JP4809999B2

JP4809999B2 - Radiation imaging apparatus and radiation imaging system

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Publication number: JP4809999B2
Application number: JP2001157271A
Authority: JP
Inventors: 修結城; 紀之海部; 和昭田代
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 2001-05-25
Filing date: 2001-05-25
Publication date: 2011-11-09
Anticipated expiration: 2021-05-25
Also published as: JP2002345797A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は放射線撮像装置及び放射線撮像システムに係わり、特に放射線を被写体に放出する放射線発生源と、該被写体からの放射線を光信号に変換する変換体と、該光信号を電気信号に変換する撮像素子とを備えた放射線撮像装置及び放射線撮像システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、他の分野と同様に医療分野においても電子化、デジタル化が進み、フィルムを使ったレントゲン写真の変わりに撮影後すぐに電子化できるＸ線撮像装置の開発が進んでいる。さらに、Ｘ線撮像装置において静止画のみならず、心臓等の動く被写体のＸ線像を検出することも望まれている。
【０００３】
従来のＸ線撮像装置としては、例えばイメージ・インテンシ・ファイア（Ｉ．Ｉ）とＣＣＤとを組み合わせたものが使われている。しかし、画像の歪みやハレーションによるコントラスト低下の問題で良好な画像が得られない。また形状が大きく重量が重いため使いにくく、特に手術中の使用においては使いにくかった。
【０００４】
これに代わって、撮像素子にＣｓＩ等のシンチレータを貼り合わせた薄型、大面積のＸ線撮像装置が研究されている。撮像素子としては一般にＣＣＤセンサ、ＣＭＯＳセンサが知られている。
【０００５】
撮像素子としてＣＣＤセンサを用いた場合には、ＣＣＤは原理上、面積に比例した消費電流が必要で大面積化に適さず、特に動画を撮ろうとする場合には電源を長く入れ続けなければならないので、大面積のＸ線撮像装置の実現が困難である。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
図１３に従来のＣＭＯＳ型撮像素子の各画素を構成する画素部の構成図を示す。４０１は光電変換をするフォトダイオード（ＰＤ）、４０４はフォトダイオード４０１に蓄積された電荷をリセットするＭＯＳトランジスタ（画素リセットスイッチ）、４０６はフォトダイオードが生成した電荷を垂直転送線（出力線）５０５に転送するソース・フォロワ・アンプとして機能する増幅ＭＯＳトランジスタ（画素アンプ）である。行選択ＭＯＳトランジスタ４０５は撮像信号を読み出す画素の行選択をおこなう（行選択スイッチ）。列選択ＭＯＳトランジスタ５０６は行選択で読み出された撮像信号を列毎に選択する（列選択スイッチ）。そして、列選択で読み出された撮像信号を撮像素子外部へ供給するバッファとしてアンプ５０８がある。増幅ＭＯＳトランジスタ４０６、行選択ＭＯＳトランジスタ４０５は出力手段を構成する。
【０００７】
なお、画素リセットスイッチ４０４のゲートは垂直シフトレジスタ５０１からのリセットパルス５０３に接続され、行選択スイッチ４０５のゲートは垂直走査回路たる垂直シフトレジスタ５０１からの行選択パルス５０４に接続され、列選択スイッチ５０６のゲートは水平シフトレジスタ５０７に接続されている。
【０００８】
次に、図１４を参照しながら、上記、撮像素子の駆動タイミングを説明する。
なお、Ｘ線は連続で照射されている。
【０００９】
先ず、被写体撮像のための露光時間を経て、Ｔ４で行選択パルス５０４−１がハイレベルになることで該当行の行選択ＭＯＳトランジスタ４０５群がオンとなり、増幅アンプ４０６を介して垂直転送線５０５に撮像信号が読み出される。こうして読み出された１行分の撮像信号は、水平シフトレジスタ５０７により列選択パルス５０９−１，５０９−２，５０９−３が順次オンになることでアンプ５０８を介して撮像素子の外部へ読み出される。その後、Ｔ１でリセットパルス５０３−１がハイレベルになり、１行目のリセットＭＯＳトランジスタ４０４群がオンになることで、該当行のフォトダイオード４０１に蓄積された電荷が所定のレベルにリセットされる。なお、１行目の露光期間は、前回読み出し時のリセットパルス５０３−１の完了（不図示）から行選択パルス５０４−１の完了Ｔ４まで（読み出し時のリセットパルス５０３−１の完了Ｔ１から行選択パルス５０４−１の完了Ｔ４′までの期間と同じ長さの期間）となる。
【００１０】
次の行の行選択パルス５０４−２による垂直転送線５０５へ撮像信号の読み出しは、前行の列選択パルス５０９が完了した後、即ち、Ｔ７以降に行わなければならない。また、２行目の露光期間は前回読み出し時のリセットパルス５０３−２の完了（不図示）からＴ５の行選択パルス５０４−２の完了まで（読み出し時のリセットパルス５０３−２の完了Ｔ２から行選択パルス５０４−１の完了Ｔ５′までの期間と同じ長さの期間）となる。このため、２行目のフォトダイオードのリセットは、前行のＴ１でのリセットパルスより遅れたＴ２でリセットパルス５０３−２がハイレベルにされリセットＭＯＳトランジスタ群がオンとなることで実行される。リセット後の読み出しシーケンスは１行目と同様である。
【００１１】
３行目の画素リセットは、さらにＴ２より遅れたＴ３からのリセットパルス５０３−３で行われる。この場合の露光期間はリセットパルス５０３−３の完了Ｔ３″からＴ６の行選択パルス５０４−３の完了までとなる。
【００１２】
したがって、この撮像素子による画像の露光は、１ライン毎に時間が遅れたものとなる。この結果、動く被写体では実時間とのずれが生じる。
【００１３】
さらに、線順次走査における撮像素子間の動画の時間ずれを説明するために、上記の撮像素子を９個用いて大版構成した例を図１５に示す。
【００１４】
ここで、１００，１１０，１２０，１３０，１４０，１５０，１６０，１７０，１８０は、上記構成の線順次走査をおこなう撮像素子である。１０１〜１０３は撮像素子１００の走査線，１１１〜１１３は撮像素子１１０の走査線，１２１〜１２３は撮像素子１２０の走査線，１３１〜１３３は撮像素子１３０の走査線，１４１〜１４３は撮像素子１４０の走査線，１５１〜１５３は撮像素子１５０の走査線，１６１〜１６３は撮像素子１６０の走査線，１７１〜１７３は撮像素子１７０の走査線，１８１〜１８３は撮像素子１８０の走査線を示している。なお矢印は撮像信号の読み出し方向を示している。なお、撮像のための露光は、撮像素子１００，１１０，１２０，１３０，１４０，１５０，１６０，１７０，１８０の１番目の走査線（撮像素子１００では走査線１０１に相当）から、９個同時に開始される。
【００１５】
これら撮像素子内の走査では、上記したように、1番目の走査線の撮像露光時間から最後の走査線までの間で撮像露光タイミングのずれが生じる。例えば、撮像素子１００では走査線１０２の撮像露光タイミングは走査線１０１の撮像露光タイミングより遅れており、走査線１０３の撮像露光タイミングは走査線１０１の撮像露光タイミングより略１フレーム時間遅れている。従って、動く被写体を撮像する撮像素子内の走査線間で生じる露光の時間ずれが画像に影響する。
【００１６】
さらに、上記構成の撮像素子１３０の走査線１３１と撮像素子１００の走査線１０３とは、略１フレーム時間の違いが生じるため、動く被写体を撮像する場合に撮像素子１００と１３０間の貼り合わせ部分の動画像の繋がりが不自然となる。もちろん、撮像素子１３０と撮像素子１６０，撮像素子１１０と撮像素子１４０，撮像素子１４０と撮像素子１７０，撮像素子１２０と撮像素子１５０，撮像素子１５０と撮像素子１８０の境界においても動画像が不自然と成る。
【００１７】
上述したように、貼りあわせで大版化が可能なＣＭＯＳ撮像素子は、通常、線順次走査をおこなうため動く被写体に対し時間ずれを生じる。この時間ずれは特に撮像素子間の境界で顕著となる。
【００１８】
【課題を解決するための手段】
本発明の放射線撮像装置は、放射線をパルス状に断続的に被写体に放出する放射線発生源と、該被写体からの放射線を光に変換するシンチレータと、該光を電気信号に変換して該電気信号に基づく信号を出力する撮像素子とを備え、前記撮像素子は、複数の画素を行及び列に複数配して構成され、列ごとに配された出力線に前記画素から前記信号を出力してなる放射線撮像装置において、前記画素は、前記シンチレータによって変換された光を電気信号に変換するフォトダイオードと、前記フォトダイオードをリセットするリセットトランジスタと、前記フォトダイオードによって変換された電気信号を増幅する増幅トランジスタと、前記増幅トランジスタの定電流源への接続及び非接続を制御する制御トランジスタと、一端が前記増幅トランジスタに結合され他端がクランプ電位の供給を制御するトランジスタに結合されたクランプ容量を有して前記リセットトランジスタが前記フォトダイオードをリセットする際に生じるノイズを除去するためのクランプ回路と、第１トランジスタと第１容量とを有して前記第１トランジスタをオンすることにより前記増幅トランジスタによって増幅された電気信号を前記第１容量に蓄積するための第１サンプルホールド回路と、第２トランジスタと第２容量とを有して前記第２トランジスタをオンすることにより前記クランプ電位に基づく電気信号を前記第２容量に蓄積するための第２サンプルホールド回路と、を有し、全画素で同時に前記第２容量に前記クランプ電位に基づく電気信号が蓄積されて前記制御トランジスタによる前記増幅トランジスタと前記定電流源とが非接続となった後から該リセットトランジスタによる全ての画素のフォトダイオードのリセットを一括して開始するまでの期間に、前記放射線発生源はパルス状の前記放射線を放出することを特徴とする。
【００２１】
【実施例】
以下、本発明の実施例について図面を用いて詳細に説明する。なお、以下の説明ではＸ線等の放射線を検出する放射線撮像装置を取りあげて説明する。
【００２２】
（第１実施例）
図１は本発明による放射線撮像装置の構成を示すブロック図である。図２は水平、垂直シフトレジスタなどの周辺回路を有効画素エリアの中に作りこんだ撮像素子構成を示すブロック図である。図３は有効エリア内の画素およびシフトレジスタ、保護回路、外部端子などのレイアウト関係を示す図である。図４は該撮像素子を９個貼りあわせた撮像装置を説明するための図、図５は画素部の駆動タイミングを示す図である。
【００２３】
図１に示すように、被写体２の動画像を得る場合は、パルスＸ線発生器１からＸ線を発生させ、被写体２を透過したＸ線がシンチレータ３によって可視光等の光に変換される。この光を５個以上の撮像素子で構成された撮像装置４で電気信号に変換する。アナログ量の電気信号はＡ／Ｄ変換器５によりデジタル信号に変換された後、動画像を複数フレーム蓄積する記憶装置６に蓄積される。なお、画像の表示には、透過画像処理部１０とＤ／Ａ変換器１１が用いられる。詳しくは、Ａ／Ｄ変換後のリアルタイム透過データ、または、記憶後透過データが透過画像処理部１０で画像処理された後にデジタル／アナログ信号変換され透過画像モニタ１２に表示される。なお、パルスＸ線発生器１、撮像装置４の各撮像素子、および、透過画像処理装置１０の制御はコントローラ７が行っている。このコントローラ７への入力操作には、操作装置９、および、操作モニタ８が用いられる。なお、本発明の撮像装置を構成する個別の撮像素子は図１３に示した構成と同じである。
【００２４】
Ｘ線発生器１は、図５のタイミングチャートに示されるように、パルス状に断続的にＸ線を放射し、画素リセット後から光電変換手段となるフォトダイオード（ＰＤ）で信号電荷が蓄積完了となるまでの期間で、コントローラ７より設定された期間のパルス状Ｘ線を発生する。図５に示したタイミングチャートは図１４に示したタイミングチャートとＸ線発生のタイミングが異なることを除き同じである。
【００２５】
図２は現在主流の８インチウエハ６００から一個の撮像素子（全面画素）６０２を取り出す場合の例を示す。ＣＭＯＳプロセスによって１３８ｍｍ□のＣＭＯＳ型撮像素子基板を１枚取りで作成する。医療用のＸ線撮像装置では画素の大きさは、１００μｍ□〜２００μｍ□程度に大きくてよい。図２に示すように撮像素子内には垂直シフトレジスタ６０１、水平シフトレジスタ６０７が形成され、水平シフトレジスタ６０７の近傍の素子端部には外部端子（電極パッド）が設けられている。この電極パッドはフレキシブル基板等との接続に用いられる。
【００２６】
図３は図２に示した撮像素子の有効領域内の画素およびシフトレジスタ、保護回路、外部端子などのレイアウト関係を示す平面図である。図３に示すように、撮像素子内に複数の画素２１０１が垂直、水平方向に２次元に配置されている。垂直シフトレジスタ２１０２、水平シフトレジスタ２１０３は撮像素子の有効領域に配置され、垂直シフトレジスタ２１０２、水平シフトレジスタ２１０３が画素の１ピッチ内に収まるように縦及び横の一ラインの画素の面積が小さくされている。水平シフトレジスタ２１０３の上部には垂直出力線を選択する選択トランジスタ２１０４が設けられ、水平シフトレジスタ２１０３近傍の素子端部には外部端子（電極パッド）２１０５、保護回路２１０７が設けられている。外部端子２１０５はバンプ２１０６により電気的接続がされる。
【００２７】
図４は図２に示した１３８ｍｍ□の撮像素子を、９枚貼り合わせることにより４１４ｍｍ□の大面積放射線動画撮像装置を構成した場合の例を示す。撮像素子６０２は基台上に９枚貼り合わされ、全体で大画面の撮像装置が構成されている。
【００２８】
上記構成の放射線動画撮像装置においては、各撮像素子内、撮像素子間で受光領域を均一サイズ、且つ、重心を等ピッチの配置にすることで、シフトレジスタ等を有効領域に配置しても各撮像素子間、撮像素子内での感度ばらつきや、受光領域の重心のばらつきを生じないので、タイル貼りした構成でも実質的に繋ぎ目のない画像を得ることができる。また、撮像素子の端部領域にも画素が配置され、シフトレジスタ等によるデッドスペースが生じないので、撮像素子全面が有効領域となる。
【００２９】
本実施例によれば、Ｘ線をパルス状に発生させることで、１フレーム内各行の像は図５に示すＸ₁の期間の像になり撮像素子の各画素行ともに同時に露光される。また、複数枚貼り合わせた装置であっても像のずれはない。さらに、動画の観察ができると同時に各フレームの１枚、１枚観察した場合にボケが少ない。従って、心臓等を撮影しても良好な画像を得ることができる。
【００３０】
（第２実施例）
図６は本発明の放射線撮像装置の画素部の第２実施例による駆動タイミングを示す図である。
【００３１】
図６に示すように、各画素のリセットを最終行のリセットタイミングに合わせて一括して行い、その後にＸ線をパルス状に発生させる。このような動作により、センサのダーク電流の蓄積が、Ｉ1、Ｉ2、Ｉ3 の期間となり、平均的なダーク電流蓄積が少なくなり、ダーク電流に伴うショットノイズが小さく良好なものとなる。
【００３２】
（第３実施例）
図７は本発明の放射線撮像装置を構成する撮像素子の他の画素構成を示す回路図である。
【００３３】
図７に示す画素は、光電変換部でのｋＴＣノイズ（リセットノイズ）補正を画素内で行うようにし、また感度切り替え手段を画素内に設けることで、静止画撮影と高速動画撮影をモード切り替えで実現している。さらに画素内に露光動作と独立して信号を保存し信号を読み出すためにサンプルホールド回路を設けている。
【００３４】
動画撮影時の照射Ｘ線量は静止画撮影時の１／１００程度であり、動画撮影時には大きな感度を得るためにフォトダイオードの容量は小さくすることが望ましく、静止画撮影時にはＸ線量が大きくダイナミックレンジが不足するので、容量は大きくすることが望ましい。本実施例では、切り換えスイッチ４１を設けて、ダイナミックレンジ拡大用の容量素子４０をフォトダイオードと並列に付加できるようにし感度の切り換えを可能としている。また、クランプ容量４９、クランプスイッチ４７を有するクランプ回路を設けることで光電変換部で発生するｋＴＣノイズを除去している。さらに、露光動作と独立して信号を保存し信号を読み出すために、光信号蓄積用のサンプルホールド回路（容量５３及びＭＯＳトランジスタ５２）とノイズ信号蓄積用のサンプルホールド回路（容量５４及びＭＯＳトランジスタ５７）とを備えている。
【００３５】
すなわち、図７に示すように本実施例の画素は、光電変換素子としてフォトダイオード４４、感度を変えるための容量素子４０、感度切り替え用のスイッチＭＯＳトランジスタ４１、フォトダイオード４４をリセットするためのリセットＭＯＳトランジスタ４３、フォトダイオード４４からの撮像信号を増幅するソースフォロワＭＯＳトランジスタ４６、増幅トランジスタ４６への定電流源をオンオフするためのＭＯＳトランジスタ４５、定電流源４８を備えている。また、この画素には、フォトトランジスタ４４をリセットする際生じるkTCノイズをキャンセルし、撮像信号を定電圧でクランプするための容量４９、クランプ電位をオンオフするＭＯＳトランジスタ４７、ソースフォロワＭＯＳトランジスタ５０、ソースフォロワＭＯＳトランジスタ５０への定電流源をオンオフするためのＭＯＳトランジスタ５１、定電流源５６、撮像信号を蓄積するための容量５３、容量５３へ撮像信号をオンオフするためのＭＯＳトランジスタ５２、撮像信号を垂直線へ出力するソースフォロワＭＯＳトランジスタ５８、ソースフォロワＭＯＳトランジスタ５８の出力をオンオフするための選択ＭＯＳトランジスタ５９、この出力の際に用いられる定電流源６２、クランプ電位を蓄積するための容量５７、容量５７へクランプ電位をオンオフするためのＭＯＳトランジスタ５４、クランプ電位を垂直線へ出力する際のソースフォロワＭＯＳトランジスタ６０、ソースフォロワの垂直線への出力をオンオフする選択ＭＯＳトランジスタ６１、この出力の際に用いられる定電流源６３を備えている。
【００３６】
次に、図８を用いてこの撮像素子の駆動タイミングを説明する。
【００３７】
本実施例では、容量素子４０の接続または切断をＭＯＳトランジスタ４１のゲート信号ＳＳＷで行い、フォトダイオード４４に容量素子４０の容量を付加、切断することで感度切り替えを行っている。前述したように静止画撮影モードではとＭＯＳトランジスタ４１をオンして容量を付加し、高速動画撮影モードではＭＯＳトランジスタ４１をオフして容量を切断する。
【００３８】
まず、信号ＥＮ，ＣＨＧをハイレベルとし増幅トランジスタ４６，５０への定電流源をオンし、信号ＲＳをハイレベルとしてフォトダイオード４４の電荷を略、電位６４にリセットする。次に信号ＲＣをハイレベルとしてＭＯＳトランジスタ４７もオンすることで、クランプ容量４９の１端が略、電位６６にバイアスされる。こうしてフォトダイオード４４の電荷のリセットにより生じるｋＴＣノイズ（リセットノイズ）をクランプ容量４９に蓄積する。また、信号ＴＮをハイレベルとすると、クランプ容量４９のクランプ電位が容量５７に蓄積される。以上がノイズ信号蓄積動作である。
【００３９】
次に、Ｘ線のパルス曝射により露光が行われ、光電荷がフォトダイオード４４（動画撮影モード）、またはフォトダイオード４４と容量４０（静止画撮影モード）に蓄積される（これが露光動作である。）。この後で信号ＥＮをハイレベルにすると、クランプ容量４９の一端の電位は光電荷に対応する信号成分だけ変動する。すなわち、クランプ容量４９にはｋＴＣノイズ成分が蓄積されているので、ｋＴＣノイズ成分を含む撮像信号からｋＴＣノイズ成分が差し引かれた電位分クランプ容量４９の一端の電位が変動することになる。このｋＴＣノイズのキャンセルされた撮像信号を読み出すため、信号ＣＨＧおよび信号ＴＳをハイレベルにすることで、ｋＴＣノイズのキャンセルされた撮像信号（光信号）が容量５２に蓄積される。以上が光信号蓄積動作である。
【００４０】
上記の一連の動作が繰り返される。ここで、該撮像素子の露光可能時間は、クランプ電位を容量５７に転送後、即ち、信号ＥＮがロウレベルになってから、信号ＲＳがハイレベルになりリセットＭＯＳトランジスタ４３がオンになる迄である。従って、この期間であれば、Ｘ線の曝射時間を長短して決定することが可能である。なお、露光可能期間に、信号読み出しが行われる。すなわち、露光可能期間内に、各行ごとに信号ＳＥＬをハイレベルとし、さらに各列ごとに信号ＳＥＬＨ（不図示）をハイレベルとすることで、ノイズ信号と光信号とが出力される。光信号からノイズ信号とを不図示の減算アンプで減算することで、ソースフォロワアンプでの熱ノイズ、１／ｆノイズ、温度差、プロセスばらつきによる固定パターンノイズ（ＦＰＮ）を除去することができる。
【００４１】
以上説明した撮像動作においては、全画素共にリセットは信号ＲＳをハイレベル、画素（光）信号の読み出しは信号Ｔｓをハイレベルとすることで、同時に行われる。また、ノイズ信号と光信号の出力とパルス状の露光とが並列に行われ、フレーム・スピードを速くできる。そして、フレーム・スピードを速くすることで、ダークの蓄積が少なくなりノイズを少なくすることができる。
【００４２】
また第２実施例と比較してダークの蓄積時間が一定になり、画質が全面的に均一となり、良好な画像を得ることができる。またＸ線照射可能期間を長く取ることができ制御が簡易なものとなる。また、ある程度Ｘ線パルスが長くしてもフレーム・スピードが落ちない。
【００４３】
上述したように、本撮像装置によれば図１０に示す撮像素子７０及至７８の撮像面すべてが同時露光可能となり、従来の課題であった動画の走査線、および、撮像素子繋ぎ部分でのずれが、ＣＭＯＳ撮像素子の貼り合わせにおいても解消される。
【００４４】
（第４実施例）
図９は本発明の放射線撮像装置の画素部の他の駆動タイミングを示す図である。
【００４５】
図９に示すように、本実施例では、画素のリセットパルスＲＳをＸ線パルスの直前に加えたものである。本実施例においてはダークの蓄積をより短くすることができる。
【００４６】
次に、本発明による放射線撮像装置の撮像部の構成、および放射線撮像装置を用いたＸ線検出システムの具体例について説明する。
【００４７】
図１１は本発明による放射線撮像装置の撮像部の構成を示す断面図である。図１１に示すように、ベース基体７０４上には複数の撮像素子７０１が配置され、入射したＸ線等の放射線７０３は蛍光体７０２等のシンチレータで撮像素子７０１の検出可能な波長領域の光、例えば可視光や赤外光に変換され、入射した放射線に対応する光が撮像素子７０１で検出される。７０５は撮像素子からの信号をベース基板７０４に転送するフレキシブル基板である。
【００４８】
図１２は本発明による放射線撮像装置のＸ線診断システムへの応用例を示したものである。
【００４９】
Ｘ線チューブ６０５０で発生したＸ線６０６０は患者あるいは被験者６０６１の胸部６０６２を透過し、シンチレータを上部に実装した撮像装置６０４０に入射する。この入射したＸ線には患者６０６１の体内部の情報が含まれている。Ｘ線の入射に対応してシンチレータは発光し、これを光電変換して、電気的情報を得る。この情報はディジタルに変換され信号処理手段となるイメージプロセッサ６０７０により画像処理され制御室のディスプレイ６０８０で観察できる。
【００５０】
また、この情報は電話回線６０９０等の伝送処理手段により遠隔地へ転送でき、別の場所のドクタールームなどディスプレイ６０８１に表示もしくは光ディスク等の記録手段に保存することができ、遠隔地の医師が診断することも可能である。またフィルムプロセッサ６１００によりフィルム６１１０等の記録手段に記録することもできる。
【００５１】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、撮像素子を貼り合わせ歪の少ない撮像と各撮像素子内および撮像素子間の時間ずれのない動画像の撮像が可能となる。また、フレーム・スピードを速くすることが可能となり、ダークの蓄積が少なくなりノイズを少なくすることができる。また、ダークの蓄積時間が一定になり、画質が全面的に均一となり、良好な画像を得ることができる。また、放射線照射可能期間を長く取ることができ、制御が簡易なものとなる。さらに、ある程度放射線パルスを長くしてもフレーム・スピードが落ちない。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による放射線撮像装置の第１実施例の構成を示すブロック図である。
【図２】水平、垂直シフトレジスタなどの周辺回路を有効画素エリアの中に作りこんだ撮像素子構成を示すブロック図である。
【図３】有効エリア内の画素およびシフトレジスタ、保護回路、外部端子などのレイアウト関係を示す図である。
【図４】撮像素子を９個貼りあわせた撮像装置を説明するための図である。
【図５】画素部の駆動タイミングを示す図である。
【図６】本発明による放射線撮像装置の第２実施例の画素部の駆動タイミングを示す図である。
【図７】本発明による放射線撮像装置の第３実施例に用いる一括露光可能なＣＭＯＳ撮像素子の構成を示す図である。
【図８】本発明による放射線撮像装置の構成を示す断面図である。
【図９】本発明による放射線撮像装置の第４実施例の画素部の駆動タイミングを示す図である。
【図１０】撮像素子を９個貼りあわせた撮像装置を説明するための図である。
【図１１】本発明による放射線撮像装置の撮像部の構成を示す断面図である。
【図１２】本発明による放射線撮像装置を用いたＸ線検出システムの具体例について説明する図である。
【図１３】従来のＣＭＯＳ型撮像素子の各画素を構成する画素部の構成図である。
【図１４】撮像素子の駆動タイミングを説明する図である。
【図１５】従来のＣＭＯＳ撮像素子を９個用いて大版構成した撮像装置の図である。
【符号の説明】
１パルスＸ線発生器
２被写体
３シンチレータ
４撮像装置
５Ａ／Ｄ変換器
６記憶装置
８操作モニタ
１０透過画像処理部
１１Ｄ／Ａ変換器
１２透過画像モニタ[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a radiation imaging apparatus and a radiation imaging system, and in particular, a radiation generation source that emits radiation to a subject, a converter that converts radiation from the subject into an optical signal, and imaging that converts the optical signal into an electrical signal. The present invention relates to a radiation imaging apparatus and a radiation imaging system including an element.
[0002]
[Prior art]
In recent years, in the medical field as well as in other fields, digitization and digitization have progressed, and development of an X-ray imaging apparatus that can be digitized immediately after photographing instead of X-ray photography using a film is proceeding. Further, it is desired to detect not only a still image but also an X-ray image of a moving subject such as a heart in an X-ray imaging apparatus.
[0003]
As a conventional X-ray imaging apparatus, for example, a combination of an image intensity fire (I.I) and a CCD is used. However, a good image cannot be obtained due to a problem of contrast reduction due to image distortion or halation. In addition, it is difficult to use due to its large shape and heavy weight, and it was difficult to use especially during operation.
[0004]
Instead of this, a thin and large-area X-ray imaging apparatus in which a scintillator such as CsI is bonded to an imaging element has been studied. As an image sensor, a CCD sensor or a CMOS sensor is generally known.
[0005]
When a CCD sensor is used as an image sensor, the CCD, in principle, requires a current consumption proportional to the area and is not suitable for large area, and the power must be turned on for a long time, especially when taking a video. Therefore, it is difficult to realize a large area X-ray imaging apparatus.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
FIG. 13 shows a configuration diagram of a pixel portion constituting each pixel of a conventional CMOS image sensor. 401 is a photodiode (PD) that performs photoelectric conversion, 404 is a MOS transistor (pixel reset switch) that resets charges accumulated in the photodiode 401, and 406 is a vertical transfer line (output line) 505 that transfers charges generated by the photodiode. An amplifying MOS transistor (pixel amplifier) that functions as a source follower amplifier that transfers to the. A row selection MOS transistor 405 performs row selection of a pixel from which an imaging signal is read (row selection switch). The column selection MOS transistor 506 selects the image pickup signal read by row selection for each column (column selection switch). An amplifier 508 is provided as a buffer for supplying the imaging signal read out by column selection to the outside of the imaging device. The amplification MOS transistor 406 and the row selection MOS transistor 405 constitute output means.
[0007]
Note that the gate of the pixel reset switch 404 is connected to the reset pulse 503 from the vertical shift register 501, and the gate of the row selection switch 405 is connected to the row selection pulse 504 from the vertical shift register 501 serving as a vertical scanning circuit. A gate 506 is connected to the horizontal shift register 507.
[0008]
Next, the drive timing of the image sensor will be described with reference to FIG.
X-rays are continuously irradiated.
[0009]
First, after an exposure time for subject imaging, the row selection pulse 504-1 goes to a high level at T4 to turn on the row selection MOS transistor 405 group in the corresponding row, and the vertical transfer line 505 via the amplification amplifier 406. The imaging signal is read out. The image signals for one row read out in this way are read out of the image sensor via the amplifier 508 when the column selection pulses 509-1, 509-2, and 509-3 are sequentially turned on by the horizontal shift register 507. It is. Thereafter, at T1, the reset pulse 503-1 goes to a high level and the reset MOS transistor 404 group in the first row is turned on, whereby the charge accumulated in the photodiode 401 in the corresponding row is reset to a predetermined level. . The exposure period of the first row is from the completion of reset pulse 503-1 at the previous reading (not shown) to the completion T4 of row selection pulse 504-1 (from the completion T1 of reset pulse 503-1 at reading to the row. The period of time until the completion T4 'of the selection pulse 504-1).
[0010]
Reading of the imaging signal to the vertical transfer line 505 by the row selection pulse 504-2 of the next row must be performed after the column selection pulse 509 of the previous row is completed, that is, after T7. The exposure period of the second row is from the completion of the reset pulse 503-2 at the previous reading (not shown) to the completion of the row selection pulse 504-2 at T5 (the row from the completion T2 of the reset pulse 503-2 at the time of reading). The period of time until the completion T5 'of the selection pulse 504-1). For this reason, the photodiodes in the second row are reset when the reset pulse 503-2 is set to the high level and the reset MOS transistor group is turned on at T2 delayed from the reset pulse at T1 in the previous row. The read sequence after reset is the same as in the first row.
[0011]
The pixel reset in the third row is further performed by a reset pulse 503-3 from T3 delayed from T2. The exposure period in this case is from the completion T3 ″ of the reset pulse 503-3 to the completion of the row selection pulse 504-3 at T6.
[0012]
Therefore, the exposure of the image by this image sensor is delayed for each line. As a result, the moving subject has a deviation from the real time.
[0013]
Further, in order to explain the time shift of the moving image between the image sensors in the line sequential scanning, FIG. 15 shows an example in which a large plate is configured using nine image sensors.
[0014]
Here, reference numerals 100, 110, 120, 130, 140, 150, 160, 170, and 180 are image sensors that perform line-sequential scanning with the above-described configuration. 101-103 are scanning lines of the image sensor 100, 111-113 are scanning lines of the image sensor 110, 121-123 are scanning lines of the image sensor 120, 131-133 are scanning lines of the image sensor 130, and 141-143 are image sensors. 140 scanning lines, 151 to 153 are scanning lines of the imaging device 150, 161 to 163 are scanning lines of the imaging device 160, 171 to 173 are scanning lines of the imaging device 170, and 181 to 183 are scanning lines of the imaging device 180. ing. Note that the arrow indicates the reading direction of the imaging signal. Note that nine exposures for imaging are simultaneously performed from the first scanning line (corresponding to the scanning line 101 in the imaging device 100) of the imaging devices 100, 110, 120, 130, 140, 150, 160, 170, and 180. Be started.
[0015]
In scanning within these image sensors, as described above, a shift in imaging exposure timing occurs between the imaging exposure time of the first scanning line and the last scanning line. For example, in the imaging device 100, the imaging exposure timing of the scanning line 102 is delayed from the imaging exposure timing of the scanning line 101, and the imaging exposure timing of the scanning line 103 is delayed by about one frame time from the imaging exposure timing of the scanning line 101. Therefore, an exposure time shift that occurs between scanning lines in an image sensor that captures a moving subject affects the image.
[0016]
Further, since the scanning line 131 of the imaging device 130 having the above-described configuration and the scanning line 103 of the imaging device 100 have a difference of about one frame time, a bonded portion between the imaging devices 100 and 130 when a moving subject is imaged. The connection of the moving images becomes unnatural. Of course, the moving image is unnatural even at the boundary between the image pickup device 130 and the image pickup device 160, the image pickup device 110 and the image pickup device 140, the image pickup device 140 and the image pickup device 170, the image pickup device 120 and the image pickup device 150, and the image pickup device 150 and the image pickup device 180. It becomes.
[0017]
As described above, a CMOS image sensor that can be enlarged by pasting usually causes a time shift with respect to a moving subject because line sequential scanning is performed. This time shift is particularly noticeable at the boundary between the image sensors.
[0018]
[Means for Solving the Problems]
The radiation imaging apparatus of the present invention includes a radiation generation source that intermittently emits radiation to a subject in a pulse shape, a scintillator that converts radiation from the subject into light, and converts the light into an electrical signal to convert the electrical signal An image sensor that outputs a signal based on the image sensor, wherein the image sensor is configured by arranging a plurality of pixels in rows and columns, and outputting the signals from the pixels to an output line arranged for each column. In the radiation imaging apparatus, the pixel includes the pixelConverted by scintillatorthe lightElectricA photodiode that converts the signal into a power signal, a reset transistor that resets the photodiode, andConverted by photodiodeAn amplification transistor for amplifying an electric signal, a control transistor for controlling connection and disconnection of the amplification transistor to a constant current source, and one end coupled to the amplification transistor and the other end coupled to a transistor for controlling supply of a clamp potential A clamp circuit for removing noise generated when the reset transistor resets the photodiode with a clamped capacitor;By turning on the first transistor having a first transistor and a first capacitor, the amplification transistorAmplifiedElectricQi signalIn the first capacityTo accumulateThe first1 sample hold circuit;By turning on the second transistor having a second transistor and a second capacitorThe clamp potentialAn electrical signal based on the second capacitanceTo accumulateThe first2 sample hold circuit, and the clamp potential is simultaneously applied to the second capacitor in all pixels.Accumulated electrical signal based onIn the period from when the amplification transistor by the control transistor is disconnected from the constant current source until the reset of the photodiodes of all the pixels by the reset transistor is started collectively. Emits the pulsed radiation.
[0021]
【Example】
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. In the following description, a radiation imaging apparatus that detects radiation such as X-rays will be described.
[0022]
(First embodiment)
FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of a radiation imaging apparatus according to the present invention. FIG. 2 is a block diagram showing a configuration of an image sensor in which peripheral circuits such as horizontal and vertical shift registers are formed in an effective pixel area. FIG. 3 is a diagram showing a layout relationship among pixels in the effective area, a shift register, a protection circuit, an external terminal, and the like. FIG. 4 is a diagram for explaining an image pickup apparatus in which nine image pickup elements are bonded, and FIG. 5 is a diagram showing drive timing of the pixel portion.
[0023]
As shown in FIG. 1, when a moving image of the subject 2 is obtained, X-rays are generated from the pulse X-ray generator 1, and the X-rays transmitted through the subject 2 are converted into light such as visible light by the scintillator 3. . This light is converted into an electric signal by the image pickup apparatus 4 constituted by five or more image pickup elements. The analog electrical signal is converted into a digital signal by the A / D converter 5 and then stored in the storage device 6 for storing a plurality of moving images. Note that a transparent image processing unit 10 and a D / A converter 11 are used to display an image. Specifically, real-time transmission data after A / D conversion or post-storage transmission data is subjected to image processing by the transmission image processing unit 10 and then converted into digital / analog signals and displayed on the transmission image monitor 12. The controller 7 controls the pulse X-ray generator 1, each image sensor of the imaging device 4, and the transmission image processing device 10. For the input operation to the controller 7, an operating device 9 and an operation monitor 8 are used. In addition, the individual image sensor which comprises the imaging device of this invention is the same as the structure shown in FIG.
[0024]
As shown in the timing chart of FIG. 5, the X-ray generator 1 emits X-rays intermittently in a pulsed manner, and signal charge is completely accumulated in a photodiode (PD) serving as a photoelectric conversion means after pixel reset. The pulsed X-ray of the period set by the controller 7 is generated until the period becomes. The timing chart shown in FIG. 5 is the same as the timing chart shown in FIG. 14 except that the timing of X-ray generation is different.
[0025]
FIG. 2 shows an example in which one image sensor (entire pixel) 602 is taken out from the currently mainstream 8-inch wafer 600. A 138 mm □ CMOS type image pickup device substrate is formed by a single process using a CMOS process. In a medical X-ray imaging apparatus, the pixel size may be as large as about 100 μm □ to 200 μm □. As shown in FIG. 2, a vertical shift register 601 and a horizontal shift register 607 are formed in the image sensor, and an external terminal (electrode pad) is provided at the end of the element near the horizontal shift register 607. This electrode pad is used for connection with a flexible substrate or the like.
[0026]
FIG. 3 is a plan view showing a layout relationship among pixels, shift registers, protection circuits, external terminals, and the like in the effective area of the image sensor shown in FIG. As shown in FIG. 3, a plurality of pixels 2101 are arranged two-dimensionally in the vertical and horizontal directions in the image sensor. The vertical shift register 2102 and the horizontal shift register 2103 are arranged in the effective area of the image sensor, and the area of the pixels of one vertical and horizontal line is small so that the vertical shift register 2102 and the horizontal shift register 2103 are within one pixel pitch. Has been. A selection transistor 2104 for selecting a vertical output line is provided above the horizontal shift register 2103, and an external terminal (electrode pad) 2105 and a protection circuit 2107 are provided at an element end near the horizontal shift register 2103. The external terminal 2105 is electrically connected by a bump 2106.
[0027]
FIG. 4 shows an example in which a 414 mm □ large-area radiation moving image pickup apparatus is configured by bonding nine 138 mm □ image pickup devices shown in FIG. 2 together. Nine image sensors 602 are bonded on the base, and a large-screen image pickup apparatus is configured as a whole.
[0028]
In the radiographic image capturing apparatus having the above-described configuration, the light receiving areas are uniformly sized and the centroids are arranged at an equal pitch within each image sensor and between the image sensors. Since there is no variation in sensitivity between image sensors and within the image sensor, or variations in the center of gravity of the light receiving area, a substantially seamless image can be obtained even with a tiled configuration. In addition, since pixels are arranged in the end region of the image sensor and no dead space is generated by a shift register or the like, the entire surface of the image sensor becomes an effective region.
[0029]
According to the present embodiment, by generating X-rays in a pulsed manner, the image of each row in one frame becomes X shown in FIG.₁In this period, each pixel row of the image sensor is exposed simultaneously. Further, there is no image displacement even in an apparatus in which a plurality of sheets are bonded. Furthermore, the moving image can be observed and at the same time, there is little blur when one frame and one frame are observed. Therefore, a good image can be obtained even if the heart is photographed.
[0030]
(Second embodiment)
FIG. 6 is a diagram showing the driving timing of the pixel unit of the radiation imaging apparatus according to the second embodiment of the present invention.
[0031]
As shown in FIG. 6, the resetting of each pixel is performed collectively in accordance with the reset timing of the last row, and then X-rays are generated in a pulse shape. By such an operation, the dark current accumulation of the sensor becomes a period of I1, I2, and I3, the average dark current accumulation is reduced, and the shot noise accompanying the dark current is small and good.
[0032]
(Third embodiment)
FIG. 7 is a circuit diagram showing another pixel configuration of the image sensor that constitutes the radiation imaging apparatus of the present invention.
[0033]
In the pixel shown in FIG. 7, kTC noise (reset noise) correction in the photoelectric conversion unit is performed in the pixel, and sensitivity switching means is provided in the pixel, so that still image shooting and high-speed movie shooting can be switched between modes. Realized. Further, a sample hold circuit is provided in the pixel in order to store the signal and read out the signal independently of the exposure operation.
[0034]
The irradiation X-ray dose during movie shooting is about 1/100 that during still image shooting, and it is desirable to reduce the capacity of the photodiode in order to obtain high sensitivity during movie shooting. Therefore, it is desirable to increase the capacity. In this embodiment, a changeover switch 41 is provided so that a capacitive element 40 for expanding the dynamic range can be added in parallel with the photodiode so that the sensitivity can be switched. Further, by providing a clamp circuit having a clamp capacitor 49 and a clamp switch 47, kTC noise generated in the photoelectric conversion unit is removed. Further, in order to store the signal and read the signal independently of the exposure operation, an optical signal storage sample and hold circuit (capacitor 53 and MOS transistor 52) and a noise signal storage sample and hold circuit (capacitor 54 and MOS transistor 57). ).
[0035]
That is, as shown in FIG. 7, the pixel of this embodiment includes a photodiode 44 as a photoelectric conversion element, a capacitor element 40 for changing sensitivity, a switch MOS transistor 41 for switching sensitivity, and a reset for resetting the photodiode 44. A MOS transistor 43, a source follower MOS transistor 46 for amplifying an image pickup signal from the photodiode 44, a MOS transistor 45 for turning on and off a constant current source to the amplification transistor 46, and a constant current source 48 are provided. This pixel also includes a capacitor 49 for canceling kTC noise generated when resetting the phototransistor 44 and clamping the imaging signal with a constant voltage, a MOS transistor 47 for turning on / off the clamp potential, a source follower MOS transistor 50, a source The MOS transistor 51 for turning on and off the constant current source to the follower MOS transistor 50, the constant current source 56, the capacitor 53 for storing the imaging signal, the MOS transistor 52 for turning on and off the imaging signal to the capacitor 53, and the imaging signal A source follower MOS transistor 58 that outputs to a vertical line, a select MOS transistor 59 for turning on / off the output of the source follower MOS transistor 58, a constant current source 62 used for this output, a capacitor 57 for storing a clamp potential, Capacity 57 hex MOS transistor 54 for turning on / off the amplifier potential, source follower MOS transistor 60 for outputting the clamp potential to the vertical line, selection MOS transistor 61 for turning on / off the output of the source follower to the vertical line, and used for this output A constant current source 63 is provided.
[0036]
Next, the drive timing of the image sensor will be described with reference to FIG.
[0037]
In this embodiment, the capacitive element 40 is connected or disconnected by the gate signal SSW of the MOS transistor 41, and the sensitivity is switched by adding or disconnecting the capacitance of the capacitive element 40 to the photodiode 44. As described above, in the still image shooting mode, the MOS transistor 41 is turned on to add capacitance, and in the high-speed moving image shooting mode, the MOS transistor 41 is turned off to disconnect the capacitance.
[0038]
First, the signals EN and CHG are set to the high level to turn on the constant current sources to the amplification transistors 46 and 50, and the signal RS is set to the high level to reset the charge of the photodiode 44 to the potential 64. Next, the signal RC is set to the high level and the MOS transistor 47 is also turned on, so that one end of the clamp capacitor 49 is substantially biased to the potential 66. In this way, kTC noise (reset noise) generated by resetting the charge of the photodiode 44 is accumulated in the clamp capacitor 49. When the signal TN is set to the high level, the clamp potential of the clamp capacitor 49 is accumulated in the capacitor 57. The above is the noise signal accumulation operation.
[0039]
Next, exposure is performed by X-ray pulse exposure, and photoelectric charges are accumulated in the photodiode 44 (moving image capturing mode) or in the photodiode 44 and the capacitor 40 (still image capturing mode) (this is the exposure operation). .) Thereafter, when the signal EN is set to the high level, the potential at one end of the clamp capacitor 49 varies by a signal component corresponding to the photocharge. That is, since the kTC noise component is accumulated in the clamp capacitor 49, the potential at one end of the clamp capacitor 49 is changed by the potential obtained by subtracting the kTC noise component from the imaging signal including the kTC noise component. In order to read out the imaging signal with the kTC noise canceled, the imaging signal (optical signal) with the kTC noise canceled is accumulated in the capacitor 52 by setting the signal CHG and the signal TS to a high level. The above is the optical signal accumulation operation.
[0040]
The above series of operations is repeated. Here, the exposure time of the image sensor is after the clamp potential is transferred to the capacitor 57, that is, from when the signal EN becomes low level until the signal RS becomes high level and the reset MOS transistor 43 is turned on. . Therefore, during this period, the X-ray exposure time can be determined to be longer or shorter. Note that signal readout is performed during the exposure possible period. That is, by setting the signal SEL to a high level for each row and setting the signal SELH (not shown) to a high level for each column within the exposure possible period, a noise signal and an optical signal are output. By subtracting the noise signal from the optical signal with a subtracting amplifier (not shown), it is possible to remove the thermal noise, 1 / f noise, temperature difference, and fixed pattern noise (FPN) due to process variations in the source follower amplifier.
[0041]
In the imaging operation described above, all the pixels are reset simultaneously by setting the signal RS to the high level and reading the pixel (light) signal to the high level. Further, the output of the noise signal and the optical signal and the pulsed exposure are performed in parallel, and the frame speed can be increased. By increasing the frame speed, dark accumulation is reduced and noise can be reduced.
[0042]
Compared to the second embodiment, the dark accumulation time is constant, the image quality is uniform over the entire surface, and a good image can be obtained. Further, the X-ray irradiation possible period can be made long and the control becomes simple. Also, even if the X-ray pulse is lengthened to some extent, the frame speed does not decrease.
[0043]
As described above, according to the present imaging apparatus, all of the imaging surfaces of the imaging elements 70 to 78 shown in FIG. 10 can be exposed simultaneously, and the moving image scanning line and the shift at the imaging element connecting portion, which have been conventional problems, are detected. However, it is also eliminated when the CMOS image sensor is bonded.
[0044]
(Fourth embodiment)
FIG. 9 is a diagram showing another driving timing of the pixel portion of the radiation imaging apparatus of the present invention.
[0045]
As shown in FIG. 9, in this embodiment, the pixel reset pulse RS is added immediately before the X-ray pulse. In this embodiment, dark accumulation can be further shortened.
[0046]
Next, a configuration of the imaging unit of the radiation imaging apparatus according to the present invention and a specific example of an X-ray detection system using the radiation imaging apparatus will be described.
[0047]
FIG. 11 is a cross-sectional view showing the configuration of the imaging unit of the radiation imaging apparatus according to the present invention. As shown in FIG. 11, a plurality of imaging elements 701 are arranged on a base substrate 704, and incident radiation 703 such as X-rays is light in a wavelength region detectable by the imaging element 701 with a scintillator such as a phosphor 702, For example, the image sensor 701 detects light corresponding to incident radiation that is converted into visible light or infrared light. Reference numeral 705 denotes a flexible substrate that transfers a signal from the image sensor to the base substrate 704.
[0048]
FIG. 12 shows an application example of the radiation imaging apparatus according to the present invention to an X-ray diagnostic system.
[0049]
The X-ray 6060 generated by the X-ray tube 6050 passes through the chest 6062 of the patient or subject 6061 and enters the imaging device 6040 having a scintillator mounted thereon. This incident X-ray includes information inside the body of the patient 6061. The scintillator emits light in response to the incidence of X-rays, and this is photoelectrically converted to obtain electrical information. This information is digitally converted and image-processed by an image processor 6070 serving as a signal processing means, and can be observed on a display 6080 in a control room.
[0050]
Further, this information can be transferred to a remote place by transmission processing means such as a telephone line 6090, and can be displayed on a display 6081 such as a doctor room in another place or stored in a recording means such as an optical disc. It is also possible to do. Further, it can be recorded on a recording means such as a film 6110 by the film processor 6100.
[0051]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, it is possible to pick up an image pickup device with less distortion and to pick up a moving image within each image pickup device and between the image pickup devices without time lag.In addition, the frame speed can be increased, dark accumulation is reduced, and noise can be reduced. Also, the dark accumulation time is constant, the image quality is uniform throughout, and a good image can be obtained. Moreover, the radiation irradiation possible period can be made long, and the control becomes simple. Furthermore, even if the radiation pulse is lengthened to some extent, the frame speed does not decrease.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of a first embodiment of a radiation imaging apparatus according to the present invention.
FIG. 2 is a block diagram showing a configuration of an image sensor in which peripheral circuits such as horizontal and vertical shift registers are formed in an effective pixel area.
FIG. 3 is a diagram illustrating a layout relationship among pixels in an effective area, a shift register, a protection circuit, an external terminal, and the like.
FIG. 4 is a diagram for explaining an image pickup apparatus in which nine image pickup elements are bonded together.
FIG. 5 is a diagram illustrating driving timing of a pixel portion.
FIG. 6 is a diagram showing the drive timing of the pixel unit of the second embodiment of the radiation imaging apparatus according to the present invention.
FIG. 7 is a diagram showing a configuration of a CMOS image sensor capable of batch exposure used in a third embodiment of the radiation imaging apparatus according to the present invention.
FIG. 8 is a cross-sectional view showing a configuration of a radiation imaging apparatus according to the present invention.
FIG. 9 is a diagram showing the drive timing of the pixel portion of the fourth embodiment of the radiation imaging apparatus according to the present invention.
FIG. 10 is a diagram for explaining an image pickup apparatus in which nine image pickup elements are bonded together.
FIG. 11 is a cross-sectional view illustrating a configuration of an imaging unit of the radiation imaging apparatus according to the present invention.
FIG. 12 is a diagram illustrating a specific example of an X-ray detection system using a radiation imaging apparatus according to the present invention.
FIG. 13 is a configuration diagram of a pixel portion constituting each pixel of a conventional CMOS image sensor.
FIG. 14 is a diagram illustrating drive timing of an image sensor.
FIG. 15 is a diagram of an imaging apparatus having a large size configuration using nine conventional CMOS imaging elements.
[Explanation of symbols]
1 Pulse X-ray generator
2 Subject
3 Scintillator
4 Imaging device
5 A / D converter
6 Storage device
8 Operation monitor
10 Transparent image processing unit
11 D / A converter
12 Transmission image monitor

Claims

放射線をパルス状に断続的に被写体に放出する放射線発生源と、該被写体からの放射線を光に変換するシンチレータと、該光を電気信号に変換して該電気信号に基づく信号を出力する撮像素子とを備え、
前記撮像素子は、複数の画素を行及び列に複数配して構成され、列ごとに配された出力線に前記画素から前記信号を出力してなる放射線撮像装置において、
前記画素は、前記シンチレータによって変換された光を電気信号に変換するフォトダイオードと、前記フォトダイオードをリセットするリセットトランジスタと、前記フォトダイオードによって変換された電気信号を増幅する増幅トランジスタと、前記増幅トランジスタの定電流源への接続及び非接続を制御する制御トランジスタと、一端が前記増幅トランジスタに結合され他端がクランプ電位の供給を制御するトランジスタに結合されたクランプ容量を有して前記リセットトランジスタが前記フォトダイオードをリセットする際に生じるノイズを除去するためのクランプ回路と、第１トランジスタと第１容量とを有して前記第１トランジスタをオンすることにより前記増幅トランジスタによって増幅された電気信号を前記第１容量に蓄積するための第１サンプルホールド回路と、第２トランジスタと第２容量とを有して前記第２トランジスタをオンすることにより前記クランプ電位に基づく電気信号を前記第２容量に蓄積するための第２サンプルホールド回路と、を有し、
全画素で同時に前記第２容量に前記クランプ電位に基づく電気信号が蓄積されて前記制御トランジスタによる前記増幅トランジスタと前記定電流源とが非接続となった後から該リセットトランジスタによる全ての画素のフォトダイオードのリセットを一括して開始するまでの期間に、前記放射線発生源はパルス状の前記放射線を放出することを特徴とする放射線撮像装置。A radiation source that intermittently emits radiation to a subject in a pulse shape, a scintillator that converts radiation from the subject into light, and an image sensor that converts the light into an electrical signal and outputs a signal based on the electrical signal And
In the radiation imaging apparatus, the imaging element is configured by arranging a plurality of pixels in rows and columns, and outputting the signal from the pixels to an output line arranged for each column.
The pixel includes a photodiode which converts the light converted by the scintillator into electrical signals, a reset transistor for resetting the photodiode, an amplifying transistor for amplifying the electrical signal converted by the photodiode, the amplification The reset transistor having a control transistor for controlling connection and disconnection of a transistor to a constant current source, and a clamp capacitor having one end coupled to the amplification transistor and the other end coupled to a transistor for controlling supply of a clamp potential clamp circuit and, air electrostatic amplified by the amplifying transistor by turning on said first transistor having a first transistor and a first capacitor for but to remove noise generated when resetting the photodiode to accumulate a signal to the first capacitor First sample-and-hold circuit and a second sample for storing electrical signal based on the clamp potential to said second capacitor by turning on the second transistor and a second transistor and a second capacitor for A hold circuit,
After the electric signal based on the clamp potential is simultaneously accumulated in the second capacitor in all the pixels and the amplification transistor by the control transistor and the constant current source are disconnected, the phototransaction of all the pixels by the reset transistor is performed. The radiation imaging apparatus, wherein the radiation source emits the pulsed radiation during a period until the resetting of the diodes is started all at once.

放射線発生源からパルス状に断続的に放出され被写体を透過した放射線を光に変換するシンチレータと、該光を電気信号に変換して該電気信号に基づく信号を出力する撮像素子とを備え、
前記撮像素子は、複数の画素を行及び列に複数配して構成され、列ごとに配された出力線に前記画素から前記信号を出力してなる放射線撮像装置において、
前記画素は、前記シンチレータによって変換された光を電気信号に変換するフォトダイオードと、前記フォトダイオードをリセットするリセットトランジスタと、前記フォトダイオードによって変換された電気信号を増幅する増幅トランジスタと、前記増幅トランジスタの定電流源への接続及び非接続を制御する制御トランジスタと、一端が前記増幅トランジスタに結合され他端がクランプ電位の供給を制御するトランジスタに結合されたクランプ容量を有して前記リセットトランジスタが前記フォトダイオードをリセットする際に生じるノイズを除去するためのクランプ回路と、第１トランジスタと第１容量とを有して前記第１トランジスタをオンすることにより前記増幅トランジスタによって増幅された電気信号を前記第１容量に蓄積するための第１サンプルホールド回路と、第２トランジスタと第２容量とを有して前記第２トランジスタをオンすることにより前記クランプ電位に基づく電気信号を前記第２容量に蓄積するための第２サンプルホールド回路と、を有し、
前記リセットトランジスタによるリセットと、前記第２容量への前記クランプ電位に基づく電気信号の蓄積と、前記第１容量への前記増幅された電気信号の蓄積とが、それぞれ全画素で同時に行われることを特徴とする放射線撮像装置。A scintillator that converts radiation that is intermittently emitted from a radiation source in a pulsed manner and transmitted through a subject into light, and an imaging device that converts the light into an electrical signal and outputs a signal based on the electrical signal;
In the radiation imaging apparatus, the imaging element is configured by arranging a plurality of pixels in rows and columns, and outputting the signal from the pixels to an output line arranged for each column.
The pixel includes a photodiode which converts the light converted by the scintillator into electrical signals, a reset transistor for resetting the photodiode, an amplifying transistor for amplifying the electrical signal converted by the photodiode, the amplification The reset transistor having a control transistor for controlling connection and disconnection of a transistor to a constant current source, and a clamp capacitor having one end coupled to the amplification transistor and the other end coupled to a transistor for controlling supply of a clamp potential clamp circuit and, air electrostatic amplified by the amplifying transistor by turning on said first transistor having a first transistor and a first capacitor for but to remove noise generated when resetting the photodiode to accumulate a signal to the first capacitor First sample-and-hold circuit and a second sample for storing electrical signal based on the clamp potential to said second capacitor by turning on the second transistor and a second transistor and a second capacitor for A hold circuit,
And reset by the reset transistor, the storage and the electric signal based on the clamp potential to the second capacitor, the accumulation of the first said amplified electrical signal to the capacitor, that each take place simultaneously in all pixels A radiation imaging apparatus.

請求項１又は２記載の放射線撮像装置において、前記第２容量に前記クランプ電位に基づく電気信号が蓄積されて前記制御トランジスタによる前記増幅トランジスタと前記定電流源とが非接続となった後から該リセットトランジスタによる全ての画素のフォトダイオードのリセットを一括して開始するまでの期間に、前記第１容量に蓄積された前記増幅された電気信号の前記第１容量からの出力と、前記第２容量に蓄積された前記クランプ電位に基づく電気信号の前記第２容量からの出力と、を行うことを特徴とする放射線撮像装置。3. The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein an electric signal based on the clamp potential is accumulated in the second capacitor, and the amplification transistor and the constant current source are disconnected from the control transistor. in the period leading up to the start in a batch reset the photodiodes of all pixels by the reset transistor, and an output from the first volume of the stored said amplified electrical signal to the first capacitor, the second radiation imaging apparatus which is characterized in that the output from the second capacity of the electric signal based on the clamp potential accumulated in the capacitor, the.

請求項１から３のいずれか１項に記載の放射線撮像装置において、前記フォトダイオードに並列に容量を付加するスイッチ手段を有することを特徴とする放射線撮像装置。 4. The radiation imaging apparatus according to claim 1, further comprising switch means for adding a capacitor in parallel to the photodiode.

請求項１から４のいずれか１項に記載の放射線撮像装置において、複数の前記撮像素子を並べて配置して構成したことを特徴とする放射線撮像装置。 5. The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein a plurality of the imaging elements are arranged side by side.

請求項１から５のいずれか１項に記載の放射線撮像装置と、前記放射線撮像装置からの信号を処理する信号処理手段と、
前記信号処理手段からの信号を記録するための記録手段と、
前記信号処理手段からの信号を表示するための表示手段と、
前記信号処理手段からの信号を伝送するための伝送処理手段と、
を具備することを特徴とする放射線撮像システム。A radiation imaging apparatus according to any one of claims 1 to 5, and signal processing means for processing a signal from the radiation imaging apparatus,
Recording means for recording a signal from the signal processing means;
Display means for displaying a signal from the signal processing means;
Transmission processing means for transmitting a signal from the signal processing means;
A radiation imaging system comprising: