンサでもあるため電位は保持される。しかしこの時点ではＸ線は入射されていないため全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３には光は入射されず光電流は流れない。この状態でＸ線がパルス的に出射され、人体、シンチレータ等を通過し、シンチレータからの蛍光がそれぞれの光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３に入射する。この光は人体等の内部構造の情報が含まれている。この光により流れた光電流は電荷としてそれぞれの光電変換素子内に蓄積されＸ線の入射終了後も保持される。つぎにシフトレジスタＳＲ１により制御配線ｇ１にＨｉの制御パルスが印加され、シフトレジスタＳＲ２の制御配線ｓ１〜ｓ３への制御パルス印加によって転送用ＴＦＴ・Ｔ１１〜Ｔ１３、スイッチＭ１〜Ｍ３を通してｖ１〜ｖ３が順次出力される。同様にシフトレジスタＳＲ１，ＳＲ２の制御により他の光信号も順次出力される。これにより人体等の内部構造の二次元情報がｖ１〜ｖ９として得られる。静止画像を得る場合はここまでの動作であるが動画像を得る場合はここまでの動作を繰り返す。

図１４に２０００×２０００個の画素を持つ検出器の実装を示す概念図を示す。２０００×２０００個の検出器を構成する場合で示した破線内の素子を縦・横に数を増せばよいが、この場合制御配線もｇ１〜ｇ２０００と２０００本になり信号配線ＳＩＧもｓｉｇ１〜ｓｉｇ２０００と２０００本になる。またシフトレジスタＳＲ１や検出用集積回路ＩＣも２０００本の制御・処理をしなければならず大規模となる。これをそれぞれ１チップの素子で行なうことは１チップが非常に大きくなり製造時の歩留りや価格等で不利である。そこで、シフトレジスタＳＲ１は例えば１００段ごと１個のチップに形成し、２０個（ＳＲ１−１〜ＳＲ１−２０）を使用すればよい。また検出用集積回路も１００個の処理回路ごとに１個のチップに形成し、２０個（ＩＣ１〜ＩＣ２０）を使用する。

図１４は左側（Ｌ）に２０チップ（ＳＲ１−１〜ＳＲ１−２０）と下側（Ｄ）に２０チップ実装し、１チップあたり１００本の制御配線、信号配線をおのおのワイヤーボンディングでチップと接線している。図１４中破線部は図１２の破線部に相当する。また外部への接続は省略している。また、ＳＷｒ，ＳＷｓ，Ｖｒ，Ｖｓ，ＲＦ等も省略している。検出集積回路ＩＣ１〜ＩＣ２０からは２０本の出力（Ｖｏｕｔ）があるが、これらはスイッチ等を介して１本にまとめたり、２０本をそのまま出力し並列処理すればよい。

以下、上述したような光電変換素子を利用した本発明の好適な実施例を図面に基づいて詳細に説明する。

［実施例１］
図１は、本発明の第１の実施形態を示すＸ線撮像装置の光電変換装置として好適に適用される光電変換装置の模式的断面構成図である。また、図２は、図１に示す光電変換装置１００を含むＸ線撮像装置を説明するための概略構成図である。

図２において、Ｘ線源９０１からのＸ線は、人体など被検査体９０２に照射され、肺、骨、血管、あるいは病巣といった体内物質に応じて被検査体内で吸収、透過、散乱が起こり、被検査体内を通過してきたＸ線が、グリッド９０３の方向へ向かう。

図３、図４は、グリッドの構成を示す模式的断面図であり、グリッドは、Ｘ線を吸収する物質（例えば鉛）とＸ線を透過する物質（例えばアルミニウム）とが交互に配列されている。グリッドを設ける理由としては、被検査体内で散乱されたＸ線による解像度の低下を防ぐことにある。すなわち特定方向（グリッドの断面方向）のＸ線のみが、Ｘ線透過物質（Ａ１）を通過し、光電変換装置１００に到達し、体内で散乱されたＸ線はグリッドの吸収物質（Ｐｂ）で吸収され光電変換装置１００には到達できない。

図１は、本実施形態の光電変換装置１００の内部構成を示す模式的断面構成図である。図１において、光電変換装置の筐体である外部シャーシ１０１はＸ線を透過させる材料（たとえばアルミニウム、炭素材など）が用いられ、被検査体内のＸ線情報を含んだＸ線はシンチレータ（蛍光体）１０２に照射される。Ｘ線は、シンチレータ内で蛍光物質で励起（吸収）し、光電変換素子４０１の分光感度波長領域内の波長をもつ蛍光がシンチレータから発せられる。

シンチレータの材料としては、ＣｓＩ：Ｔａ、Ｇｄ₂Ｏ₂Ｓ：Ｔｂ、Ｙ₂Ｏ₂Ｓ：Ｅｕ等が用いられる。

光電変換素子４０１は、シンチレータ１０２からのＸ線像に対応する蛍光を光電変換しスイッチング素子４０２により、処理ＩＣ４０３に信号電荷が転送される。光電変換素子４０１及びスイッチング素子４０２は絶縁基板４００上に作り込まれており、４００はシンチレータ１０２の下側（Ｘ線源の反対側）に配置される。４０１，４０２上には素子を保護するため保護膜４１０で覆われている。

図１からわかる様に、処理ＩＣ４０３は光電変換素子４０１近傍に配置されている。これは、光電変換素子からの微弱な信号電荷を転送するための配線を長く引き延ばすことにより外部のノイズがその配線に乗る悪影響を極力取り除くためである。処理ＩＣ４０３は、図１０で説明すれば、例えば、リセット用スイッチ素子８０５、リセット用電源８０７、容量８２０、オペアンプ８２１、スイッチ８２２及びスイッチング素子８２５の機能を有し、または、図１４上のＩＣ１〜ＩＣ２０に相当する。

処理ＩＣ４０３は、フレキシブルケーブル４０４上に実装されている。処理ＩＣ４０３からの信号はＰＣＢ（プリント配線板：印刷手法で製作された回路基板）上に実装されたＩＣにコネクタ４０８を介して送られる。ＰＣＢ上のＩＣのひとつは高速Ａ／Ｄコンバータであり、信号はそこでディジタル化される。ディジタル化することにより、以後、外部のノイズの影響を受けにくくなる。ＰＣＢ上の他のＩＣとしては、ディジタル化されたデータを一時記憶するためのメモリ（ＲＡＭ）や、データの演算処理を行ったりするＣＰＵや、プログラムを記憶するための不揮発性のメモリ（ＲＯＭ）や、データを遠方へ高速に伝送するためのラインドライバなどが実装されている。

これらのＩＣは、結晶Ｓｉを主たる材料として作られており、Ｘ線のような非常に高いエネルギーを持った放射線の照射により、ＩＣとしての性能が低下し、最悪の事態としてその機能が完全に損なわれる場合がある。

放射線吸収材４０５は、ＩＣを放射線から遮断するために設けた言わばシールド材であり、Ｘ線の場合それを吸収する材質、たとえばＰｂでできている。光電変換素子４０１やＴＦＴ４０２を配置した絶縁基板４００と、上記ＩＣを配置したＰＣＢとの間に介在させた構成となっている。この構成にすることにより、シンチレータ１０２からの可視域の蛍光は光電変換素子に照射され、シンチレータで可視光に変換されなかったＸ線（通過したＸ線）は、絶縁基板４００を通過こそするが、直下のＰｂ板に吸収されＰＣＢ上のＩＣに照射されることはない。

このＰｂ板を図１のように配置することにより、装置としての耐Ｘ線において、高い信頼性を確保する事ができる。

なお、処理ＩＣ４０３は図１上、外部の耐ノイズ性を重視するべく光電変換素子の近傍に配置したことを前述したが（すなわちＰＣＢ上には配置していないが）、処理ＩＣ４０３もまた結晶Ｓｉを材料にしているため、Ｘ線が照射されるのであればそのＩＣの周囲にＰｂを配置しなければならないことは言うまでもない。

図１においては処理ＩＣ４０３を鉛材（Ｐｂ）のような放射線吸収材で覆った場合の例を示している。光電変換素子（基板４００）の周囲に実装された処理ＩＣ４０３において、Ｘ線の照射範囲がこの処理ＩＣ４０３の配置領域までに至らないのであれば鉛材４０６の必要はない。

さて、図１において、４０７は熱伝導率の大きい例えばシリコーン系のグリスに代表されるような良熱伝導材であり、前述の処理ＩＣ４０３やＰＣＢ上のＩＣやＰＣＢ本体に接触している構成となっている。熱伝導材４０７はさらに、前述のＸ線を吸収する放射線吸収材４０５または、Ｘ線を透過するＡｌのシャーシ１０１に接触している構成となっている。

このような構成にすることにより、非常に多くの画素情報を高速に処理するために不可欠なバイポーラトランジスタ主体のＩＣからの発熱を、熱伝導率の高いＰｂやＡｌの金属に放熱させることを可能にする。ＰＣＢに接触しているシリコーン系グリスはＰＣＢからの放熱にも寄与する。

ＰＣＢの配線材には、一般的には抵抗率の小さいＣｕが用いられ、Ｃｕは同時に熱伝導率においても優れている。従って、ＰＣＢ上でのＩＣの未実装領域ではできるだけＣｕのベタパターンを施しその上部にシリコーン系の放熱グリス配置し、他方をＰｂまたはＡｌに接触させることによりＩＣの熱をＰＣＢを介して放熱させることができる。

また、処理ＩＣ４０３やＰＣＢ上のＩＣからの発熱を、熱伝導率の高いシリコーン系の高い放熱用グリスなどの熱伝導材４０７を用いることなく、直接Ｐｂ板やＡｌのシャーシに接触することで放熱させることも可能である。シリコーン系グリスを用いた場合に比べいくぶん放熱の効果は薄らぐが、ＩＣの発熱の程度が小さい場合直接接触させることで放熱させても良い。もちろん、確実な熱伝導を考慮すると、グリスなどの熱伝導材を介することは望ましい。

また、同一のＸ線撮像装置内においてＩＣの発熱の程度によっては、一部をシリコーン系放熱グリスを介してＰｂ，Ａｌに放熱させ、一部をＰｂ，Ａｌに直接接触させてももちろんよい。

なお、Ａｌのシャーシには、放熱としての目的とＸ線透過させるという目的以外にも、前述の蛍光体、絶縁基板、ＩＣ実装付きＰＣＢ，Ｐｂの板などを機械的に支持するための目的を持たせて良いのはもちろんである。

また、熱伝導率の高い部材である熱伝導材４０７としては、シリコーン系グリスの他にも、カプトンやアルミニウムを基材にした放熱用接着テープなどを用いることもできる。

より詳細には、熱伝導率の高い部材４０７としては、シリコーン系グリースの他にも、放熱用シリコーンゴム、放熱用片面接着テープ、放熱用両面接着テープ、放熱用接着剤等の加熱部材を用いることもできる。

前記シリコーン系グリスを用いた放熱に関しては、安定的にＩＣとＰｂまたはＡｌを固定するためにＩＣをパッケージするＴＣＰ等とＰｂまたはＡｌとを機械的に支持するなどの放熱構造をとることもできる。

熱伝導性を高めるために、セラミックス系、たとえば酸化アルミニウム等の粒子を配合したシリコーン系グリスや放熱用シリコーンゴム、放熱用接着剤を好適に使用できる。また、強度を高めるために、ガラスクロスを配合した放熱用シリコーンゴムを好適に使用できる。

前記放熱用片面接着テープ、放熱用両面接着テープにはセラミックス系、たとえば酸化アルミニウム等、の粒子を含むアクリル系の感圧接着剤テープがあり、基剤にポリイミド系樹脂やアルミニウム、ガラスクロス等を用いたもの、基材のない粘着剤のみから形成されるもののいずれも使用することができる。

［実施例２］
図５は本発明における他の実施形態を示すＸ線撮像装置の断面構成図である。図１の内容と同一の部材については同一の符号を記している。図５においては、筐体であるＡｌのシャーシ部分の外部側表面とＸ線を遮蔽するためのＰｂ板の部分に、凹凸形状を意図的に形成されている。このような構成にすることにより、ＰＣＢ上のＩＣや処理ＩＣ４０３からの熱を、シリコーン系グリスや放熱用シリコーンゴム、放熱用片面接着テープ、放熱用両面接着テープ、放熱用接着剤等の熱伝導材を用いＰｂなどの放射線吸収材やＡｌなどのシャーシなどの放熱材に放熱する際、ＰｂやＡｌと周囲に存在する空気との接触面積が大きくなり、放熱の効率を向上させることができる。

本実施例における熱伝導材も前述した各種熱伝導材を含む熱伝導材から必要に応じて適宜選択し得るものである。

もちろん、熱伝導材は銅や燐青銅のような金属などの熱伝導性と弾性とを利用して、あるいは更に前述した熱伝導材とを組合せて良いのは云うまでもない。

また、放射線源（たとえばＸ線源）を含む光源から照射されるエネルギーを直接感知可能であれば上述の蛍光体は不要であるし、蛍光体以外の別の波長変換体を用いても良いことは云うまでもない。

加えて、Ｘ線のような高エネルギー照射によるＩＣなどの周辺回路の劣化、損傷を考慮する必要がない場合には、上述したＰｂなどの放射線吸収材を用いずとも良いものである。

本発明の光電変換装置の一例を説明するための模式的断面図である。Ｘ線撮像装置の一例を説明するための概略的構成図である。グリッドの一例を説明するための模式的部分断面斜視図である。グリッドの一例を説明するための模式的部分断面斜視図である。本発明の光電変換装置の一例を説明するための模式的断面図である。Ｘ線撮像装置の一例を説明するための概略的構成図である。光電変換装置の読取領域の一例を説明するための模式的平面図である。光電変換装置の読取領域の一例を説明するための模式的断面図である。光電変換素子の動作の一例を説明するための模式的エネルギーバンド図である。光電変換装置の概略的等価回路図である。光電変換装置を駆動するためのタイミングチャートである。２次元の読取部を有する光電変換装置の一例を説明するための概略的等価回路図である。光電変換装置を駆動するためのタイミングチャートである。光電変換装置の一例を示す模式的平面図である。

符号の説明

１００光電変換装置
１０１外部シャーシ
１０２シンチレータ（蛍光体）
４００絶縁基板
４０１光電変換素子
４０２スイッチング素子
４０３処理ＩＣ
４０６放射線吸収材
４０７熱伝導材
４１０保護膜

Claims

２次元に配された複数の画素を有する光電変換手段と、該光電変換手段からの電気信号を処理する集積回路が配されたフレキシブルケーブルと、該光電変換手段と該集積回路を内部に有する筐体とを有し、該フレキシブルケーブルは該筐体に固定されている光電変換装置。
前記筐体は、前記光電変換手段を保持する請求項１に記載の光電変換装置。
前記集積回路は前記フレキシブルケーブル上に配置される請求項１または２に記載の光電変換装置。
前記フレキシブルケーブルは、前記集積回路を介して前記筐体に固定されている請求項１から３のいずれか１項に記載の光電変換装置。
前記フレキシブルケーブルは、熱伝導材を介して前記筐体に固定されている請求項１から３のいずれか１項に記載の光電変換装置。
前記集積回路は、前記筐体に直接接している請求項１から５のいずれか１項に記載の光電変換装置。
前記集積回路は、熱伝導材を介して前記筐体に固定されている請求項１から５のいずれか１項に記載の光電変換装置。
前記光電変換手段の光入射側に波長変換体を有する請求項１から７のいずれか１項に記載の光電変換装置。
前記画素は光電変換素子とスイッチング素子を含み、前記光電変換手段は前記画素を複数有する有効画素エリアを絶縁性基板上に有し、前記集積回路は前記絶縁性基板上の前記有効画素エリアの周囲に実装され、前記画素の近傍に配置される請求項１から８のいずれか１項に記載の光電変換装置。