(57)【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、該光電変換部と配線を介して接続され該光電変換部を制御するコントロール部と、前記光電変換部上に配置された放射線の入射を妨げない導電性板を少なくとも有して前記光電変換部と前記コントロール部を覆い、前記コントロール部の基準電位に接続された電位を有する導電性筐体と、を含む光電変換装置において、
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が配置されている、または前記光電変換素子が放射線を検知可能な素子であり、
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前記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光電変換装置。
【請求項２】
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に記載の光電変換装置。
【請求項３】
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１または請求項２に記載の光電変換装置。
【請求項４】
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１または請求項２に記載の光電変換装置。
【請求項５】
前記光電変換部の基準電位と前記導電性筐体の前記電位とを交流的に接続したことを特徴とする請求項１〜４のいずれかの請求項に記載の光電変換装置。
【請求項６】
前記光電変換部の基準電位と前記導電性筐体の前記電位とを直流的に接続したことを特徴とする請求項１〜４のいずれかの請求項に記載の光電変換装置。
【請求項７】
前記導電性筐体の前記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１〜６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１〜７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１〜８のいずれかの請求項に記載の光電変換装置。
【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１０００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、１０２，２０２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１０１，２０１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１０１，２０１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１０１，２０１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１０１，２０１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＋Ｖｎ２）の電位差を持つ。炭素繊維板４１とセンサ基板１０１，２０１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Ｖｎ２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、該光電変換部と配線を介して接続され該光電変換部を制御するコントロール部と、前記光電変換部上に配置された放射線の入射を妨げない導電性板を少なくとも有して前記光電変換部と前記コントロール部を覆い、前記コントロール部の基準電位に接続された電位を有する導電性筐体と、を含む光電変換装置において、
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が配置されている、または前記光電変換素子が放射線を検知可能な素子であり、
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前記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１０２、交流分離電源伝達部１０４、交流分離信号伝達部１０５、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Ｃｒ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（ＳｉxＮy）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１０１，２０１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１０２，２０２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１０６，２０６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５２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１０１，２０１の間には、センサ基板１０１，２０１が一辺が２０ｃｍ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３１が５Ｖだとすると、駆動検出部１０２の基準電源１０２０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１０４２，１０５４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１０５３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１０５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２０８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
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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