JPH10285464A

JPH10285464A - 光電変換装置

Info

Publication number: JPH10285464A
Application number: JP9089284A
Authority: JP
Inventors: Noriyuki Umibe; 紀之海部
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 1997-04-08
Filing date: 1997-04-08
Publication date: 1998-10-23
Anticipated expiration: 2017-04-08
Also published as: US6191411B1; JP3847889B2

Abstract

(57)【要約】【課題】ノイズの低減が困難。【解決手段】絶縁基体上に光電変換素子を複数個配置
したセンサ基体101,201および該センサ基体を駆動する
とともに該センサ基体からの信号を検出する駆動検出回
路102,202を有する光電変換部と、該光電変換部を制御
するコントロール部３とを含む光電変換装置において、
前記光電変換部の基準電位と前記コントロール部の基準
電位とを交流的に分離した。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は可視光もしくはＸ線
等の放射線により像を形成する光電変換装置に係り、た
とえばスチールカメラあるいは放射線撮像装置等の一次
元もしくは二次元の光電変換装置に好適に用いられる光
電変換装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来、写真といえば光学カメラと銀塩フ
ィルムを使用した銀塩写真が大半を占めていた。半導体
技術が発達しＣＣＤ型センサ、ＭＯＳ型センサで代表さ
れるＳｉ単結晶センサを用いた固体撮像素子を用いてビ
デオカムコーダのような動画の画像を撮影できる光電変
換装置が発達してきているものの、これら画像は画素数
においてもＳＮ比においても銀塩写真にはかなわず、静
止した画像を写し込むには銀塩写真を使うのが普通であ
った。

【０００３】これに対し近年、コンピュータによる画像
処理、電子ファイルによる保存、電子メールによる画像
の伝送の要求が高まり、銀塩写真画像に劣らないディジ
タル信号として出力する電子撮像装置が望まれている。
このことは一般の写真のみならず医療の分野でも同じこ
とがいえる。

【０００４】医療の分野において銀塩写真技術を使うも
のとしてＸ線写真が有名である。これはＸ線源から出た
Ｘ線を人体の患部に照射し、その透過の情報をもって、
例えば骨折や腫瘍の有無を判断するもので長い間医療の
診断に広く使われている。通常、患部を透過したＸ線は
一度蛍光体に入射させ可視光に変換しこれを銀塩フィル
ムに露光する。しかし、銀塩フィルムは感度がよく、ま
た解像度が高いという長所があるものの、現像に時間が
かかる、保存・管理に手間がかかる、遠隔地にすぐ送れ
ない、等の短所があり、先に述べたように銀塩写真画像
に劣らないディジタル信号として出力する電子Ｘ線撮像
装置が望まれている。この要望に対し絶縁基板上に水素
化アモルファスシリコン（以下、ａ−Ｓｉと記す）の光
電変換素子を用いた撮像素子を二次元に並べた大型セン
サを用いた光電変換装置の開発がされている。この種の
光電変換装置はおよそ一辺が３０〜５０ｃｍの絶縁基板
上にスパッタ装置や化学的気相堆積装置（ＣＶＤ装置）
等を使ってメタルやａ−Ｓｉを堆積しおよそ２０００×
２０００個の半導体ダイオードを形成しこれに逆バイア
スの電界を印加し、また同時に作り込んだ薄膜トランジ
スタ（以下、ＴＦＴと記す）によりこれら個々のダイオ
ードの逆方向に流れた電荷を個々に検知できるようにし
たものである。半導体のダイオードに逆方向の電界を印
加すると半導体層に入射した光量に応じた光電流が流れ
ることは広く知られておりこれを利用したものである。
単結晶の光電変換装置が小型のものしか形成できないの
に対し、前述したようにａ−Ｓｉは一辺３０〜５０ｃｍ
という大面積に光電変換素子を形成できるため人体の患
部と同程度の大きさの光電変換装置が可能で、よってレ
ンズ等を用いて縮小光学系を使わずとも蛍光体等を直接
撮像素子上に形成し蛍光体で発した光を高効率で利用で
きる特徴がある。また、蛍光体を使わずとも直接光電変
換素子内の層でＸ線を検知することも可能である。

【０００５】単結晶を用いた小型の光電変換装置で縮小
光学系を使って像を形成すると蛍光体が発した光の１０
００分の１程度しか利用できない。また、Ｘ線で人体を
観察する場合できるだけ弱いＸ線で診断することが求め
られる。よって光の利用効率の悪い縮小光学系を用いた
小型光電変換装置で医療用Ｘ線診断装置を実現するのは
困難であり、Ｘ線を高効率で利用でき高Ｓ／Ｎが得られ
る多数の光電変換素子を配置した大面積のセンサ基板を
用いて初めて望まれる医療用Ｘ線診断装置が可能であ
る。

【０００６】図７に従来の大面積のセンサ基板を用いた
医療用Ｘ線診断装置の断面模式図を示す。同図におい
て、１０１，２０１は絶縁基板上に複数の光電変換素子
を二次元的に複数個配置したセンサ基板であり、１０
２，２０２はセンサ基板１０１，２０１を駆動し、また
駆動の結果得られたセンサ基板の出力を検出する駆動検
出回路である。センサ基板１０１，２０１は基準電位の
配線を含む複数の配線群１０３，２０３により駆動検出
回路１０２，２０２から駆動制御され、また得られた出
力を駆動検出回路１０２，２０２に伝送する。図７に示
す装置においては、センサ基板１０１，２０１と駆動検
出回路１０２，２０２および配線群１０３，２０３によ
り２組の光電変換部を構成している。センサ基板１０
１，２０１の上部には詳しく図示していないが蛍光体が
形成されており上面方向から入射した人体等の内部構造
の情報を含んだＸ線を可視光に変換し光電変換部で電気
信号として検出される。これら２組の光電変換部はコン
トロール部３により制御されている。ここで言うコント
ロール部とはＣＰＵやメモリやＡ／Ｄ変換器等センサ基
板のライン読み出し走査やフレーム周期と同期を持たな
い信号を扱う回路を含みセンサの駆動に必要ではある
が、これら動作がセンサ動作にとってノイズ源となりや
すく、なるべく離しておきたい回路である。また、複数
の光電変換部に共通して使用するロジックや電位も供給
する。これに対し駆動検出回路とはセンサ内部に供給す
る電位を作成したり、内部スイッチの制御線をコントロ
ールしたり、微少なセンサ出力を増幅したりシリアル化
したりする直接光電変換素子の動作に影響する、なるべ
くセンサ基板の近傍に構成したい回路である。制御検出
線群６１，６２には光電変換部の制御ならびに検出に必
要な制御・検出線が含まれており、制御検出線群６１は
コントロール部３と外部を、また制御検出線群６２は駆
動検出回路１０２，２０２とを接続している。また、電
源配線群５１，５２，５３，５４および５６により外部
もしくはコントロール部３から電源が光電変換部の駆動
検出回路１０２，２０２に送られる。これら電源配線群
の中には装置全体の基準となる基準電位を各部に供給す
る基準電位線（以下、ＧＮＤ配線と記す）が含まれてい
る。５５は各配線群中のＧＮＤ配線で金属筐体４に接続
されている。金属筐体４は導電性の金属、例えば鉄で構
成され光電変換部ならびにコントロール部３を覆うよう
に形成されている。ただしセンサ基板１０１，２０１の
前面はＸ線（Ｘ）の入射を妨げないよう炭素繊維で編ま
れた炭素繊維板４１で形成され筐体の一部として機能し
ている。炭素繊維板４１は導電性があり電気的に金属筐
体４と接続されている。つまり、金属筐体４および炭素
繊維板４１により光電変換部およびコントロール部３は
周囲を導電性筐体で覆われていることになり、外部から
静電ノイズや電波ノイズに対して影響を受けにくくなっ
ている。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記従
来例では大面積のセンサ基板を用いているためＸ線を高
効率で利用できる反面、以下に説明するような問題点が
あった。

【０００８】第一の問題点はセンサ基板１０１，２０１
は大面積が故、導電性筐体との容量結合が非常に大き
く、もし導電性筐体がセンサ基板内の基準電位に対して
少しでも変動するとその影響を大きく受けてしまうこと
である。

【０００９】第二の問題点はノイズを受けやすい光電変
換素子が絶縁基板上に形成されているため浮遊容量が導
電性筐体との間に大きくもち他にはほとんどないことで
ある。半導体基板に形成されている単結晶光電変換素
子の場合は、浮遊容量が導電性筐体との間以外に事実上
導体として働く半導体基板との間に非常に大きな容量を
持つため、導体性筐体との浮遊容量は無視ができ導電性
筐体の電位が光電変換素子に対して変動してもその電流
は半導体基板内にほとんど流れ光電変換素子には影響し
にくい。また光電変換素子の各部の電位も半導体基板と
の容量が導電性筐体の容量より何倍も大きいため変動し
にくい。

【００１０】これに対して、絶縁基板上に形成された光
電変換素子は浮遊容量のほとんどが導体性筐体との間に
なるため導電性筐体の電位が変動するとその電流は光電
変換素子の出力電流に加わったり、各部の動きに影響を
及ぼす。もしくは導電性筐体の電位とともに光電変換素
子や各部の電位が導電性筐体の電位とともに変動する。
特に医療用Ｘ線診断装置の場合、なるべくＸ線源が点光
源でないボケの影響を小さくするためと被写体からでる
散乱Ｘ線のボケを小さくするため被写体とセンサ基板１
０１，２０１の距離をできる限り小さくすることが好ま
しいため先に説明した炭素繊維板４１とセンサ基板１０
１，２０１の距離は密着するほど小さい。そのため炭素
繊維板４１とセンサ基板１０１，２０１内の光電変換素
子との浮遊容量は大きくなってしまう。光電変換素子が
絶縁基板上に形成されセンサ基板１０１，２０１を構成
しているため、他の容量はほとんどなく、浮遊容量の全
ては炭素繊維板４１、つまり導電性筐体との間にできて
いると考えてよい。これも導電性筐体がセンサ基板内の
基準電位に対して少しでも変動するとその影響を大きく
受けてしまう理由である。

【００１１】第三の問題点は装置の形状が大きいため、
各部を接続する配線が長くなり理想的な配線として配線
が働かず抵抗を持ってしまうことにある。このことは配
線に電流が流れると配線内で電位差を持ってしまうこと
を示し、ノイズの原因になる。

【００１２】図８によりこれら問題点を詳細に説明す
る。図８は先に説明した図７の医療用Ｘ線診断装置の断
面模式図に問題となる容量、抵抗およびノイズを書き加
えたものである。図８において、図７と同様の各部につ
いては対応箇所に同一符号を付し説明を省略する。

【００１３】容量７１，７２はそれぞれセンサ基板１０
１，２０１の内部電位線と導電性筐体の一部である炭素
繊維板４１との容量である。Ｒ１，Ｒ２はそれぞれ配線
群５２，５１内のＧＮＤ配線の抵抗値を模式的に示して
いる。Ｒ３は金属筐体４の抵抗を模式的に示している。
その他の各部にも容量が、また配線群やＧＮＤ配線以外
にも抵抗が存在しているがここでは簡単化のため省略し
図示された容量、抵抗で説明する。９は大地の電位を模
式的に記号で表したもので使用環境の床や壁の電位であ
る。通常これら電位はシステム内の基準電位とは一致せ
ず、導電性筐体との間にある容量により導電性筐体の電
位に影響を与える。また電波や外部の装置から発する静
電ノイズによりさらにノイズ電位が加わる。これらを合
わせて図８中にノイズ電源８として示している。金属製
筐体４の電位はこのノイズ電源８の影響を小さくするた
めＧＮＤ配線５５により電気的に基準電位と接続されて
いる。

【００１４】光電変換部内の駆動検出回路にはロジック
回路やアナログアンプの動作により、またセンサ基板内
には各部の動作により消費電流が流れ、また、これら消
費電流は変動する。これら消費電流の一部は配線群内の
抵抗Ｒ１，Ｒ２に流れるためそれぞれの抵抗の両端に交
流的な電位差を生じ、図中Ｖｎ１，Ｖｎ２として示して
いる。金属筐体４はＧＮＤ配線５５により配線群５６中
の基準電位に接続されている。また、炭素繊維板４１は
金属筐体４と電気的に接続されているため金属筐体４と
同一電位になる。つまり、炭素繊維板４１の電位は配線
群５６内の基準電位になり、これに対して駆動検出回路
１０２内の基準電位はＶｎ１、駆動検出回路２０２は
（Ｖｎ１＋Ｖｎ２）だけずれることになる。そしてこれ
によりセンサ基板１０１内の基準電位は炭素繊維板４１
に対しＶｎ１の電位差を持ち、またセンサ基板２０１内
の基準電位は炭素繊維板４１に対して（Ｖｎ１＋Ｖｎ
２）の電位差を持つ。炭素繊維板４１とセンサ基板１０
１，２０１内の内部電位線との間には容量７１，７２が
あるため、交流的電位差Ｖｎ１や（Ｖｎ１＋Ｖｎ２）を
持てば交流電流が流れ、この電流がセンサ出力にノイズ
として影響する。またこの交流電流は容量や抵抗を介し
交流電位を生じこれがまた各部にノイズとして影響す
る。同一の導電性筐体内に複数のセンサ基板があるとさ
らにノイズが影響しやすい。それはこれらノイズの影響
を少なくするため導電性筐体の電位を決定する手段を工
夫し、電位を調整してもセンサ基板１０１の基準電位と
センサ基板２０１の基準電位との間に交流的な電位差Ｖ
ｎ２が存在するため導電性筐体（図８においては炭素繊
維板４１）の電位の影響は逃れられず、結果的にセンサ
出力にノイズとして影響する。この影響がセンサ基板を
貼り合わせて更なる大面積の光電変換装置を構成しＳ／
Ｎの高い性能を得るのが困難であった。実際にはこのほ
かにも金属筐体４の抵抗Ｒ３によりノイズ電源８の影響
が残ってしまったり、図示していない抵抗やインダクタ
や浮遊容量により複雑なノイズが発生する。このノイズ
は装置全体の検知能力、つまりＳＮ比といわれる感度を
低下させる要因になっている。これは医療の診断に非常
に悪影響を及ぼすものでこのノイズが原因で病巣を見落
としたら問題であることは言うまでもない。

【００１５】本発明の目的はこの問題点を解決し、ノイ
ズが少ない、つまり感度が高い光電変換装置を提供する
ことにある。

【００１６】

【課題を解決するための手段】本発明の光電変換装置
は、絶縁基体上に光電変換素子を複数個配置したセンサ
基体および該センサ基体を駆動するとともに該センサ基
体からの信号を検出する駆動検出回路を有する光電変換
部と、該光電変換部を制御するコントロール部とを含む
光電変換装置において、前記光電変換部の基準電位と前
記コントロール部の基準電位とを交流的に分離したこと
を特徴としている。

【００１７】

【発明の実施の形態】上記本発明によれば、光電変換部
の基準電位と前記コントロール部の基準電位とを交流的
に分離されているので、導電性筐体とセンサ基板内の基
準電位との間に交流的な電位差を持たず、その結果ノイ
ズが少ない、つまり感度が高い光電変換装置を提供する
ことができる。

【００１８】また、前記光電変換部と前記コントロール
部との制御および検出信号を伝送する伝送素子を含むこ
とにより、光電変換部とコントロール部とを交流的に分
離しつつ制御信号や検知信号を光電変換部とコントロー
ル部との間で伝送することもできる。

【００１９】以下、本発明の実施形態を図面に基づいて
詳細に説明する。図１は本発明に係る光電変換装置の断
面模式図、図２は図１において示した駆動検出回路１０
２、交流分離電源伝達部１０４、交流分離信号伝達部１
０５、コントロール部３の回路模式図である。これら図
において先に説明した図７と同様の各部は対応箇所に同
一符号を付している。

【００２０】図１中の１０１，２０１は絶縁基板上に複
数の光電変換素子を二次元的に複数個配置したセンサ基
板であり、およそ一辺が２０ｃｍの大面積の受光エリア
がある。絶縁基板としてガラス基板を用い、このガラス
基板上に薄膜技術を用い、スパッタ装置によるＡｌやＣ
ｒの金属薄膜の形成、ＣＶＤ装置による水素化アモルフ
ァスシリコン半導体層のｉ層、ｎ層、場合によってはｐ
層の堆積、また窒化シリコン（Ｓｉ_xＮ_y）による絶縁膜
層の堆積をすることにより光電変換素子やＴＦＴと呼ば
れる薄膜トランジスタやＭＩＳ型の容量を形成する。光
がセンサ基板に入射するとこれら光電変換素子に流れた
電流を直接出力したり、一旦容量に蓄積しＴＦＴにより
順次スイッチングすることにより容量の電位や流れ出る
電流を出力する。このときの電位は基板内に形成された
Ａｌ等の金属薄膜で得られた基準電位に対して出力した
り、また電流は基準電位の電極に流れる電流であったり
する。この基準電位が周囲の電位、本実施形態において
は炭素繊維板４１の電位と電位差があると浮遊容量を介
して電流が流れたり、基準電位の電極を対向電極に持つ
容量の電位が変動し、ノイズとして出力に影響する。

【００２１】１０２，２０２はセンサ基板１０１，２０
１内の電位を決定したりＴＦＴのスイッチングを制御し
て光電変換素子を駆動し、また駆動の結果得られたセン
サ基板の出力を検出する駆動検出回路である。センサ基
板１０１，２０１は基準電位の配線を含む複数の配線群
１０３，２０３により駆動検出回路１０２，２０２から
駆動制御され、また得られた出力を駆動検出回路１０
２，２０２に伝送する。配線群１０３，２０３には基準
電位を供給する基準電位線（以下、ＧＮＤ配線と記す）
の他にセンサ基板１０１，２０１を駆動するための駆動
信号線やセンサ基板１０１，２０１で検出された信号を
駆動検出回路１０２，２０２に伝送する信号線やセンサ
基板１０１，２０１にパワーを供給する電源線が含まれ
ている。本実施形態では図１に示すように、センサ基板
１０１，２０１と駆動検出回路１０２，２０２および配
線群１０３，２０３により２組の光電変換部を構成して
いる。本実施形態において、センサ基板１０１，２０１
の上部には詳しく図示していない蛍光体が形成されてお
り上面方向から入射した人体等の内部構造の情報を含ん
だＸ線（Ｘ）を可視光に変換し光電変換部で電気信号と
して検出することが可能な医療用のＸ線診断装置が構成
されている。

【００２２】これら２組の光電変換部はコントロール部
３により制御されるが、コントロール部３や外部からの
電源配線群５１，５２，５３，５４，５６は交流分離電
源伝達部１０４，２０４を介し配線群１０７，２０７に
パワーが伝達し、駆動検出回路１０２，２０２に供給す
る。また、コントロール部３からの駆動検出線群６０は
交流分離信号伝達部１０５，２０５を介し配線群１０
６，２０６に伝達され駆動検出回路１０２，２０２に駆
動信号が伝達される。また、検出信号は逆の経路により
駆動検出回路１０２，２０２から配線群１０６，２０６
により交流分離信号伝達部１０５，２０５を介し駆動検
出配線群６０に伝達されコントロール部３に伝えられ
る。このとき交流分離電源伝達部１０４，２０４や交流
分離信号伝達部１０５，２０５は電源のパワーや各種信
号は伝達するものの、コントロール部３と駆動検出回路
１０２，２０２との電位、特に基準電位は交流的に分離
する機能を持っている。電源配線群５１，５２，５３，
５４，５６には基準電位を供給する基準電位線（ＧＮＤ
配線）も含まれているが、これら配線は設計者の意図と
反して抵抗が０オームではなく例えば０．１オーム程度
持ってしまう。この抵抗は無い方がよいものの完全にな
くすのは困難である。図１において電源配線群５１と５
２のそれぞれのＧＮＤ配線に存在してしまう抵抗を模式
的にＲ２，Ｒ１と表している。他の配線群やＧＮＤ配線
以外にも抵抗は存在しているが図１においては省略して
いる。５５は各配線群中のＧＮＤ配線で金属筐体４に接
続されている。金属筐体４は導電性の金属、例えば鉄で
構成され光電変換部ならびにコントロール部３を覆うよ
うに形成されている。ただしセンサ基板１０１，２０１
の前面はＸ線（Ｘ）の入射を妨げないよう炭素繊維で編
まれた炭素繊維板４１で形成され筐体の一部として機能
している。この炭素繊維板４１は得られる像のボケを小
さくするためセンサ基板１０１，２０１に図示していな
い蛍光体を挟んで密着させている（図１では図の都合上
空間があるように記載してあるが実際には密着させ
る。）。炭素繊維板４１は導電性があり電気的に金属筐
体４と接続されている。つまり、金属筐体４および炭素
繊維板４１により光電変換部およびコントロール部３は
周囲を導電性筐体で覆われていることになり、外部から
大地９に対して静電ノイズ８や電波ノイズに対して影響
を受けにくくなっている。金属筐体４は抵抗が０オーム
が好ましいが、実際には抵抗を持ってしまいこれをＲ３
で示している。炭素繊維板４１とセンサ基板１０１，２
０１の間には、センサ基板１０１，２０１が一辺が２０
ｃｍと大面積なため容量７１，７２を持つ。センサ基板
１０１，２０１が大面積なためと、密着しているために
この容量は大きく、またセンサ基板１０１，２０１が絶
縁基板上に光電変換素子を形成しているため、光電変換
素子の各部の浮遊容量のほとんどがこの容量になる。

【００２３】図２に交流分離電源伝達部１０４と交流分
離信号伝達部１０５の構成と駆動検出回路１０２、コン
トロール部３の構成の一部を模式的に示す。コントロー
ル部３内の基準電位（ここではＧＮＤ電位）を３０で示
し、コントロール部３内の回路は全てこの電位を基準に
動作している。３１は駆動検出回路１０２に送るパワー
の電源を示したもので、実際には外部から供給されるも
のではあるが、３１の記号を持って模式的に示してあ
る。３２は駆動検出回路１０２に伝送されるパルス源を
模式的に示したもので実際には複雑なロジックＩＣ等で
作られる。３３は駆動検出回路１０２から伝送されてき
た検知信号を受けている差動アンプを示している。駆動
検出回路１０２内の基準電位（ＧＮＤ電位）を１０２０
で示し、駆動検出回路１０２内の回路は全てこの電位を
基準に動作している。また、この基準電位はセンサ基板
１０１にも接続されているので光電変換部の基準電位で
もある。１０２１は電源端子であり駆動検出回路１０２
内の回路はこの電源端子からパワーを受け動作してい
る。１０２２はロジック回路を模式的に示し、コントロ
ール部３から伝送された駆動信号に適当な処理を施しセ
ンサ基板を駆動する信号を作っている。１０２３はセン
サ基板で検出された信号に適当な処理を施しコントロー
ル部３に伝送する処理アンプを模式的に示している。交
流分離電源伝達部１０４内の１０４１は同相トランスで
巻き数を１対１で極性を管理してある。ここでこの同相
トランス１０４１について動作を説明する。

【００２４】まず直流的にはＡ−Ｃ間およびＢ−Ｄ間は
接続されておりＡ−Ｃ間の電位差は０およびＢ−Ｄの電
位差は０になる。このことはＡ−Ｂ間の電位差はＣ−Ｄ
間の電位差でもあることを意味する。

【００２５】つぎに交流的にはトランスの性質上Ａ−Ｃ
間の電位差はそのままＢ−Ｄ間の電位差になる。このこ
とはＡ−Ｂ間の電位差はＣ−Ｄ間の電位差でもあること
を意味する。

【００２６】つまり、直流的にも交流的にもＡ−Ｂ間の
電位差はＣ−Ｄ間の電位差になる。これはＡ−Ｂ間の入
力電位は正確にＣ−Ｄ間の出力として伝達されることを
示す。しかし、交流的にはＢ−Ｄ間は電位が自由であ
り、これは交流的に基準電位が分離されていることを示
す。

【００２７】したがって、コントロール部３内の電源３
１が５Ｖだとすると、駆動検出部１０２の基準電源１０
２０と電源端子１０２１との電位差は５Ｖが保たれる。
しかし、コントロール部３内の基準電源３０と駆動検出
部１０２内の基準電源１０２０は交流的に自由と言うこ
とになる。

【００２８】交流分離信号伝達部１０５内の１０５２も
同相トランスであり、同相トランス１０４１と同じ動作
をする。つまり、コントロール部３内の駆動信号は正確
に駆動検出回路１０２に伝送されるが、交流的に基準電
位３０および１０２０は分離している。また、交流分離
信号伝達部１０５内の１０５１も同相トランスであり、
同相トランス１０４１と同じ動作をする。つまり、駆動
検出回路１０２の検出信号は正確にコントロール部３内
に伝送されるが、交流的に基準電位３０および１０２０
は分離している。

【００２９】ここまで説明を簡単にするために、電源を
３１のみ、パルス源を３２のみ、差動アンプを３３の
み、それぞれ１つずつで説明したが、実際の装置ではそ
れぞれ複数個持ち、それぞれに同相トランスを使用して
いる。しかし、複数個の電源や信号を伝送しても全てに
同相トランスを使用していれば、コントロール部３の基
準電源と駆動検出部１０２の基準電源、すなわち光電変
換部の基準電源は交流的に分離されていることになる。

【００３０】交流分離電源伝達部２０４、交流分離信号
伝達部２０５および駆動検出回路２０２の構成も、交流
分離電源伝達部１０４、交流分離信号伝達部１０５およ
び駆動検出回路１０２と同等に構成されており、同等の
動作をしている。

【００３１】ここで図１により装置全体の基準電源の動
きとそれによるノイズの影響について説明する。配線群
中の基準電源供給配線には必ず抵抗がありこれをＲ１，
Ｒ２として示している。光電変換部内の駆動検出回路に
はロジック回路やアナログアンプの動作により、またセ
ンサ基板内には各部の動作により消費電流が流れ、ま
た、これら消費電流は変動する。これら消費電流の一部
は配線群内の抵抗Ｒ１，Ｒ２に流れるためそれぞれの抵
抗の両端に交流的な電位差を生じる。これによりコント
ロール部３近傍の配線群５６内の基準電源に接続された
ＧＮＤ配線５５の電位、すなわちこのＧＮＤ配線５５と
接続された金属筐体４、および炭素繊維板４１の電位と
交流分離電源伝達部１０４，２０４の入り口の電位とは
交流的な電位差を持つ。しかし、先に説明したように交
流分離電源伝達部１０４，２０４と交流分離信号伝達部
１０５，２０５によりコントロール側とそれぞれの光電
変換部とは基準電位が交流的に分離され、光電変換部は
コントロール部側より配線を通して交流的電位を決定さ
れることはない。これに対し炭素繊維板４１とセンサ基
板１０１および２０１の間には容量７１，７２があり交
流的に接続されている。このことよりセンサ基板１０１
や２０１の電位は炭素繊維板４１と交流的に同電位にな
ることは明らかである。つまり導電性筐体の一部である
炭素繊維板４１と光電変換部の基準電位とが交流的に同
電位になることを示している。また、容量７１や７２を
介してセンサ電流にノイズ電流が流れ込むこともない。
もし流れ込むなら流れ出る経路が必要だが、光電変換部
は交流分離電源伝達部１０４，２０４と交流分離信号伝
達部１０５，２０５により交流的に分離されているため
流れ出る経路は存在しない。このことは炭素繊維板４１
よりノイズ電流が流れ込まないことを示している。ま
た、このことは、金属筐体４が持つ抵抗成分Ｒ３により
静電ノイズ８の影響が完全に取り除かれなくてもセンサ
基板１０１や２０１に密着している炭素繊維板４１がセ
ンサ基板１０１，２０１と交流的に同電位であるため結
果的に炭素繊維板４１により電圧的なノイズや電流的な
ノイズを受けることがない。つまり、図示されていない
他の配線中の抵抗や周辺の床や壁や近傍の装置から受け
る静電ノイズもセンサの出力に影響を与えない。これに
より本実施形態における光電変換装置により大面積のセ
ンサ基板を使用していながら導電性筐体に対する浮遊容
量の影響や絶縁基板上に光電変換素子を作り込むことに
よるノイズに弱い特性や大面積がゆえ配線が長く配線に
抵抗を持ってしまう影響を受けない検知能力の高い、す
なわちＳ／Ｎの高い医療用Ｘ線診断装置が提供できる。
また、同一導電性筐体内に複数の光電変換部があっても
各光電変換部の基準電位は交流的な電位差を持たず導電
性筐体と交流的に同電位になるため、複数のセンサ基板
による悪影響でＳ／Ｎを低下することもなく、複数のセ
ンサ基板を貼り合わせることにより更なる大面積の光電
変換装置を提供できる。［他の実施形態］図３は本発明の他の実施形態における
光電変換装置の駆動検出回路１０２、コントロール部
３、交流分離電源伝達部１０４および交流分離信号伝達
部１０５の構成を示すである。図２と同一構成の部分に
は同一符号を付している。図３においては交流分離電源
伝達部１０４と交流分離信号伝達部１０５内のトランス
が図２のそれと９０度回転関係にあり、それぞれ１０４
２，１０５４および１０５３として示している。交流分
離電源部１０４内のトランス１０４２で動作を説明す
る。トランスの特性上交流的なＣ−Ａ間の電位はそのま
まＤ−Ｂ間に伝送できる。またＡ−Ｂ間およびＣ−Ｄ間
は交流的にも直流的にも分離している。図２と異なると
ころは直流的にも分離しているところあり、よって直流
電位は伝送できない。よってコントロール部３内の電源
３４は交流電源になっており、これをトランス１０４２
により伝送し、駆動検出回路１０２では整流することに
より直流電源のパワーを得ている。直流を伝送できない
ことは交流分離信号伝達部１０５内のトランス１０５４
も同じでセンサ駆動用のパルス源３２は直流を伝送しな
くともよいように工夫する必要がある。例えばバイフェ
ーズによるパルス変調をすればよい。バイフェーズによ
るパルス変調とはディジタル信号の伝送に一般的に使わ
れる手法で、直流を含むディジタル信号を直流を含まな
い交流のみで伝送する方法である。コントロール部３内
でのロジックの基本となる最高周波数のクロック信号
（いわゆる基本クロック）と伝送したい信号とを排他的
論理和、いわゆるエクスクルーシブ・オア（ＥＸＯＲ）
をとり、変調とし、駆動検出回路１０２内では同じよう
に基本クロックとエクスクルーシブ・オアをとり復調す
る方法である。同様にセンサ検出信号もトランス１０５
３により伝送をするがこれも変調をかけたり、基準出力
のタイミングで直流を再生すればよい。本実施形態にお
いても先の実施形態と同様にコントロール部３内の基準
電位３０と駆動検出回路１０２内の基準電位とは交流的
に分離しているためノイズに対しての効果は同一であ
る。この例ではさらに直流的にも分離しているため、何
らかの理由で光電変換部とコントロール部とに直流的に
電位差を持たせたい場合に有効である。これは荷電粒子
による蛍光体の発光を検出したいときにセンサ基板電位
が上昇してもコントロール部に影響を及ぼさない等の利
点がある。

【００３２】図４にさらに別の実施形態における光電変
換装置の駆動検出回路１０２、コントロール部３、交流
分離電源伝達部１０４および交流分離信号伝達部１０５
の構成である。図２と同一構成の部分には同一符号を付
している。図４においては交流分離信号伝達部１０５に
はＬＥＤとフォトトランジスタによる光結合素子（フォ
トカプラ）を使っている。Ｒ４はフォトトランジスタに
バイアスを供給する抵抗であり、Ｒ３とＲ５はＬＥＤに
電流を制御する制限抵抗である。また３６はフォトトラ
ンジスタにバイアスを与える電源であり、３５はフォト
トランジスタに流れる電流を検出する電流−電圧変換回
路である。この実施形態における交流分離信号伝達部１
０５は直流、交流を含む信号を伝達でき、また、基準電
位の分離は直流、交流とも行っている。ただし、パワー
を光結合素子で伝送するのは効率が悪いためこの実施形
態における交流分離電源伝達部１０４には同相トランス
１０４１を使用している。そのかわり電源３１をコント
ロール部３内の基準電位と接続していないため、コント
ロール部３内の基準電位と駆動検出回路１０２内の基準
電位は交流的にも直流的にも分離している。ただし、光
結合素子によるパワーの伝送も不可能ではないため、完
全に直流、交流ともに分離したければ交流分離電源伝達
部１０４にも光結合素子を使えばよい。本実施形態にお
いても先の実施形態と同様にコントロール部３内の基準
電位３０と駆動検出回路１０２内の基準電位とは交流的
に分離しているためノイズに対しての効果は同一であ
る。この例ではさらに直流的にも分離しているため先に
述べた何らかの理由で光電変換部とコントロール部とに
直流的に電位差を持たせたい場合に有効である。さらに
信号は直流的にも交流的にも伝送しているため変調等の
複雑な回路は必要ない。

【００３３】図５にさらに別の実施形態を示す。本実施
形態において図１と同様な部分については同一の符号を
付し説明を省略する。図１と異なる点は容量１０８と２
０８により金属筐体４と光電変換部内の配線群１０３お
よび２０３内の基準電位とを結合した点である。これに
よりセンサ基板１０１および２０１内の基準電位と導電
性筐体の電位とがより一層確実なものとなりさらにノイ
ズに対して強くなっている。またこの例では配線群５６
内の基準電位と金属筐体４との接続を行っていない。外
部からの静電ノイズよりコントロール部３近傍での基準
配線の変動のノイズの影響を小さくするのに有効な方法
である。

【００３４】さらに図６に別の実施形態を示す。この例
では配線１０９と２０９により光電変換部の基準電位と
金属筐体４とを完全に同一電位にしたものである。これ
によりセンサ基板１０１および２０１内の基準電位と導
電性筐体の電位とが完全に一致しさらにノイズに対して
強くなっている。さらに配線５７により大地９と接続し
たことにより、例えば静電気による放電等で金属筐体４
に瞬間的に電荷が加わっても光電変換部に電流を流さず
大地に逃がす経路を確保している。

【００３５】ここまで説明に使っていた交流的な分離に
ついて補足する。実施の動作について低周波に至るまで
完全な交流的な分離は困難であり、ここでは対象とする
ノイズの周波数を分離できれば効果が生まれる。つま
り、２次元の光電変換装置で１秒に３０フレームで像を
読み取り、１フレームは５００ラインであるとすると１
秒に１５０００ライン読み取ることになる。ここでライ
ン間のノイズを対象にノイズを減ずるには１５０００ヘ
ルツ以上つまり１５ｋＨｚ以上の信号が分離できれば効
果がある。これに対しフレーム間でのゆらぎのノイズを
対象にノイズを減ずるには３０ヘルツ以上を分離できる
交流分離電源伝達部と交流分離信号伝達部を用意すれば
よい。

【００３６】

【発明の効果】以上説明したように、本発明によれば、
絶縁基体上に光電変換素子を複数個配置したセンサ基体
および該センサ基体を駆動するとともに該センサ基体か
らの信号を検出する駆動検出回路を有する光電変換部
と、該光電変換部を制御するコントロール部とを含む光
電変換装置において、前記光電変換部の基準電位と前記
コントロール部の基準電位とを交流的に分離することに
より、検知能力の高い、すなわちＳ／Ｎの高い光電変換
装置が提供できる。また、装置内の光電変換素子で直
接、もしくは蛍光体で光に変換することで放射線、特に
Ｘ線を検知すれば高性能の医療用Ｘ線診断装置が提供で
きる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明に係る光電変換装置の断面模式図であ
る。

【図２】図１において示した駆動検出回路、交流分離電
源伝達部、交流分離信号伝達部、コントロール部の回路
模式図である。

【図３】本発明の他の実施形態を示す回路模式図であ
る。

【図４】本発明の別の実施形態を示す回路模式図であ
る。

【図５】本発明の別の実施形態を示す断面模式図であ
る。

【図６】本発明の別の実施形態を示す断面模式図であ
る。

【図７】従来の大面積のセンサ基板を用いた医療用Ｘ線
診断装置の断面模式図である。

【図８】図７の医療用Ｘ線診断装置に容量、抵抗および
ノイズを書き加えた断面模式図である。

【符号の説明】

１０１，２０１センサ基板１０２，２０２駆動検出回路１０３，２０３配線群１０４，２０４交流分離電源伝達部１０５，２０５交流分離信号伝達部１０６，２０６配線群１０７，２０７配線群３コントロール部４金属筺体４１炭素繊維板５１，５２，５３，５４，５６電源配線群６０駆動検出線群

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】絶縁基体上に光電変換素子を複数個配置
したセンサ基体および該センサ基体を駆動するとともに
該センサ基体からの信号を検出する駆動検出回路を有す
る光電変換部と、該光電変換部を制御するコントロール
部とを含む光電変換装置において、前記光電変換部の基準電位と前記コントロール部の基準
電位とを交流的に分離したことを特徴とする光電変換装
置。
【請求項２】少なくとも前記光電変換部を導電性筺体
内に配置したことを特徴とする請求項１に記載の光電変
換装置。
【請求項３】前記光電変換部は複数であることを特徴
とする請求項１または請求項２に記載の光電変換装置。
【請求項４】前記光電変換部と前記コントロール部と
の間に、前記光電変換部の基準電位と前記コントロール
部の基準電位とを交流的に分離しつつ制御信号および検
出信号を伝送する伝送素子を含むことを特徴とする請求
項１〜３のいずれかの請求項に記載の光電変換装置。
【請求項５】前記伝送素子はトランス素子であること
を特徴とする請求項４に記載の光電変換装置。
【請求項６】前記伝送素子は光結合素子であることを
特徴とする請求項４に記載の光電変換装置。
【請求項７】前記光電変換部の基準電位と前記導電性
筐体の電位とを交流的に接続したことを特徴とする請求
項２〜６のいずれかの請求項に記載の光電変換装置。
【請求項８】前記光電変換部の基準電位と前記導電性
筐体の電位とを直流的に接続したことを特徴とする請求
項２〜６のいずれかの請求項に記載の光電変換装置。
【請求項９】前記導電性筐体の電位と外部の基準電位
とを直流的に接続したことを特徴とする請求項２〜８の
いずれかの請求項に記載の光電変換装置。
【請求項１０】前記光電変換部の基準電位と前記コン
トロール部の基準電位とを交流的に分離するとともに直
流的にも分離したことを特徴とする請求項１〜９のいず
れかの請求項に記載の光電変換装置。
【請求項１１】前記光電変換素子は放射線を検知可能
な素子であることを特徴とする請求項１〜１０のいずれ
かの請求項に記載の光電変換装置。
【請求項１２】前記光電変換部内の前記センサ基体上
に放射線を光に変換する蛍光体を配置したことを特徴と
する請求項１〜１１のいずれかの請求項に記載の光電変
換装置。