CN116390690A - 放射线拍摄装置 - Google Patents
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Abstract
放射线拍摄装置(1)具有:多个像素(G),生成与入射的放射线的能量或粒子的数量对应的电荷;多个信号处理部(45),与多个像素(G)中的每一个连接,并且基于由像素(G)提供的电荷生成数字值;以及电路基板(3),二维状地配置有包括多个像素(G)以及多个信号处理部(45)的放射线检测器(2)。多个信号处理部(45)分别包括:信号转换部(46),将基于电荷的模拟值转换为数字值;以及时钟信号生成部(48),将用于生成数字值的时钟信号提供给信号转换部(46)。
Description
技术领域
本发明涉及放射线拍摄装置。
背景技术
开发了检测放射线的技术。期待放射线检测技术在医疗领域、工业领域、安全领域等中的应用。作为检测放射线的装置,存在获得放射线图像的放射线拍摄装置。放射线拍摄装置输出表示入射的放射线的状态的图像数据。在图像数据的生成中,例如进行将模拟信号转换为数字信号的信号处理。该信号处理通过向发挥所期望的功能的电子电路提供驱动该电子电路的时钟信号来执行。专利文献1和专利文献2公开了检测X射线或放射线的装置。进一步,专利文献1和专利文献2示出了这些装置根据时钟进行动作。
现有技术文献
专利文献
专利文献1:日本特表2020–507753号公报;
专利文献2:国际公开第2020/077217号。
发明内容
发明要解决的问题
在放射线拍摄装置的技术领域,期望有效像素区域的大面积化。有效像素区域的放大伴有像素数的增加。如果像素数增加,则存在电力消耗也增加的倾向。
本发明的目的在于,提供能够抑制电力消耗的增加的放射线拍摄装置。
用于解决问题的手段
本发明的一个方面的放射线拍摄装置具有:多个像素,生成与入射的放射线的能量或粒子的数量对应的电荷;多个信号处理部,与多个像素中的每一个连接,并且基于由像素提供的电荷生成数字值;以及电路基板,二维状地配置有包括多个像素以及多个信号处理部的放射线检测器。多个信号处理部分别包括:信号转换部,将基于电荷的模拟值转换为数字值;以及时钟信号生成部,将用于生成数字值的时钟信号提供给信号转换部。
该放射线拍摄装置针对每个像素设置信号处理部。而且,信号处理部分别包括信号转换部以及时钟信号生成部。即,该放射线拍摄装置针对每个像素设置时钟信号生成部。根据这种构成,能够进行仅驱动与入射了放射线的像素对应的信号转换部并且不驱动与未入射放射线的像素对应的信号转换部的动作。因此,即使在像素的数量增加的情况下,也不会使不需要动作的信号转换部进行动作,因此,能够抑制电力消耗的增加。
时钟信号生成部可以将由放射线入射到像素引起的电荷的产生作为触发,开始向信号转换部提供时钟信号。根据该构成,能够在每次放射线入射时进行信号转换部的动作。
本发明的一个方面的放射线拍摄装置还可以具有:传输信号生成部,将用于将数字值从信号处理部向电路基板输出的传输信号提供给多个信号处理部中的每一个;以及布线部,将传输信号向信号处理部传送。根据该构成,能够使多个信号处理部的输出动作同步。
发明的效果
根据本发明,提供能够抑制电力消耗的增加的放射线拍摄装置。
附图说明
图1是表示实施方式的放射线拍摄装置的构成的立体图。
图2是将图1所示的放射线拍摄装置分解并且从第一视角观察的立体图。
图3是将图1所示的放射线拍摄装置分解并且从第二视角观察的立体图。
图4是将图1的放射线拍摄装置具有的放射线检测器放大而示出的图。
图5是表示图4所示的放射线拍摄装置具有的信号处理部的构成的框图。
图6是用于说明放射线拍摄装置的动作的图。
具体实施方式
图1所示的放射线拍摄装置1获得基于从检查对象到达的放射线的二维图像。放射线例如为γ射线、X射线、α射线以及β射线等。放射线拍摄装置1具有多个放射线检测器2以及电路基板3。放射线检测器2安装于电路基板3的电路主表面3a。放射线检测器2输出与入射的放射线对应的像素信号。放射线检测器2包括多个像素G(参照图4),每个像素G输出像素信号。像素信号在图像生成部4中用于放射线图像的生成。电路基板3接受从放射线检测器2输出的像素信号。电路基板3具有用于从控制部5向放射线检测器2提供控制信号的信号线。另外,电路基板3具有用于向图像生成部4输出像素信号的信号线。另外,电路基板3可以具有将放射线检测器2之间电连接的信号线。
如图2和图3所示,放射线检测器2具有电荷生成部10以及读出部20。电荷生成部10和读出部20的形状为板状。放射线检测器2具有层叠结构。电荷生成部10配置在读出部20之上。电荷生成部10与读出部20电连接。电荷生成部10生成与入射的放射线对应的电荷。电荷生成部10向读出部20输出电荷。读出部20利用电荷生成部10生成的电荷来生成像素信号。
电荷生成部10具有半导体检测部11、控制电极部12以及电荷输出电极13。
半导体检测部11利用接受到的X射线生成电子空穴对(电荷对)。即,半导体检测部11将接受到的放射线转换为与其能量对应的电流信号(电荷信号)。半导体检测部11的平面形状为矩形。半导体检测部11的大小例如为9.6mm×9.6mm左右。半导体检测部11具有接受X射线等放射线的半导体入射面11a以及输出电荷的半导体输出面11b。基于电荷的信号从半导体输出面11b被提供给读出部20。作为半导体检测部11,例如,可以利用Cd(Zn)Te电荷生成器、Si电荷生成器、Ge电荷生成器、GaAs电荷生成器、GaN电荷生成器以及TlBr电荷生成器等。另外,作为半导体检测部11,可以使用具有闪烁体(scintillator)以及光检测器的装置。闪烁体将X射线转换为光。光检测器将闪烁体生成的光转换为电荷。
控制电极部12设置于半导体入射面11a。控制电极部12覆盖半导体入射面11a的整个面。俯视时,控制电极部12的平面形状与半导体入射面11a的平面形状一致。控制电极部12在配置有半导体检测部11的区域形成电场。电场决定半导体检测部11产生的电荷移动的方向。控制电极部12以在半导体检测部11的内部电荷朝向半导体输出面11b移动的方式产生电场。
多个电荷输出电极13设置于半导体输出面11b。电荷输出电极13也可以为凸块(bump)。一个电荷输出电极13与一个像素G对应。因此,配置有电荷输出电极13的区域为像素区域。例如,在第一边配置有n个电荷输出电极13且在第二边配置有m个电荷输出电极13的情况下,电荷输出电极13的总数为k个(k=n×m)。在该情况下,可以说一个放射线检测器2的像素数为k。而且,在放射线拍摄装置1具有p个放射线检测器2的情况下,可以说放射线拍摄装置1的像素数为r(r=k×p)。
一个放射线检测器2的像素数例如为96。因此,电荷输出电极13的数量也为96。如上所述,如果设为半导体检测部11的大小为9.6mm×9.6mm左右的正方形,则电荷输出电极13的间隔为100μm。需要说明的是,在图2等中,为了便于图示,电荷输出电极13的数量以少于96的数量示出。
读出部20生成基于半导体检测部11产生的电荷的像素信号。像素信号为数字值。读出部20将像素信号向电路基板3输出。读出部20具有中间基板30以及导出基板40。
中间基板30将半导体检测部11产生的电荷引导至导出基板40。详细情况将在后面描述,电荷输出电极13的配置与第一导出电极41的配置不同。因此,中间基板30发挥将配置于彼此不同的位置的电极之间连接的功能。将该功能称为间距转换。因此,中间基板30为间距转换基板。中间基板30将半导体检测部11具有的电荷输出电极13的间距转换为导出基板40的第一导出电极41的间距。
中间基板30具有中间输入面30a以及中间输出面30b。中间输入面30a与电荷生成部10相对。中间输出面30b与导出基板40相对。
中间输入面30a与半导体检测部11的半导体输出面11b相对。在中间输入面30a上设有俯视为矩形的中间输入区域30S。中间输入区域30S设定在中间输入面30a的大致整个面。例如,中间输入区域30S可以为中间输入面30a的整个面。多个第一中间电极31以二维状等间隔地配置在中间输入区域30S。第一中间电极31与半导体检测部11的电荷输出电极13电连接。因此,彼此相邻的第一中间电极31的间距与电荷输出电极13的间距相同。例如,如果电荷输出电极13的间距为100μm,则第一中间电极31的间距也为100μm。在中间输入面30a上,中间输入区域30S与像素区域对应。
在中间输出面30b上设有俯视为矩形的中间输出区域30R。俯视时,整个中间输出区域30R与中间输入区域30S重复。即,中间输出区域30R的面积比中间输入区域30S的面积更小。多个第二中间电极32(第二电极)以二维状配置在中间输出区域30R。
第一中间电极31(参照图2)配置到中间基板30的侧面附近。另一方面,第二中间电极32(参照图3)不配置在中间基板30的侧面附近。配置在最外周的第二中间电极32从中间基板30的侧面离开。从第二中间电极32到中间基板30的侧面的距离比从第一中间电极31到中间基板30的侧面的距离更大。例如,从第二中间电极32到中间基板30的侧面的距离比多个第二中间电极32的长度更大。该距离与后述的导出输出部40R的宽度对应。如果导出输出部40R的宽度为200μm,则从第二中间电极32到中间基板30的侧面的距离也约为200μm。
如图4所示,一个第一中间电极31与一个第二中间电极32电连接。因此,中间基板30具有将第一中间电极31与第二中间电极32连接的布线33。对布线33的构成没有特别的限制。例如,布线33也可以为沿中间基板30的厚度方向延伸的部分和沿中间基板30的表面的方向延伸的部分的组合。另外,布线33可以从第一中间电极31向第二中间电极32以直线状延伸。这种布线结构称为斜通孔。利用斜通孔,能够缩短从第一中间电极31到第二中间电极32的布线的距离即间距转换距离。其结果是,能够降低寄生电容的影响。
第一中间电极31的数量与第二中间电极32的数量相同。彼此相邻的第二中间电极32的间距P32比彼此相邻的第一中间电极31的间距P31更小。如果第一中间电极31的间距P31为100μm,则作为第二中间电极32的间距P32,能够例示出80μm。需要说明的是,在本实施方式中,多个第二中间电极32等间隔地配置,但第二中间电极32的间距P32并不限于等间隔。
再次参照图2和图3。导出基板40接受电荷并生成与接受到的电荷对应的像素信号。导出基板40具有导出输入面40a以及导出输出面40b。导出输入面40a与中间输出面30b相对。导出输出面40b与电路基板3相对。另外,导出基板40具有导出输入部40S、导出输出部40R以及多个信号处理部45(参照图4)。
导出输入部40S形成在导出输入面40a。导出输入部40S包括多个第一导出电极41。第一导出电极41的配置与第二中间电极32的配置对应。即,第一导出电极41与第二中间电极32相对。其结果是,一个第一导出电极41与一个第二中间电极32电连接。而且,第一导出电极41从第二中间电极32接受电荷。
导出输出部40R作为放射线检测器2与其他构成要素(控制部5和图像生成部4)之间的信号的输入输出部发挥作用。例如,导出输出部40R从控制部5接受控制信号。另外,导出输出部40R向图像生成部4输出数字值。导出输出部40R形成为包围导出输入部40S。例如,导出输出部40R的宽度为200μm。俯视时,导出输出部40R具有框形状。
导出输出部40R包括多个第二导出电极42。例如,在框状的导出输出部40R中,在一个边配置有50个第二导出电极42。因此,在构成导出输出部40R的四个边,配置有200个第二导出电极42。一个第二导出电极42与一个信号处理部45连接。第二导出电极42包围导出输入部40S。换言之,在导出输入面40a上,多个第二导出电极42以包围多个第一导出电极41的方式配置。第二导出电极42为贯通电极。即,第二导出电极42从导出输入面40a到达导出输出面40b。第二导出电极42通过设置于导出输出面40b的凸块与电路基板3电连接。
如图4所示,信号处理部45将电荷转换为作为数字值的像素信号。一个信号处理部45与一个第一导出电极41连接。即,一个信号处理部45与一个像素G连接。因此,读出部20包括多个信号处理部45。信号处理部45从导出输入部40S接受电荷。信号处理部45从导出输出部40R输出数字值。更详细地说,信号处理部45将电荷生成部10输出的电荷转换为作为像素信号的能量积分信号。能量积分信号至少包括入射的放射线具有的能量的信息。
如图5所示,信号处理部45分别具有信号转换部46、存储器47以及时钟信号生成部48。由于信号处理部45与每个像素G连接,因此,信号处理部45的数量与像素G的数量相同。同样地,信号转换部46的数量也与像素G的数量相同,存储器47的数量也与像素G的数量相同,时钟信号生成部48的数量也与像素G的数量相同。即,一个信号转换部46、一个存储器47以及一个时钟信号生成部48与一个像素G连接。
信号转换部46通过中间基板30的布线33与电荷生成部10的电荷输出电极13连接。信号转换部46从电荷生成部10接受电荷信号转换部46将基于电荷/>的模拟信号离散化。模拟信号表现为电压。电压与入射到电荷生成部10的对应的像素G的放射线的能量或粒子的数量对应。因此,信号转换部46为输出数字信号的A/D转换器。例如,信号转换部46的分辨率可以为10比特。
信号转换部46通过从时钟信号生成部48提供的时钟信号θ2进行动作。信号转换部46接受时钟信号θ2时,进行从像素G传输因放射线的入射而产生的模拟信号的动作、重置蓄积在像素G中的电荷的动作以及将传输的模拟信号转换为数字信号的动作。需要说明的是,信号转换部46除了进行上述动作以外,还可以进行其他所期望的动作。
时钟信号生成部48生成信号转换部46的动作所需要的时钟信号θ2。而且,时钟信号生成部48向信号转换部46提供时钟信号θ2。即,一个时钟信号生成部48与一个信号转换部46连接。换言之,某一时钟信号生成部48的输出目的地为特定的一个信号转换部46。信号转换部46针对每个像素G设置。因此,可以说时钟信号生成部48也针对每个像素G设置。根据这种构成,能够以与信号转换部46相邻的方式配置时钟信号生成部48。其结果是,能够缩短从时钟信号生成部48到信号转换部46的信号线的长度。信号线缩短时,时钟信号θ2的传送距离也变短,因此,信号的延迟也难以产生。进一步,时钟信号的频率也能够提高至100MHz左右。
时钟信号生成部48将放射线入射到对应的像素G(参照图6的附图标记号S1)作为触发,开始生成时钟信号θ2。时钟信号生成部48根据触发输出规定数量的脉冲。输出的脉冲的数量可以为信号转换部46中的模拟-数字转换动作所需要的数量。例如,检测到一次放射线的入射时,时钟信号生成部48输出16个脉冲作为时钟信号θ2。
由于时钟信号生成部48针对每个像素G设置,因此,与各像素G有关的动作能够独立。换言之,多个信号转换部46的动作不需要同步。因此,也不需要用于使多个信号转换部46的动作同步的信号。例如,在放射线入射到某一像素G的情况下,信号转换部46能够立即开始生成数字信号的动作。即,可以说信号转换部46的动作与放射线的入射同步。根据这种动作,在放射线入射后立即进行信号转换处理,因此,不会产生位相偏移的问题。另外,也不会产生浪费的等待时间。这种动作相对于针对每个随机入射的粒子进行信号转换处理的光子计数型的检测器的亲和性高。
进一步,在某一时机,在放射线入射到多个像素G的情况下,也能够分别独立地开始生成数字信号的动作。进一步,也能够仅使与产生放射线的入射的像素G对应的信号转换部46进行动作,而使与未产生放射线的入射的像素G对应的信号转换部46不进行动作。在对全部像素G一律进行信号转换动作的情况下,像素数增加时,电力消耗也与像素数成比例地增加。但是,本实施方式的放射线拍摄装置1能够仅使需要的信号转换部46进行动作,因此,电力消耗不与像素数成比例。因此,能够兼顾对像素数的增加和电力消耗的增加的抑制。
存储器47与信号转换部46连接。存储器47从信号转换部46接受数字信号而且,存储器47在每次被输入数字信号/>时,保存数字信号/>存储器47将数字信号/>逐次保存在规定的存储器空间。存储器47通过布线51(布线部)与控制部5连接。布线51的输入为一个,布线51的输出为多个。而且,布线51的输入与控制部5连接,布线51的输出与信号处理部45的存储器47连接。即,从一个控制部5向多个存储器47输出传输信号θ1。输出传输信号θ1的控制部5具有作为传输信号生成部的功能。
存储器47根据从控制部5提供的传输信号θ1向图像生成部4输出数字信号即,存储器47不接受时钟信号θ2,因此,并不由时钟信号θ2控制。换言之,信号转换部46的动作与存储器47的动作基于彼此不同的信号。因此,各自的动作也彼此独立。
放射线拍摄装置1具有:多个像素G,生成与入射的放射线的能量或粒子的数量对应的电荷;多个信号处理部45,与多个像素G中的每一个连接,并且基于由像素G提供的电荷生成数字值;以及电路基板3,二维状地配置有包括多个像素G以及多个信号处理部45的放射线检测器2。多个信号处理部45分别包括:信号转换部46,将基于电荷的模拟值转换为数字值;以及时钟信号生成部48,将用于生成数字值的时钟信号提供给信号转换部。
放射线拍摄装置1针对每个像素G设有信号处理部45。而且,信号处理部45分别包括信号转换部46以及时钟信号生成部48。即,放射线拍摄装置1针对每个像素G设有时钟信号生成部48。根据这种构成,能够进行仅驱动与入射了放射线的像素G对应的信号转换部46并且不驱动与未入射放射线的像素G对应的信号转换部46的动作。因此,在像素G的数量增加的情况下,也不会使不需要动作的信号转换部46进行动作,因此,能够抑制电力消耗的增加。
本发明的放射线拍摄装置1并不限于上述实施方式。
附图标记说明
1放射线拍摄装置;2放射线检测器;3电路基板;4图像生成部;5控制部;10电荷生成部;20读出部;11半导体检测部;12控制电极部;13电荷输出电极;11a半导体入射面;11b半导体输出面;30中间基板;40导出基板;30a中间输入面;30b中间输出面;30S中间输入区域;31第一中间电极;30R中间输出区域;32第二中间电极;40a导出输入面;40b导出输出面;41第一导出电极;42第二导出电极;45信号处理部;46信号转换部;47存储器;48时钟信号生成部。
Claims (3)
1.一种放射线拍摄装置,其中,具有:
多个像素,生成与入射的放射线的能量或粒子的数量对应的电荷;
多个信号处理部,与多个所述像素中的每一个连接,并且基于由所述像素提供的所述电荷生成数字值;以及
电路基板,二维状地配置有包括多个所述像素以及多个所述信号处理部的放射线检测器,
多个所述信号处理部分别包括:
信号转换部,将基于所述电荷的模拟值转换为所述数字值;以及
时钟信号生成部,将用于生成所述数字值的时钟信号提供给所述信号转换部。
2.如权利要求1所述的放射线拍摄装置,其中,所述时钟信号生成部将由所述放射线入射到所述像素引起的所述电荷的产生作为触发,开始向所述信号转换部提供所述时钟信号。
3.如权利要求1或2所述的放射线拍摄装置,其中,还具有:
传输信号生成部,将用于将所述数字值从所述信号处理部向所述电路基板输出的传输信号提供给多个所述信号处理部中的每一个;以及
布线部,将所述传输信号向所述信号处理部传送。
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Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS59137874A (ja) * | 1983-01-27 | 1984-08-08 | Hitachi Medical Corp | シンチレ−シヨンカメラのa/d変換回路 |
JP2012032322A (ja) * | 2010-08-02 | 2012-02-16 | Hitachi Consumer Electronics Co Ltd | 放射線検出器カード |
JP2017096798A (ja) * | 2015-11-25 | 2017-06-01 | 国立大学法人静岡大学 | 放射線検出装置 |
CN108618792A (zh) * | 2017-03-22 | 2018-10-09 | 富士胶片株式会社 | 放射线图像摄影装置 |
CN111919140A (zh) * | 2018-03-26 | 2020-11-10 | 富士胶片株式会社 | 放射线图像摄影装置 |
Family Cites Families (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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JP2011085479A (ja) * | 2009-10-15 | 2011-04-28 | Tele Systems:Kk | 光子計数型放射線検出器のキャリブレーション装置及びそのキャリブレーション方法 |
US10162066B2 (en) * | 2017-02-06 | 2018-12-25 | General Electric Company | Coincidence-enabling photon-counting detector |
WO2020056613A1 (en) * | 2018-09-19 | 2020-03-26 | Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. | An imaging method |
KR102136325B1 (ko) | 2018-12-20 | 2020-07-21 | (주)에이치피케이 | 수직 에어 블로우를 이용한 3차원 세포 배양체의 제조 장치 및 방법 |
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Patent Citations (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS59137874A (ja) * | 1983-01-27 | 1984-08-08 | Hitachi Medical Corp | シンチレ−シヨンカメラのa/d変換回路 |
JP2012032322A (ja) * | 2010-08-02 | 2012-02-16 | Hitachi Consumer Electronics Co Ltd | 放射線検出器カード |
JP2017096798A (ja) * | 2015-11-25 | 2017-06-01 | 国立大学法人静岡大学 | 放射線検出装置 |
CN108618792A (zh) * | 2017-03-22 | 2018-10-09 | 富士胶片株式会社 | 放射线图像摄影装置 |
CN111919140A (zh) * | 2018-03-26 | 2020-11-10 | 富士胶片株式会社 | 放射线图像摄影装置 |
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