TWI471122B - Medical X - ray imaging system - Google Patents

Medical X - ray imaging system Download PDF

Info

Publication number
TWI471122B
TWI471122B TW98113779A TW98113779A TWI471122B TW I471122 B TWI471122 B TW I471122B TW 98113779 A TW98113779 A TW 98113779A TW 98113779 A TW98113779 A TW 98113779A TW I471122 B TWI471122 B TW I471122B
Authority
TW
Taiwan
Prior art keywords
solid
imaging
column
ray
imaging device
Prior art date
Application number
TW98113779A
Other languages
English (en)
Other versions
TW201006442A (en
Inventor
Harumichi Mori
Ryuji Kyushima
Kazuki Fujita
Original Assignee
Hamamatsu Photonics Kk
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hamamatsu Photonics Kk filed Critical Hamamatsu Photonics Kk
Publication of TW201006442A publication Critical patent/TW201006442A/zh
Application granted granted Critical
Publication of TWI471122B publication Critical patent/TWI471122B/zh

Links

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03Computed tomography [CT]
    • A61B6/032Transmission computed tomography [CT]
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/50Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications
    • A61B6/51Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications for dentistry
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01TMEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2921Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras
    • G01T1/2928Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras using solid state detectors
    • HELECTRICITY
    • H04ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04NPICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/58Means for changing the camera field of view without moving the camera body, e.g. nutating or panning of optics or image sensors
    • HELECTRICITY
    • H04ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04NPICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/70SSIS architectures; Circuits associated therewith
    • H04N25/71Charge-coupled device [CCD] sensors; Charge-transfer registers specially adapted for CCD sensors
    • H04N25/75Circuitry for providing, modifying or processing image signals from the pixel array
    • HELECTRICITY
    • H04ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04NPICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/70SSIS architectures; Circuits associated therewith
    • H04N25/76Addressed sensors, e.g. MOS or CMOS sensors
    • HELECTRICITY
    • H04ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04NPICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N5/00Details of television systems
    • H04N5/30Transforming light or analogous information into electric information
    • H04N5/32Transforming X-rays
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03Computed tomography [CT]
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4429Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
    • A61B6/4435Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit and the detector unit being coupled by a rigid structure
    • A61B6/4441Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit and the detector unit being coupled by a rigid structure the rigid structure being a C-arm or U-arm

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)

Description

醫療用X光攝像系統
本發明係關於醫療用X光攝像系統。
近年來,醫療用X光攝影係廣泛採用使用X光攝像裝置之X光成像系統,來取代X光感光底片。該類X光成像系統未如X光感光底片般需要顯影,可即時確認X光圖像等,其便利性高,於資料保存性或處理容易性方面亦具有優越點。牙科診斷的X光攝影亦逐步於所謂全口、顱、CT之各種攝像模式中,使用此類X光成像系統。
牙科用X光攝像系統的情況下,會有對X光攝像裝置所要求的攝像區域之形狀依上述各種攝像模式而不同之情況。亦即,對使用於全口攝影或顱攝影之攝像區域,於上下方向要求充分寬度。而且,對使用於CT攝影之攝像區域,要求於橫側方向有充分寬度,於上下方向亦要求某程度寬度。而且,然而,若準備符合該等要求之複數個X光攝像裝置,會產生X光攝像系統大型化,或於變更攝像模式時,需要交換X光攝像裝置而耗費人力的問題。因此,宜可藉由1個X光攝像裝置來解決關於攝像區域之該等要求。
例如於專利文獻1,揭示一種包含X光產生部及X光檢測部之牙科診斷用之X光攝像裝置。於該X光攝像裝置,為了可選擇性地切換產生X光裂隙射束與X光廣域射束,介以細溝狀之狹縫或矩形狹縫照射X光。X光裂隙射束使用於全口攝影或顱攝影等,X光廣域射束使用於CT攝影等。然後,於該專利文獻1記載藉由1個固態攝像元件,拍攝通過細溝狀狹縫之X光裂隙射束及通過矩形狹縫之X光廣域射束雙方。
而且,作為用於此類醫療用X光攝像系統之固態攝像裝置,利用CMOS技術之裝置係為人所知,其中,被動畫素感測器(PPS:Passive Pixel Sensor)方式尤其為人所知。PPS方式之固態攝像裝置包含受光部,其係包含發生與射入光強度相應之量之電荷的光電二極體之PPS型像素,以M列N行進行二維排列;將在各像素與光射入相應而於光電二極體發生的電荷,於積分電路積存於電容元件,並輸出與該積存電荷量相應之電壓值。
一般而言,各行之M個像素分別之輸出端係介以對應於該行而設置之讀出用布線,與對應於該行而設置之積分電路之輸入端連接。然後,於各像素之光電二極體發生的電荷係從第1列至第M列,依序於每列通過對應於該行之讀出用布線而輸入於積分電路,並從該積分電路輸出與電荷量相應之電壓值。
先行技術文獻 專利文獻
專利文獻1:國際公開專利第2006/109808號小冊
如前述,牙科用X光攝像系統的情況時,會有對固態攝像裝置所要求的攝像區域之形狀依所謂全口或CT之各種攝像模式而不同之情況,宜可藉由1個固態攝像裝置來實現該等攝像模式。然而,專利文獻1所記載之構成雖藉由1個固態攝像裝置來拍攝該等攝像模式之X光射束,但為了將上下方向具有充分寬度之全口用攝像區域、及橫側方向具有充分寬度之CT用攝像區域,收斂於1個受光面內,需要於上下方向及橫側方向雙方具有充分寬度之寬廣受光面。然而,由於作為固態攝像裝置之受光部的材料之半導體晶圓的大小等限制,會有無法生產包含有此類寬廣受光面之固態攝像裝置的情況。
本發明係為了解決上述問題點而完成,其目的係於具有至少兩種攝像模式之醫療用X光攝像系統,藉由1個固態攝像裝置來實現該兩種攝像模式,且抑制對固態攝像裝置之受光面所要求的面積增加。
關於本發明之醫療用X光攝像系統之特徵為:包含於被檢者之顎部周圍移動,同時拍攝X光像之固態攝像裝置,並具有至少兩種攝像模式;固態攝像裝置包含有受光部,其係將分別包含光電二極體之M×N個(M<N,M及N為2以上之整數)像素以M列N行地二維排列而成,並包含有以列方向為長邊方向之長方形狀的受光面;N條讀出用布線,其係於各行分別配設,與對應行之前述像素所包含之前述光電二極體經由讀出用開關而連接;信號讀出部,其係保持與經由讀出用布線而輸入之電荷的量相應之電壓值,並依序輸出該保持之電壓值;控制部,其係控制各像素之讀出用開關之開閉動作,並且控制信號讀出部之電壓值之輸出動作,使與在各像素之光電二極體所發生之電荷的量相應之電壓值,從信號讀出部輸出;及閃爍器,其係對應於射入之X光而產生閃爍光,將X光像轉換為光像,將該光像輸出至受光部;且進一步包含旋轉控制部,其係使前述固態攝像裝置可於與前述受光面垂直之軸線周圍旋轉地支持前述固態攝像裝置,並且控制固態攝像裝置之旋轉角,以於兩種攝像模式中之一攝像模式時,使受光部之長邊方向與固態攝像裝置之移動方向平行,並且於兩種攝像模式中之另一攝像模式時,使受光部之長邊方向與固態攝像裝置之移動方向正交。
於關於本發明之醫療用X光攝像系統,固態攝像裝置之受光部包含有長方形狀之受光面。而且,該固態攝像裝置係藉由旋轉控制部,可繞著與受光面垂直之軸線旋轉而支持。然後,固態攝像裝置之旋轉角受到控制,以於兩種攝像模式中之一攝像模式(例如CT攝像模式)時,使受光部之長邊方向與固態攝像裝置之移動方向平行,而且於另一攝像模式(例如全口攝像模式)時,使受光部之長邊方向與固態攝像裝置之移動方向正交。藉由此類構成,分別於需要固態攝像裝置之移動方向設為長邊方向之攝像區域(例如CT用攝像區域)之情況,及於需要與固態攝像裝置之移動方向正交之方向設為長邊方向之攝像區域(例如全口用攝像區域)之情況下,可使攝像區域之長邊方向與受光部之長邊方向相互一致。因此,若依據上述醫療用X光攝像系統,可藉由1個固態攝像裝置來實現兩種模式,並且可抑制用以將各攝像模式所必要之不同形狀的攝像區域,收斂於1個受光面內所必要之受光面之面積增加。
而且,於關於本發明之醫療用X光攝像系統,複數個像素以M列×N行地二維排列之固態攝像裝置之受光面的形狀係將列方向設為長邊方向之長方形狀,且M<N,亦即像素之行數多於列數。然後,如前述,各攝像模式之攝像區域之長邊方向與受光面之長邊方向相互一致。而且,於此醫療用X光攝像系統,除了此類構成以外,由於讀出用布線係於各行分別配設,因此讀出用布線之配設方向與攝像區域之短邊方向會於各攝像模式始終一致。因此,於任一攝像模式,均可減少於各圖框,從讀出用布線讀出電荷之對象像素(光電二極體)的數目,故可更加快圖框率(每單位時間所輸出之圖框資料的個數)。
而且,醫療用X光攝像系統之特徵亦可為:固態攝像裝置之旋轉中心位於長方形狀的受光部之4個角部中之1個角部;固態攝像裝置進行旋轉,以使該1個角部於兩種攝像模式雙方中,對於被檢者位於下顎側。固態攝像裝置移動於被檢者之顎部周圍,同時拍攝X光像時,多半藉由將被檢者的下顎部載置於支持台上,以固定被檢者之頭部位置,於此類情況下,被檢者顎部之高度位置的基準為顎下端。若依據該醫療用X光攝像系統,可使兩種攝像模式之受光面下端的高度,於作為旋轉中心之角部的高度相互一致。因此,可精度良好地對齊兩種攝像模式之受光面高度與被檢者之顎部高度。
而且,醫療用X光攝像系統之特徵亦可為:控制部於一攝像模式時,使與在受光部之M×N個像素各自之光電二極體所發生之電荷的量相應之電壓值,從信號讀出部輸出;於另一攝像模式時,使與在受光部之連續M1 列(M1 <M)之特定範圍所含的各像素之光電二極體所發生之電荷的量相應之電壓值,從信號讀出部輸出。藉此,可適宜地實現於各攝像模式,寬度分別不同之攝像區域,例如CT攝像模式之橫側方向稍長之寬度寬的形狀之攝像模式、及全口攝像模式之以上下方向作為長邊方向之細長形狀之攝像區域。
此情況下,控制部宜於另一攝像模式時,將受光部之M列中,從最接近信號讀出部的列依序算起之M1 列之範圍作為特定範圍,使與在該特定範圍之各像素之光電二極體所發生之電荷的量相應之電壓值,從信號讀出部輸出。藉此,於讀出布線產生斷線等故障之情況時,可減低特定範圍(亦即攝像區域)成為不能讀出的確率。而且,固態攝像裝置宜於受光部之特定範圍、與該特定範圍除外之其他範圍之間,進一步包含有設置於各讀出用布線上之切離用開關;控制部宜於一攝像模式時,關閉切離用開關,於另一攝像模式時,開啟切離用開關。藉此,可適宜地進行與各攝像模式相應之攝像區域之切換。
而且,控制部於另一攝像模式時,使與上述特定範圍所含的各像素之電荷量相應之電壓值,從信號讀出部輸出之情況下,固態攝像裝置宜進一步包含有放電機構,其係於另一攝像模式時,將受光部之特定範圍除外之其他範圍的各像素之光電二極體之接合電容部進行放電。藉此,於另一攝像模式時,可容易排出積存於特定範圍除外之其他範圍所含的各像素之光電二極體的電荷。
而且,醫療用X光攝像系統之特徵亦可為:控制部於另一攝像模式時,與一攝像模式相比,更縮小根據從信號讀出部所輸出的電壓值之圖框資料之讀出像素間距,更加速於每單位時間輸出之圖框資料的個數,即圖框率,更增大對於信號讀出部的輸入電荷量之輸出電壓值之比,即增益。藉此,可進行適於所謂CT或全口之各攝像模式的動作。
而且,醫療用X光攝像系統係一攝像模式適宜為進行牙科用X光攝影之CT攝影的攝像模式,另一攝像模式適宜為進行牙科用X光攝影之全口攝影的攝像模式。
若依據本發明,於具有至少兩種攝像模式之醫療用X光攝像系統,可藉由1個固態攝像裝置來實現該兩種攝像模式,且可抑制對固態攝像裝置之受光面所要求的面積增加。
以下,參考附圖來詳細說明用以實施本發明之最佳型態。此外,於圖式之說明中,於同一要素附上同一符號,並省略重複說明。
圖1係作為本發明之一實施型態而表示醫療用X光攝像系統100之構成之圖。本實施型態之X光攝像系統100主要包含牙科醫療中之所謂全口攝影、顱攝影、CT攝影之攝像模式,其拍攝被檢者之顎部的X光像。X光攝像系統100包含固態攝像裝置及X光產生裝置,藉由固態攝像裝置,拍攝從X光產生裝置輸出並穿透被照體A(亦即被檢者之顎部)之X光。
於此圖所示之X光攝像系統100包含固態攝像裝置1A、X光產生裝置106、及可旋轉地支持固態攝像裝置1A之旋轉控制部108。
X光產生裝置106係朝向被照體A產生X光。從X光產生裝置106產生的X光之照野係藉由一次狹縫板106b控制。於X光產生裝置106內建有X光管,藉由調整該X光管之管電壓、管電流及通電時間等條件,來控制對被照體A之X光照射量。而且,X光產生裝置106係藉由一次狹縫板106b之開口範圍受到控制,可於某攝像模式時,以特定擴開角輸出X光,於其他攝像模式,以窄於該特定擴開角之擴開角輸出X光。
固態攝像裝置1A係包含有二維排列之複數個像素之CMOS型固態攝像裝置,將通過被照體A之X光像轉換為電性之圖像資料D。於固態攝像裝置1A前方,設置有限制X光射入區域之二次狹縫板107。旋轉控制部108係支持固態攝像裝置1A可繞著垂直於固態攝像裝置1A之受光面11的軸線C旋轉,使固態攝像裝置1A旋轉至與所謂CT攝影或全口攝影、顱攝影之攝像模式相應之特定角度位置。
X光攝像系統100進一步包含迴旋臂104。迴旋臂104係使X光產生裝置106與固態攝像裝置1A相互對向而保持,於CT攝影或全口攝影、或者顱攝影時,使該等迴旋於被照體A之四周。而且,設置有滑動機構113,其係於線性斷層攝影時,用以使固態攝像裝置1A對於被照體A進行直線變位。迴旋臂104係藉由構成旋轉台之臂馬達109驅動,其旋轉角度係藉由角度感測器112檢測。而且,臂馬達109係搭載於XY台114之可動部,於水平面內任意調整旋轉中心。
從固態攝像裝置1A輸出之圖像資料D係一旦從CPU(中央處理裝置)121取入後,儲存於圖框記憶體122。從儲存於圖框記憶體122之圖像資料,藉由特定運算處理再生沿著任意斷層面之斷層圖像或全口圖像。再生之斷層圖像或全口圖像輸出至視訊記憶體124,藉由DA轉換器125轉換為類比信號後,藉由CRT(陰極射線管)等圖像顯示部126顯示,以供做各種診斷。
於CPU121連接有信號處理所必要之工作記憶體123,進一步連接有包含面板開關或X光照射開關等之操作面板119。而且,CPU121分別連接於驅動臂馬達109之馬達驅動電路111、控制一次狹縫板106b及二次狹縫板107之開口範圍之狹縫控制電路115及116、以及控制X光產生裝置106之X光控制電路118,進一步輸出用以驅動固態攝像裝置1A之時鐘信號。X光控制電路118係根據藉由固態攝像裝置1A拍攝到之信號,回授控制對於被照體之X光照射量。
圖2係表示從被照體A(被檢者之顎部)上方觀看之固態攝像裝置1A迴旋移動於被照體A周圍之狀況之圖。此外,於此圖中,以一點短劃線表示固態攝像裝置1A之軌跡。固態攝像裝置1A係藉由迴旋臂104,一面以被照體A為中心而移動於沿著水平面之周方向(圖中之箭頭B),一面進行通過被照體A之X光像之攝像。此時,設定固態攝像裝置1A之面向方向,以使固態攝像裝置1A之受光面11始終與被照體A相對向。
圖3及圖4係表示本實施型態之固態攝像裝置1A之構成之圖。圖3係下切固態攝像裝置1A之一部分而表示之俯視圖;圖4係沿著圖3之IV-IV線之固態攝像裝置1A之側剖面圖。此外,於圖3及圖4,為了容易理解而一併表示有XYZ正交座標系統。
如圖3所示,固態攝像裝置1A包含製入半導體基板3之主面之受光部10A、信號讀出部20、A/D轉換部30及掃描移位暫存器40。此外,受光部10A、信號讀出部20、A/D轉換部30及掃描移位暫存器40亦可分別形成於個別之半導體基板上。而且,如圖4所示,除半導體基板3以外,固態攝像裝置1A還包含平板狀之基材2、閃爍器4及X光遮蔽部5。半導體基板3黏貼於基材2,閃爍器4配置於半導體基板3上。閃爍器4係與射入之X光相應而產生閃爍光,將X光像轉換為光像,並將該光像輸出至受光部10A。閃爍器4設置為覆蓋受光部10A,或者藉由蒸鍍設置於受光部10A上。X光遮蔽部5係含有X光之穿透率極低的鉛等材料。X光遮蔽部5係覆蓋半導體基板3之周緣部,防止X光對信號讀出部20等射入。
受光部10A係藉由M×N個像素P以M列N行進行二維排列而構成。此外,於圖3,行方向係與X軸方向一致,列方向係與Y軸方向一致。M、N分別為2以上且符合M<N之整數。亦即,受光部10A之列方向的像素P之數目多於行方向的像素P之數目。然後,受光部10A之受光面係呈現以列方向(Y軸方向)作為長邊方向,以行方向(X軸方向)作為短邊方向之長方形狀。各像素P係以例如100μm之間距排列,且為PPS方式而包含有共通之構成。
此外,於半導體基板3,於受光部10A周圍亦形成有像素,此類像素係由X光遮蔽部5覆蓋,光未射入,未發生電荷,因此對攝像無助益。本實施型態之受光部10A係包含以M列N行進行二維排列之M×N個像素P,以作為攝像用之有效像素。換言之,於本實施型態之半導體基板3,作為受光部10A之區域係藉由X光遮蔽部5之開口5a而規定。
信號讀出部20係保持與輸出自受光部10A之各像素P之電荷的量相應之電壓值,並依序輸出該保持之電壓值。AD轉換部30係輸入從信號讀出部20輸出之電壓值,對於該輸入之電壓值(類比值)進行A/D轉換處理,並輸出與該輸入電壓值相應之數位值。掃描移位暫存器40係控制各像素P,以使積存於各像素P之電荷於每列依序輸出至信號讀出部20。
包含此類固態攝像裝置1A之X光攝像系統100係如前述,包含所謂CT攝影、全口攝影及顱攝影之攝像模式。然後,固態攝像裝置1A係藉由旋轉控制部108,支持為可繞著垂直於受光面之軸線旋轉,控制為與攝像模式相應之特定角度位置。而且,固態攝像裝置1A具有與攝像模式相應而變更受光部10A之攝像區域(受光部10A中,對攝像資料有助益之區域)的功能。
於此,圖5-(a)、圖5-(b)係表示與攝像模式相應之固態攝像裝置1A之角度位置及受光部10A之攝像區域之圖。圖5-(a)係表示所謂CT攝影之攝像模式(第1攝像模式)之固態攝像裝置1A的角度位置及受光部10A的攝像區域10a之圖。而且,圖5-(b)係表示所謂全口攝影或顱攝影之攝像模式(第2攝像模式)之固態攝像裝置1A的角度位置及受光部10A的攝像區域100之圖。此外,於圖5-(a)、圖5-(b),箭頭B係表示藉由迴旋臂104(參考圖1)之固態攝像裝置1A之移動方向。
如圖5-(a)所示,於所謂CT攝影之第1攝像模式時,控制固態攝像裝置1A之旋轉角,以使受光部10A之長邊方向(列方向)沿著移動方向B,更嚴密而言,使受光部10A之列方向與移動方向B成為平行。而且,此時之攝像區域10a係藉由受光部10A之M列N行之所有像素P構成。亦即,像素區域10a之列方向及行方向之寬度分別與受光部10A相同。
而且,如圖5-(b)所示,於所謂全口攝影或顱攝影之第2攝像模式時,控制固態攝像裝置1A之旋轉角,以使受光部10A之長邊方向(列方向)與移動方向B正交,換言之即對於固態攝像裝置1A之迴旋平面成為垂直。因此,例如從CT攝像模式轉移為全口攝像模式時,固態攝像裝置1A係旋轉90°。而且,此時之攝像區域10b係藉由排列成M列之像素P中之連續M1 列(其中,M1 <M)之像素P所構成。亦即,攝像區域10b之列方向的長度係與受光部10A相同,攝像區域10b之行方向的寬度短於受光部10A。而且,此類攝像區域10b宜儘可能接近信號讀出部20。例如受光部10A之M列中,從最接近信號讀出部20的列依序算起之M1 列之範圍作為攝像區域10b即可。此外,此類攝像區域10b係藉由於圖3所示之掃描移位暫存器40,選擇取出電荷之對象像素P而實現。
於關於本實施型態X光攝像系統100,藉由如此控制固態攝像裝置1A之旋轉角,可獲得以下效果。如上述,固態攝像裝置1A之受光部10A包含有長方形狀之受光面。然後,分別於需要固態攝像裝置1A之移動方向B設為長邊方向之攝像區域10a之第1攝像模式,及於需要與固態攝像裝置1A之移動方向B正交之方向設為長邊方向之攝像區域10b之第2攝像模式,可使攝像區域10a、10b之長邊方向與受光部10A之長邊方向相互一致。因此,若依據關於本實施型態之X光攝像系統100,可藉由1個固態攝像裝置1A來實現兩種模式,並且可縮小用以將各攝像模式所必要之不同形狀的攝像區域10a、10b,收斂於1個受光部10A所必要之受光部10A之面積。
於此,於進行CT攝影之第1攝像模式,由於必須以1次攝影來攝影齒列之寬度全體,因此作為攝像區域10a之尺寸,要求例如高度(亦即與移動方向B正交之方向的寬度)8cm以上、橫寬(與移動方向B平行之方向的寬度)12cm以上。因此,如圖6-(a)所示,於大致圓形之矽晶圓W,若藉由為了受光部10A而進行正方形之版面配置,以將受光部10A之尺寸設為例如橫寬12cm、高度12cm,則符合第1攝像模式之要求尺寸。然而,於進行全口攝影之第2攝像模式,由於必須以1次攝影從顎攝影至上下齒列,因此作為攝像區域10b之尺寸,要求例如高度15cm以上(此外,橫寬為7mm以上即可)。因此,若想使用1個固態攝像裝置來實現雙方之攝像模式之情況時,如專利文獻1所記載之構成,若不旋轉固態攝像裝置而分配該等之攝像區域,需要高度15cm以上、橫寬12cm以上之受光部,需要更大的矽晶圓。
相對於此,例如圖6-(b)所示,將矽晶圓W之受光部10A之尺寸設為15cm×8cm之長方形,可實現符合第2攝像模式之攝像區域10b之要求尺寸的受光部10A。然後,如本實施型態之固態攝像裝置1A,藉由使該受光部10A旋轉90°,亦可符合第1攝像模式之攝像區域10a之要求尺寸。如此,若依據關於本實施型態之固態攝像裝置1A,可不將矽晶圓大面積化,並將於第1攝像模式及第2攝像模式所需要的不同形狀之攝像區域10a、10b收斂於1個受光部10A。
而且,若例如專利文獻1所記載之構成般,不使固態攝像裝置旋轉而使用,如圖7-(a)、圖7-(b)所示,於受光部110,第1攝像模式之攝像區域110a之長邊方向與第2攝像模式之攝像區域110b之長邊方向相互正交。於此類構成中,例如圖7-(a)所示,若沿著攝像區域110a之長邊方向配置信號讀出部120,攝像區域110a之每一行之像素數雖變少(圖7-(a)之箭頭E1 ),但攝像區域110b之每一行之像素數變多(圖7-(a)之箭頭E2 ),第2攝像模式之電荷讀出會耗費時間。相反地,例如圖7-(b)所示,若沿著攝像區域110b之長邊方向配置信號讀出部120,攝像區域110b之每一行之像素數雖變少(圖7-(b)之箭頭E3 ),但攝像區域110a之每一行之像素數變多(圖7-(b)之箭頭E4 ),第1攝像模式之電荷讀出會耗費時間。如此,若不使固態攝像裝置旋轉而分配各攝像區域,於第1攝像模式及第2攝像模式之任一模式中,電荷讀出會耗費時間,圖框率(每單位時間所輸出之圖框資料的個數)變慢。
而且,如圖8-(a)、圖8-(b)所示,即使是將受光部130之形狀製成長方形,旋轉固態攝像裝置而使用之情況,於行數N少於列數M之情況下(換言之,沿著受光部130之短邊方向配置信號讀出部140之情況時),於第1攝像模式之攝像區域10a及第2攝像模式之攝像區域10b雙方中,每一行之像素數變多(圖8-(a)之箭頭E5 、圖8-(b)之箭頭E6 )。該情況下,於第1攝像模式及第2攝像模式雙方,電荷讀出會耗費時間,圖框率變慢。
相對於此,於關於本實施型態之固態攝像裝置1A,如圖9-(a)、圖9-(b)所示,受光部10A之受光面形狀係以列方向作為長邊方向之長方形狀,M<N,亦即像素P之行數N多於列數M。然後,如前述,各攝像模式之攝像區域10a、10b之長邊方向與受光部10A之長邊方向相互一致。於固態攝像裝置1A,於各行分別配設用以從各像素P讀出電荷之N條讀出用布線(後述),藉由該等構成,讀出用布線之配設方向與攝像區域10a、10b之短邊方向係於各攝像模式始終一致。因此,於任一攝像模式中,可減少於各圖框從讀出用布線讀出電荷之對象像素P之數目(圖9-(a)之箭頭E7 、圖9-(b)之箭頭E8 ),可縮短電荷之讀出時間,可更加快圖框率。
而且,如前述,固態攝像裝置1A係藉由旋轉控制部108所支持,控制在與攝像模式相應之角度位置。於此,圖10-(a)、圖10-(b)係表示與固態攝像裝置1A之旋轉中心(圖1所示之軸線C)之位置相應之受光部10A之旋轉狀況之圖。圖10-(a)係表示以受光部10A之中心E作為固態攝像裝置1A之旋轉中心之情況。而且,圖10-(b)係表示以長方形狀之受光部10A之4個角部中之1個角部F作為固態攝像裝置1A之旋轉中心,使固態攝像裝置1A旋轉,以便於第1攝像模式及第2攝像模式中,角部F均對於其他角部位於下方(亦即,角部F對於被檢者始終位於下顎側)之情況。此外,於圖10-(a)、圖10-(b),以實線所示的圖係表示所謂全口攝影或顱攝影之第2攝像模式之受光部10A之角度位置,以虛線所示的圖係表示所謂CT攝影之第1攝像模式之受光部10A之角度位置。
本實施型態之固態攝像裝置1A之旋轉中心可設定為例如圖10-(a)之中心E或圖10-(b)之角部F等之各種位置,但最宜於圖10-(b)之角部F設定固態攝像裝置1A之旋轉中心。固態攝像裝置1A一面移動於被檢者之顎部周圍,一面拍攝X光像時,多半藉由將被檢者的下顎部載置於支持台上,以固定被檢者之頭部位置,於此類情況下,被檢者顎部之高度位置的基準為顎下端。因此,若於圖10-(b)之角部F設定固態攝像裝置1A之旋轉中心,可使第1攝像模式及第2攝像模式之受光面10A下端的高度,於角部F之高度相互一致。因此,可於第1攝像模式及第2攝像模式雙方,精度良好地對齊受光面10A之高度與被檢者之顎部高度。
接下來,針對關於本實施型態之固態攝像裝置1A的詳細構成來說明。圖11係表示固態攝像裝置1A之內部構成之圖。受光部10A係M×N個像素P1,1 ~PM,N 以M列N行進行二維排列而成。像素Pm,n 位於第m列第n行。於此,m為1以上、M以下之各整數,n為1以上、N以下之各整數。第m列之N個像素Pm,1 ~Pm,N 分別係藉由第m列選擇用布線LV,m 而與掃描移位暫存器40連接。此外,於圖11中,掃描移位暫存器40包含於控制部6A。第n行之M個像素P1,n ~PM,n 分別之輸出端係藉由第n行讀出用布線LO,n 而與信號讀出部20之積分電路Sn 連接。
信號讀出部20包含N個積分電路S1 ~SN 及N個保持電路H1 ~HN 。各積分電路Sn 包含有共通的構成。而且,各保持電路Hn 包含有共通的構成。各積分電路Sn 包含有與讀出用布線LO,n 連接之輸入端,積存輸入於該輸入端之電荷,從輸出端,將與其積存電荷量相應之電壓值輸出至保持電路Hn 。N個積分電路S1 ~SN 分別係藉由重設用布線LR 而與控制部6A連接,而且藉由增益設定用布線LG 而與控制部6A連接。各保持電路Hn 包含有與積分電路Sn 之輸出端連接之輸入端,保持輸入於該輸入端之電壓值,從輸出端,將其保持之電壓值輸出至電壓輸出用布線Lout 。N個保持電路H1 ~HN 分別係藉由保持用布線LH 而與控制部6A連接。而且,各保持電路Hn 係藉由第n行選擇用布線LH,n 而與控制部6A之讀出移位暫存器41連接。
A/D轉換部30係輸入分別從N個保持電路H1 ~HN 輸出至電壓輸出用布線Lout 之電壓值,對於該輸入之電壓值(類比值)進行A/D轉換處理,將與該輸入電壓值相應之數位值作為圖像資料D輸出。
控制部6A之掃描移位暫存器40係將第m列選擇控制信號Vsel(m),輸出至第m列選擇用布線Lv,m ,並將該第m列選擇控制信號Vsel(m)給予第m列之N個像素Pm,1 ~Pm,N 各個。M個列選擇控制信號Vsel(1)~Vsel(M)依序成為顯著值。而且,控制部6A之讀出移位暫存器41係將第n行選擇控制信號Hsel(n)輸出至第n行選擇用布線LH,n ,並將該第n行選擇控制信號Hsel(n)給予保持電路Hn 。N個行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)亦依序成為顯著值。
而且,控制部6A係將重設控制信號Reset輸出至重設用布線LR ,將該重設控制信號Reset給予N個積分電路S1 ~SN 各個。控制部6A係將增益設定信號Gain輸出至增益設定用布線LG ,將該增益設定信號Gain給予N個積分電路S1 ~SN 各個。控制部6A係將保持控制信號Hold輸出至保持用布線LH ,將該保持控制信號Hold給予N個保持電路H1 ~HN 各個。進一步而言,雖未圖示,但控制部6A亦控制A/D轉換部30之A/D轉換處理。
圖12為固態攝像裝置1A之像素Pm,n 、積分電路Sn 及保持電路Hn 分別之電路圖。於此,代表M×N個像素P1,1 ~PM,N 而表示像素Pm,n 之電路圖,代表N個積分電路S1 ~SN 而表示積分電路Sn 之電路圖,而且代表N個保持電路H1 ~HN 而表示保持電路Hn 之電路圖。亦即,表示與第m列第n行之像素Pm,n 及第n行讀出用布線LO,n 相關連之電路部分。
像素Pm,n 包含光電二極體PD及讀出用開關SW1 。光電二極體PD之陽極端子接地,光電二極體PD之陰極端子係介以讀出用開關SW1 而與第n行讀出用布線LO,n 連接。光電二極體PD係發生與射入光強度相應的量之電荷,將該發生之電荷積存於光電二極體PD本身之接合電容部。讀出用開關SW1 係從控制部6A,被給予通過第m列選擇用布線LV,m 之第m列選擇控制信號Vsel(m)。第m列選擇控制信號Vsel(m)係指示受光部10A之第m列之N個像素Pm,1 ~Pm,N 分別的讀出用開關SW1 之開閉動作。
於該像素Pm,n ,第m列選擇控制信號Vsel(m)為低位準時,讀出用開關SW1 打開,於光電二極體PD發生之電荷係未輸出至第n行讀出用布線LO,n 而積存於光電二極體PD本身之接合電容部。另一方面,於第m列選擇控制信號Vsel(m)為高位準時,讀出用開關SW1 關閉,迄今於光電二極體PD發生並積存於光電二極體PD本身之接合電容部之電荷,係經過讀出用開關SW1 而輸出至第n行讀出用布線LO,n
第n行讀出用布線LO,n 係與受光部10A之第n行之M個像素P1,n ~PM,n 分別之讀出用開關SW1 連接。第n行讀出用布線LO,n 係將M個像素P1,n ~PM,n 中之任一像素之光電二極體PD所發生之電荷,經由該像素之讀出用開關SW1 讀出並傳輸至積分電路Sn
積分電路Sn 包含放大器A2 、積分用電容器C21 、積分用電容器C22 、放電用開關SW21 及增益設定用開關SW22 。積分用電容器C21 及放電用開關SW21 係相互並聯地連接,並設置於放大器A2 之輸入端子與輸出端子之間。而且,積分用電容器C22 及增益設定用開關SW22 係相互串聯地連接,並以增益設定用開關SW22 連接於放大器A2 之輸入端子側之方式,設置於放大器A2 之輸入端子與輸出端子之間。放大器A2 之輸入端子係與第n行讀出用布線LO,n 連接。
於放電用開關SW21 ,從控制部6A給予經過重設用布線LR 之重設控制信號Reset。重設控制信號Reset係指示N個積分電路S1 ~SN 分別之放電用開關SW21 之開閉動作。增益設定用開關SW22 係從控制部6A,被給予經過增益設定用布線LG 之增益設定信號Gain。增益設定信號Gain係指示N個積分電路S1 ~SN 分別之增益設定用開關SW22 之開閉動作。
於此積分電路Sn ,積分用電容器C21 ,C22 及增益設定用開關SW22 係構成電容值可變之回授電容部。亦即,於增益設定信號Gain為低位準、增益設定用開關SW22 開啟時,回授電容部之電容值與積分用電容器C21 之電容值相等。另一方面,於增益設定信號Gain為高位準、增益設定用開關SW22 關閉時,回授電容部之電容值與積分用電容器C21 、C22 分別之電容值的和相等。於重設控制信號Reset為高位準時,放電用開關SW21 關閉,回授電容部放電,從積分電路Sn 輸出之電壓值被初始化。另一方面,於重設控制信號Reset為低位準時,放電用開關SW21 開啟,輸入於輸入端之電荷積存於回授電容部,從積分電路Sn 輸出與其積存電荷量相應之電壓值。
保持電路Hn 包含輸入用開關SW31 、輸出用開關SW32 及保持用電容器C3 。保持用電容器C3 之一端接地。保持用電容器C3 之另一端係介以輸入用開關SW31 而與積分電路Sn 之輸出端連接,並介以輸出用開關SW32 而與電壓輸出用布線Lout 連接。於輸入用開關SW31 ,從控制部6A給予通過保持用布線LH 之保持控制信號Hold。保持控制信號Hold係指示N個保持電路H1 ~HN 分別之輸入用開關SW31 之開閉動作。於輸出用開關SW32 ,從控制部6A給予通過第n行選擇用布線LH,n 之第n行選擇控制信號Hsel(n)。第n行選擇控制信號Hsel(n)係指示保持電路Hn 之輸出用開關SW32 之開閉動作。
於該保持電路Hn ,若保持控制信號Hold從高位準轉為低位準,輸入用開關SW31 從閉狀態轉為開狀態,當時輸入於輸入端之電壓值保持於保持用電容器C3 。而且,於第n行選擇控制信號Hsel(n)為高位準時,輸出用開關SW32 關閉,保持於保持用電容器C3 之電壓值輸出至電壓輸出用布線Lout
控制部6A係於輸出與受光部10A之第m列之N個像素Pm,1 ~Pm,N 分別之受光強度相應之電壓值時,藉由重設控制信號Reset,指示一旦關閉N個積分電路S1 ~SN 分別之放電用開關SW21 後再打開之後,藉由第m列選擇控制信號Vsel(m),指示歷經特定期間關閉受光部10A之第m列之N個像素Pm,1 ~Pm,N 分別之讀出用開關SW1 。控制部6A係於該特定期間,藉由保持控制信號Hold,指示將N個保持電路H1 ~HN 分別之輸入用開關SW31 從閉狀態轉為開狀態。然後,控制部6A係於該特定期間後,藉由行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N),指示依序將N個保持電路H1 ~HN 分別之輸出用開關SW32 僅關閉一定期間。控制部6A係針對各列依序進行如以上的控制。
如此,控制部6A係控制受光部10A之M×N個像素P1,1 ~PM,N 分別之讀出用開關SW1 的開閉動作,並且控制信號讀出部20之電壓值之保持動作及輸出動作。藉此,控制部6A係使與受光部10A之M×N個像素P1,1 ~PM,N 分別之光電二極體PD所發生之電荷的量相應之電壓值,作為圖框資料而從信號讀出部20重複輸出。
如前述,關於本實施型態之固態攝像裝置1A係具有所謂CT攝影之第1攝像模式、及所謂全口攝影或顱攝影之第2攝像模式。然後,如圖5所示,於第1攝像模式及第2攝像模式,受光部10A之攝像區域互異(於第1攝像模式為圖5-(a)之區域10a,於第2攝像模式為圖5-(b)之區域10b)。因此,控制部6A係於第1攝像模式時,使與在受光部10A之M×N個像素P1,1 ~PM,N 分別之光電二極體PD所發生之電荷的量相應之電壓值,從信號讀出部20輸出。而且,控制部6A係於第2攝像模式時,使與在受光部10A之連續M1 列(M1 ;小於M之整數)之特定範圍所含的各像素Pm,n 之光電二極體PD所發生之電荷的量相應之電壓值,從信號讀出部20輸出。
於該第2攝像模式時,攝像區域10b之配置宜接近信號讀出部20。因此,控制部6A係將受光部10A之M列中,從最接近信號讀出部20的列依序算起之M1 列之範圍作為上述特定範圍即可。亦即,如圖9所示,於受光部10A,最接近信號讀出部20的列成為第1列之情況時,控制部6A係於第2攝像模式時,將從受光部10A之第1列至第M1 列之範圍設為上述特定範圍,從信號讀出部20,使與在該特定範圍(第1列~第M1 列)之各像素Pm,n 之光電二極體PD所發生之電荷的量相應之電壓值輸出即可。
於此,圖13係用以說明將第2攝像模式之攝像區域10b靠近信號讀出部20配置之優點之圖。現在思慮於第n行讀出用布線LO,n 產生斷線等故障之情況。例如圖13-(a)所示,於受光部10A之中央附近配置攝像區域10b之情況時,若於信號讀出部20與攝像區域10b之間發生第n行讀出用布線LO,n 之斷線DL,無法將來自配置於該列之像素中,從信號讀出部20看來較斷線DL更遠之像素之電荷,送至信號讀出部20,產生圖像的缺損(所謂瑕疵(defect))。然後,於第2攝像模式,由於固態攝像裝置1A之移動方向B與受光部10A之行方向相互平行,因此於藉由一面移動固態攝像裝置1A,一面連續拍攝所獲得之全口圖像等,亦殘留有此類圖像之缺損。
相對於此,如圖13-(b)所示,將攝像區域10b靠近信號讀出部20配置之情況下,即使發生第n行讀出用布線LO,n 之斷線DL,其發生位置存在於信號讀出部20與攝像區域10b之間的確率變低。因此,由於可減低來自配置於攝像區域10b的該行之像素之電荷成為不能讀出的確率,因此可抑制瑕疵發生。
而且,控制部6A係於第2攝像模式時,與第1攝像模式相比,更縮小根據從信號讀出部20所輸出的電壓值之圖框資料之讀出像素間距,更加速於每單位時間輸出之圖框資料的個數,即圖框率,更增大對於信號讀出部20的輸入電荷量之輸出電壓值之比,即增益。例如於所謂CT攝影之第1攝像模式時,像素間距為200μm,圖框率(每1秒(s)之圖框數(F))為30F/s。而且,於所謂全口攝影或顱攝影之第2攝像模式時,像素間距為100μm,圖框率為300F/s。
如此,與第1攝像模式時相比,於第2攝像模式時,像素間距小,圖框率快。因此,於第1攝像模式時,為了較第2攝像模式時更增大像素間距,必須進行重合方格化(binning)讀出。而且,與第1攝像模式時相比,於第2攝像模式時,由於圖框率快,因此各圖框資料之各像素所接受的光量少。
因此,控制部6A係使對於信號讀出部20之輸入電荷量之輸出電壓值之比即增益,於第1攝像模式與第2攝像模式不同。亦即,如圖12所示,於構成各積分電路Sn 之情況下,控制部6A係藉由增益設定信號Gain,將增益設定用開關SW22 進行開閉控制,藉此適當地設定各積分電路Sn 之回授電容部之電容值,於第1攝像模式與第2攝像模式使增益不同。
更具體而言,於第1攝像模式時,藉由關閉增益設定用開關SW22 ,使回授電容部之電容值等於積分用電容器C21 及積分用電容器C22 之各電容值的和。其另一方面,於第2攝像模式時,藉由開啟增益設定用開關SW22 ,使回授電容部之電容值等於積分用電容器C21 之電容值。藉由如此,與第1攝像模式相比,於第2攝像模式時,更縮小各積分電路Sn 之回授電容部之電容值,更增大增益。藉此,可使對於某光量之像素資料在第1攝像模式與第2攝像模式成為相互接近的值,可於各攝像模式進行適宜的動作。
接著,詳細說明關於第1實施型態之固態攝像裝置1A之動作。於關於本實施型態之固態攝像裝置1A,於藉由控制部6A所進行之控制下,M個列選擇控制信號Vsel(1)~Vsel(M)、N個行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)、重設控制信號Reset及保持控制信號Hold分別於特定時序進行位準變化,藉此可拍攝射入於受光部10A的光之像,獲得圖框資料。
第1攝像模式時之固態攝像裝置1A之動作如以下。圖14係說明關於第1實施型態之固態攝像裝置1A之動作之時序圖。於此,說明關於進行2列2行之重合方格化讀出的第1攝像模式時之動作。亦即,將圖框資料之讀出像素間距設為像素間距的2倍。於各積分電路Sn ,增益設定用開關SW22 關閉,回授電容部之電容值設定為大值,增益設定為小值。
於此圖中,從上依序表示有:(a)指示N個積分電路S1 ~SN 分別之放電用開關SW21 之開閉動作之重設控制信號Reset;(b)指示受光部10A之第1列及第2列之像素P1,1 ~P1,N 、P2,1 ~P2,N 分別之讀出用開關SW1 之開閉動作之第1列選擇控制信號Vsel(1)及第2列選擇控制信號Vsel(2);(c)指示受光部10A之第3列及第4列之像素P3,1 ~像素P3,N 、P4,1 ~P4,N 分別之讀出用開關SW1 之開閉動作之第3列選擇控制信號Vsel(3)及第4列選擇控制信號Vsel(4);以及(d)指示N個保持電路H1 ~HN 分別之輸入用開關SW31 之開閉動作之保持控制信號Hold。
而且,於此圖中進一步接下來依序表示有:(e)指示保持電路H1 之輸出用開關SW32 之開閉動作之第1行選擇控制信號Hsel(1);(f)指示保持電路H2 之輸出用開關SW32 之開閉動作之第2行選擇控制信號Hsel(2);(g)指示保持電路H3 之輸出用開關SW32 之開閉動作之第3行選擇控制信號Hsel(3);(h)指示保持電路Hn 之輸出用開關SW32 之開閉動作之第n行選擇控制信號Hsel(n);及(i)指示保持電路HN 之輸出用開關SW32 之開閉動作之第N行選擇控制信號Hsel(N)。
於第1列及第2列之2N個像素P1,1 ~P1,N 、P2,1 ~P2,N 分別之光電二極體PD發生並積存於接合電容部之電荷的讀出係如以下進行。於時刻t10 前,M個列選擇控制信號Vsel(1)~Vsel(M)、N個行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)、重設控制信號Reset及保持控制信號Hold分別設為低位準。
從時刻t10 至時刻t11 之期間,從控制部6A輸出至重設用布線LR 之重設控制信號Reset成為高位準,藉此,分別於N個積分電路S1 ~SN ,放電用開關SW21 關閉,積分用電容器C21 、C22 放電。而且,較時刻t11 更晚的時刻t12 至時刻t15 之期間,從控制部6A輸出至第1列選擇用布線LV,1 之第1列選擇控制信號Vsel(1)成為高位準,藉此,受光部10A之第1列之N個像素P1,1 ~P1,N 分別之讀出用開關SW1 關閉。而且,於此相同期間(t12 ~t15 ),從控制部6A輸出至第2列選擇用布線LV,2 之第2列選擇控制信號Vsel(2)成為高位準,藉此,受光部10A之第2列之N個像素P2,1 ~P2 N 分別之讀出用開關SW1 關閉。
於此期間(t12 ~t15 )內,從時刻t13 至時刻t14 之期間,從控制部6A輸出至保持用布線LH 之保持控制信號Hold成為高位準,藉此,分別於N個保持電路H1 ~HN ,輸入用開關SW31 關閉。
於期間(t12 ~t15 )內,第1列及第2列之各像素P1,n ,P2,n 之讀出用開關SW1 關閉,各積分電路Sn 之放電用開關SW21 開啟。因此,迄今於像素P1,n 之光電二極體PD發生並積存於光電二極體PD本身之接合電容部之電荷,係經過該像素P1,n 之讀出用開關SW1 及第n行讀出用布線LO,n 而傳輸至積分電路Sn 之積分用電容器C21 、C22 並積存。而且,同時,迄今於像素P2,n 之光電二極體PD發生並積存於光電二極體PD本身之接合電容部之電荷,亦經過該像素P2,n 之讀出用開關SW1 及第n行讀出用布線LO,n 而傳輸至積分電路Sn 之積分用電容器C21 、C22 並積存。然後,與積存於各積分電路Sn 之積分用電容器C21 、C22 之電荷的量相應之電壓值,係從積分電路Sn 之輸出端輸出。
於該期間(t12 ~t15 )內之時刻t14 ,藉由保持控制信號Hold從高位準轉為低位準,分別於N個保持電路H1 ~HN ,輸入用開關SW31 從閉狀態轉為開狀態,當時從積分電路Sn 之輸出端輸出並輸入於保持電路Hn 之輸入端之電壓值,係保持於保持用電容器C3
然後,於期間(t12 ~t15 )後,從控制部6A輸出至行選擇用布線LH,1 ~LH,N 之行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)依序僅於一定時間成為高位準,藉此,N個保持電路H1 ~HN 分別之輸出用開關SW32 依序僅關閉一定期間,保持於各保持電路Hn 之保持用電容器C3 之電壓值係經過輸出用開關SW32 而依序輸出至電壓輸出用布線Lout 。輸出至該電壓輸出用布線Lout 之電壓值Vout 係表示於行方向,加算有第1列及第2列之2N個像素P1,1 ~P1,N 、P2,1 ~P2,N 分別之光電二極體PD之受光強度之值。
從N個保持電路H1 ~HN 分別依序輸出之電壓值係輸入於A/D轉換部30,並轉換為與該輸入電壓值相應之數位值。然後,於輸出自A/D轉換部30之N個數位值中,加算分別對應於第1行及第2行之數位值,並加算分別對應於第3行及第4行之數位值,其後亦加算每2個數位值。
接下來,於第3列及第4列之2N個像素P3,1 ~P3,N 、P4,1 ~P4,N 分別之光電二極體PD發生並積存於光電二極體PD本身之接合電容部之電荷的讀出係如以下進行。
從前述動作中行選擇控制信號Hsel(1)成為高位準之時刻t20 ,到較行選擇控制信號Hsel(N)曾經成為高位準後再成為低位準的時刻更晚之時刻t21 之期間,從控制部6A輸出至重設用布線LR 之重設控制信號Reset成為高位準,藉此,分別於N個積分電路S1 ~SN ,放電用開關SW21 關閉,積分用電容器C21 、C22 放電。而且,較時刻t21 更晚的時刻t22 至時刻t25 之期間,從控制部6A輸出至第3列選擇用布線LV,3 之第3列選擇控制信號Vsel(3)成為高位準,藉此,受光部10A之第3列之N個像素P3,1 ~P3,N 分別之讀出用開關SW1 關閉。而且,於此相同期間(t22 ~t25 ),從控制部6A輸出至第4列選擇用布線LV,4 之第4列選擇控制信號Vsel(4)成為高位準,藉此,受光部10A之第4列之N個像素P4,1 ~P4 N 分別之讀出用開關SW1 關閉。
於此期間(t22 ~t25 )內,從時刻t23 至時刻t24 之期間,從控制部6A輸出至保持用布線LH 之保持控制信號Hold成為高位準,藉此,分別於N個保持電路H1 ~HN ,輸入用開關SW31 關閉。
然後,於期間(t22 ~t25 )後,從控制部6A輸出至行選擇用布線LH,1 ~LH,N 之行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)依序僅於一定時間成為高位準,藉此,N個保持電路H1 ~HN 分別之輸出用開關SW32 依序僅關閉一定期間。如以上,表示於行方向,加算有第3列及第4列之2N個像素P3,1 ~P3,N 、P4,1 ~P4,N 分別之光電二極體PD之受光強度之值的電壓值Vout ,係輸出至電壓輸出用布線Lout
從N個保持電路H1 ~HN 分別依序輸出之電壓值係輸入於A/D轉換部30,並轉換為與該輸入電壓值相應之數位值。然後,於輸出自A/D轉換部30之N個數位值中,加算分別對應於第1行及第2行之數位值,並加算分別對應於第3行及第4行之數位值,其後亦加算每2個數位值。
於第1攝像模式時,接續於如以上關於第1列及第2列之動作、接續於此之關於第3列及第4列之動作以後,從第5列至第M列進行同樣動作,獲得表示以1次攝像所獲得的圖像之圖框資料。而且,關於第M列,若動作結束,再度於從第1列至第M列之範圍內進行同樣動作,獲得表示下一圖像之圖框資料。如此,藉由以一定週期重複同樣動作,表示受光部10A所受光之光像的二維強度分布之電壓值Vout 輸出至電壓輸出用布線Lout ,重複獲得圖框資料。而且,此時所獲得之圖框資料之讀出像素間距為像素間距的2倍。
另一方面,第2攝像模式時之固態攝像裝置1A之動作如以下。圖15及圖16係說明關於第1實施型態之固態攝像裝置1A之動作之時序圖。於此第2攝像模式不進行重合方格化讀出。亦即,使圖框資料之讀出像素間距與像素間距相等。於各積分電路Sn ,增益設定用開關SW22 開啟,回授電容部之電容值設定為小值,增益設定為大值。
圖15係表示關於受光部10A之第1列及第2列分別之動作。於此圖中,從上依序表示有:(a)重設控制信號Reset;(b)第1列選擇控制信號Vsel(1);(c)第2列選擇控制信號Vsel(2);(d)保持控制信號Hold;(e)第1行選擇控制信號Hsel(1);(f)第2行選擇控制信號Hsel(2);(g)第3行選擇控制信號Hsel(3);(h)第n行選擇控制信號Hsel(n);及(i)第N行選擇控制信號Hsel(N)。
於第1列之N個像素P1,1 ~P1,N 分別之光電二極體PD發生並積存於光電二極體PD本身之接合電容部之電荷的讀出係如以下進行。於時刻t10 前,M個列選擇控制信號Vsel(1)~Vsel(M)、N個行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)、重設控制信號Reset及保持控制信號Hold分別設為低位準。
從時刻t10 至時刻t11 之期間,從控制部6A輸出至重設用布線LR 之重設控制信號Reset成為高位準,藉此,分別於N個積分電路S1 ~SN ,放電用開關SW21 關閉,積分用電容器C21 放電。而且,較時刻t11 更晚的時刻t12 至時刻t15 之期間,從控制部6A輸出至第1列選擇用布線LV,1 之第1列選擇控制信號Vsel(1)成為高位準,藉此,受光部10A之第1列之N個像素P1,1 ~P1,N 分別之讀出用開關SW1 關閉。
於此期間(t12 ~t15 )內,從時刻t13 至時刻t14 之期間,從控制部6A輸出至保持用布線LH 之保持控制信號Hold成為高位準,藉此,分別於N個保持電路H1 ~HN ,輸入用開關SW31 關閉。
於期間(t12 ~t15 )內,第1列之各像素P1,n 之讀出用開關SW1 關閉,各積分電路Sn 之放電用開關SW21 開啟,因此迄今於各像素P1,n 之光電二極體PD發生並積存於接合電容部之電荷,係經過該像素P1,n 之讀出用開關SW1 及第n行讀出用布線LO,n 而傳輸至積分電路Sn 之積分用電容器C21 並積存。然後,與積存於各積分電路Sn 之積分用電容器C21 之電荷的量相應之電壓值,係從積分電路Sn 之輸出端輸出。
於該期間(t12 ~t15 )內之時刻t14 ,藉由保持控制信號Hold從高位準轉為低位準,分別於N個保持電路H1 ~HN ,輸入用開關SW31 從閉狀態轉為開狀態,當時從積分電路Sn 之輸出端輸出並輸入於保持電路Hn 之輸入端之電壓值,係保持於保持用電容器C3
然後,於期間(t12 ~t15 )後,從控制部6A輸出至行選擇用布線LH,1 ~LH,N 之行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)係依序僅於一定時間成為高位準。藉此,N個保持電路H1 ~HN 分別之輸出用開關SW32 依序僅關閉一定期間,保持於各保持電路Hn 之保持用電容器C3 之電壓值係經過輸出用開關SW32 而依序輸出至電壓輸出用布線Lout 。輸出至該電壓輸出用布線Lout 之電壓值Vout 係表示第1列之N個像素P1,1 ~P1,N 分別之光電二極體PD之受光強度。
接下來,於第2列之N個像素P2,1 ~P2,N 分別之光電二極體PD發生並積存於接合電容部之電荷的讀出係如以下進行。
從前述動作中行選擇控制信號Hsel(1)成為高位準之時刻t20 ,到較行選擇控制信號Hsel(N)曾經成為高位準後再成為低位準的時刻更晚之時刻t21 之期間,從控制部6A輸出至重設用布線LR 之重設控制信號Reset成為高位準,藉此,分別於N個積分電路S1 ~SN ,放電用開關SW21 關閉,積分用電容器C21 放電。而且,較時刻t21 更晚的時刻t22 至時刻t25 之期間,從控制部6A輸出至第2列選擇用布線LV,2 之第2列選擇控制信號Vsel(2)成為高位準,藉此,受光部10A之第2列之N個像素P2,1 ~P2,N 分別之讀出用開關SW1 關閉。
於此期間(t22 ~t25 )內,從時刻t23 至時刻t24 之期間,從控制部6A輸出至保持用布線LH 之保持控制信號Hold成為高位準,藉此,分別於N個保持電路H1 ~HN ,輸入用開關SW31 關閉。
然後,於期間(t22 ~t25 )後,從控制部6A輸出至行選擇用布線LH,1 ~LH,N 之行選擇控制信號Hsel(1)~Hsel(N)係依序僅於一定時間成為高位準,藉此,N個保持電路H1 ~HN 分別之輸出用開關SW32 依序僅關閉一定期間。如以上,表示第2列之N個像素P2,1 ~P2,N 分別之光電二極體PD之受光強度的電壓值Vout ,係輸出至電壓輸出用布線Lout
於第2攝像模式時,接續於如以上關於第1列及第2列之動作以後,從第3列至第M1 列進行同樣動作,獲得表示以1次攝像所獲得的圖像之圖框資料。而且,關於第M1 列,若動作結束,再度於從第1列至第M1 列之範圍內進行同樣動作,獲得表示下一圖像之圖框資料。如此,藉由以一定週期重複同樣動作,表示受光部10A所受光之光像的二維強度分布之電壓值Vout 輸出至電壓輸出用布線Lout ,重複獲得圖框資料。
於第2攝像模式時,關於第(M1 +1)列至第M列之範圍,進行從信號讀出部20對電壓輸出用布線Lout 之電壓值之輸出。然而,於第(M1 +1)列至第M列之範圍的各像素Pm,n ,藉由對光電二極體PD之光射入所發生的電荷係積存於該光電二極體PD之接合電容部,且終究會超過接合電容部之飽和位準。當積存於光電二極體PD之接合電容部之電荷的量超過飽和位準時,超過飽和位準部分之電荷往相鄰像素溢出。若相鄰像素屬於第M1 列,則就相鄰像素而言,從信號讀出部20輸出至電壓輸出用布線Lout 之電壓值不正確。
因此,宜設置放電機構,其係於第2攝像模式時,將從第(M1 +1)列至第M列之範圍的各像素Pm,n 之光電二極體PD之接合電容部進行放電。關於本實施型態之固態攝像裝置1A,作為此類放電機構係於第2攝像模式時,進行如圖16所示之動作,藉由將積存於從第(M1 +1)列至第M列之範圍的各像素Pm,n 之光電二極體PD之接合電容部之電荷,傳輸至積分電路Sn ,以將該光電二極體PD之接合電容部予以放電。
圖16係分別表示關於受光部10A之第M1 列及第(M1 +1)列之動作。於此圖,從上依序表示有:(a)重設控制信號Reset;(b)第M1 列選擇控制信號Vsel(M1 );(c)第(M1 +1)列選擇控制信號Vsel(M1 +1);(d)保持控制信號Hold;(e)第1行選擇控制信號Hsel(1);(f)第2行選擇控制信號Hsel(2);(g)第3行選擇控制信號Hsel(3);(h)第n行選擇控制信號Hsel(n);及(i)第N行選擇控制信號Hsel(N)。
於此圖16所示之從時刻t40 至時刻t50 之期間的關於第M1 列之動作,係與圖15所示之從時刻t10 至時刻t20 之期間的關於第1列之動作相同。但從時刻t42 至時刻t45 之期間,從控制部6A輸出至第M1 列選擇用布線LV,M1 之第M1 列選擇控制信號Vsel(M1 )成為高位準,藉此,受光部10A之第M1 列之N個像素PM1,1 ~PM1,N 分別之讀出用開關SW1 關閉。
於第2攝像模式時,若關於第M1 列之動作結束,從時刻t50 以後,進行關於從第(M1 +1)列至第M列之範圍的動作。亦即,時刻t50 以後,從控制部6A輸出至重設用布線LR 之重設控制信號Reset成為高位準,藉此,分別於N個積分電路S1 ~SN ,放電用開關SW21 關閉。而且,於時刻t50 以後之放電用開關SW21 關閉之期間,從第(M1 +1)列至第M列之列選擇控制信號Vsel(M1 +1)~Vsel(M)成為高位準,藉此,受光部10A之從第(M1 +1)列至第M列之範圍的各像素Pm,n 之讀出用開關SW1 關閉。
如此,於第2攝像模式時,藉由從第(M1 +1)列至第M列之範圍的各像素Pm,n 之讀出用開關SW1 關閉,積存於該像素之光電二極體PD之接合電容部之電荷傳輸至積分電路Sn ,而且於各積分電路Sn ,藉由放電用開關SW21 關閉,各積分電路Sn 之積分用電容器C21 成為始終放電的狀態。如此,於第2攝像模式時,可將從第(M1 +1)列至第M列之範圍的各像素Pm,n 之光電二極體PD之接合電容部進行放電。
此時,關於第(M1 +1)列至第M列之範圍,列選擇控制信號Vsel(M1 +1)~Vsel(M)雖亦可依序成為高位準,但列選擇控制信號Vsel(M1 +1)~Vsel(M)中之複數個列選擇控制信號同時成為高位準,或列選擇控制信號Vsel(M1 +1)~Vsel(M)全部同時成為高位準亦可。如此,關於從第(M1 +1)列至第M列之範圍,藉由複數個或全部之列選擇控制信號同時成為高位準,可進一步以短時間將各像素Pm,n 之光電二極體PD之接合電容部進行放電。
而作為使個數比第1攝像模式少的像素之資料,從信號讀出部20輸出之其他攝像模式,亦可使與在受光部10A之連續N1 行所含之各像素Pm,n 之光電二極體PD所發生之電荷的量相應之電壓值,從信號讀出部20輸出。於此,N1 為小於N之整數。然而,於如此使N1 行之各像素Pm,n 之資料,從信號讀出部20輸出之攝像模式,為了獲得1圖框資料,必須從控制部6A輸出M個列選擇控制信號Vsel(1)~Vsel(M)。相對於此,於關於本實施型態之固態攝像裝置1A,於使M1 列之各像素Pm,n 之資料從信號讀出部20輸出之第2攝像模式時,為了獲得1圖框資料,從控制部6A輸出M1 個列選擇控制信號Vsel(1)~Vsel(M1 )即可,因此可進行高速動作。
而且,為了進一步高速地讀出像素資料,將上述實施型態之信號讀出部20及A/D轉換部30分割為複數組,從各個組使像素資料並進輸出之構成亦可。
例如圖17所示,將N個積分電路S1 ~SN 及N個保持電路H1 ~HN 分成4組,含有積分電路S1 ~Si 及保持電路H1 ~Hi 之信號讀出部21設為第1組,含有積分電路Si+1 ~Sj 及保持電路Hi+1 ~Hj 之信號讀出部22設為第2組,含有積分電路Sj+1 ~Sk 及保持電路Hj+1 ~Hk 之信號讀出部23設為第3組,而且含有積分電路Sk+1 ~SN 及保持電路Hk+1 ~HN 之信號讀出部24設為第4組。於此,「1<i<j<k<N」。然後,將分別從信號讀出部21之保持電路H1 ~Hi 依序輸出之電壓值,藉由A/D轉換部31轉換為數位值,將分別從信號讀出部22之保持電路Hi+1 ~Hj 依序輸出之電壓值,藉由A/D轉換部32轉換為數位值,將分別從信號讀出部23之保持電路Hj+1 ~Hk 依序輸出之電壓值,藉由A/D轉換部33轉換為數位值,而且將分別從信號讀出部24之保持電路Hk+1 ~HN 依序輸出之電壓值,藉由A/D轉換部34轉換為數位值。而且,並聯進行4個A/D轉換部31~34分別之A/D轉換處理。藉由如此,可進一步高速地讀出像素資料。
而且,例如若考慮2列2行之重合方格化讀出,亦宜將N個保持電路H1 ~HN 中對應於奇數行之保持電路設為第1組,對應於偶數行之保持電路作為第2組,對於該等第1組及第2組分別個別地設置A/D轉換部,使該等2個A/D轉換部進行並聯動作。該情況下,從對應於奇數行之保持電路及對應於其相鄰的偶數行之保持電路,同時輸出電壓值,該等2個電壓值同時被予以A/D轉換處理而成為數位值。然後,於重合方格化處理時,加算該等2個數位值。藉由如此,亦可高速地讀出像素資料。
此外,關於藉由掃描移位暫存器40所進行的行方向之掃描處理,無法進行如上述之分割。此係由於在行方向之掃描處理,必須從最初像素至最終像素依序進行掃描。因此,於關於本實施型態之固態攝像裝置1A,藉由使行數N多於列數M,可更顯著地獲得如上述分割信號讀出部所造成的讀出高速化的效果。
接著,說明關於第2實施型態之固態攝像裝置1B。圖18係表示關於第2實施型態之固態攝像裝置1B之構成之圖。此圖所示之固態攝像裝置1B包含受光部10B、信號讀出部20、A/D轉換部30及控制部6B。而且,以覆蓋固態攝像裝置1B之受光部10B之方式,設置有未圖示之閃爍器。
若與圖11所示之關於第1實施型態之固態攝像裝置1A之構成比較,此圖18所示之關於第2實施型態之固態攝像裝置1B係於各第n行讀出用布線LO,n 上,設置有切離用開關SW1n 及放電用開關SW2n 方面相異,而且於包含控制部6B取代控制部6A方面相異。
各切離用開關SW1n 係設置於讀出用布線LO,n 上、受光部10B之第M1 列與第(M1 +1)列之間。亦即,於切離用開關SW1n 關閉時,從第1列至第M列之範圍的各像素Pm,n 係介以讀出用布線LO,n 而與信號讀出部20連接。另一方面,於切離用開關SW1n 開啟時,從第1列至第M1 列之範圍的各像素Pm,n 係介以讀出用布線LO,n 而與信號讀出部20連接,但從第(M1 +1)列至第M列之範圍的各像素Pm,n 係與信號讀出部20切離。各切離用開關SW1n 係介以切離用布線LD1 而與控制部6B連接,從控制部6B被給予通過切離用布線LD1 之切離控制信號Disconnect。切離控制信號Disconnect係指示各切離用開關SW1n 之開閉動作。
各放電用開關SW2n 係設置於讀出用布線LO,n 上、相對於設置有切離用開關SW1n 之位置較信號讀出部20更遠側。放電用開關SW2n 之一端係介以讀出用布線LO,n 而連接於從第(M1 +1)列至第M列之範圍的各像素Pm,n 。放電用開關SW2n 之另一端接地。各放電用開關SW2n 係介以放電用布線LD2 而與控制部6B連接,從控制部6B被給予通過放電用布線LD2 之放電控制信號Discharge。放電控制信號Discharge係指示各放電用開關SW2n 之開閉動作。
控制部6B係與第1實施型態之控制部6A相同,將重設控制信號Reset輸出至重設用布線LR ,將增益設定信號Gain輸出至增益設定用布線LG ,而且將保持控制信號Hold輸出至保持用布線LH 。控制部6B之掃描移位暫存器40係將第m列選擇控制信號Vsel(m)輸出至第m列選擇用布線LV,m 。控制部6B之讀出移位暫存器41係將第n行選擇控制信號Hsel(n)輸出至第n行選擇用布線LH,n
除此之外,控制部6B將切離控制信號Disconnect輸出至切離用布線LD1 ,以將該切離控制信號Disconnect給予N個切離用開關SW11 ~SW1N 各個。而且,控制部6B將放電控制信號Discharge輸出至放電用布線LD2 ,以將該放電控制信號Discharge給予N個放電用開關SW21 ~SW2N 各個。
關於第2實施型態之固態攝像裝置1B亦具有第1攝像模式及第2攝像模式。第1攝像模式與第2攝像模式係受光部10B之攝像區域互異。控制部6B係於第1攝像模式時,使與在受光部10B之M×N個像素P1,1 ~PM,N 分別之光電二極體PD所發生之電荷的量相應之電壓值,從信號讀出部20輸出。而且,控制部6B係於第2攝像模式時,使與在受光部10B之第1列至第M1 列之範圍的各像素Pm,n 之光電二極體PD所發生之電荷的量相應之電壓值,從信號讀出部20輸出。
而且,於第2攝像模式時,控制部6B係與第1攝像模式時相比,更縮小根據從信號讀出部20所輸出的電壓值之圖框資料之讀出像素間距,更加速於每單位時間輸出之圖框資料的個數,即圖框率,更增大對於信號讀出部20的輸入電荷量之輸出電壓值之比,即增益。
於關於第2實施型態之固態攝像裝置1B,於第1攝像模式時,從控制部6B經過切離用布線LD1 而給予各切離用開關SW1n 之切離控制信號Disconnect成為高位準,各切離用開關SW1n 關閉。而且,從控制部6B經過放電用布線LD2 而給予各放電用開關SW2n 之放電控制信號Discharge成為低位準,各放電用開關SW2n 開啟。於該狀態下,從第1列至第M列之範圍的各像素Pm,n 係介以讀出用布線LO,n 而與信號讀出部20連接。然後,進行與第1實施型態進行同樣動作,與在受光部10B之M×N個像素P1,1 ~PM,N 分別之光電二極體PD所發生之電荷的量相應之電壓值,係從信號讀出部20輸出。
另一方面,於關於第2實施型態之固態攝像裝置1B,於第2攝像模式時,從控制部6B經過切離用布線LD1 而給予各切離用開關SW1n 之切離控制信號Disconnect成為低位準,各切離用開關SW1n 開啟。而且,從控制部6B經過放電用布線LD2 而給予各放電用開關SW2n 之放電控制信號Discharge成為高位準,各放電用開關SW2n 關閉。於該狀態下,從第1列至第M1 列之範圍的各像素Pm,n 係介以讀出用布線LO,n 而與信號讀出部20連接,但從第(M1 +1)列至第M列之範圍的各像素Pm,n 係與信號讀出部20切離而接地。
然後,於第2攝像模式時,關於從第1列至第M1 列之範圍係進行與第1實施型態之情況同樣的動作,與在各像素Pm,n 之光電二極體PD所發生之電荷的量相應之電壓值,係從信號讀出部20輸出。另一方面,關於從第(M1 +1)列至第M列之範圍,列選擇控制信號Vsel(M1 +1)~Vsel(M)成為高位準,藉此,各像素Pm,n 之光電二極體PD之陰極端子係介以讀出用開關SW1 及放電用開關SW2n 而接地,因此將各像素Pm,n 之光電二極體PD之接合電容部進行放電。亦即,該情況下,各放電用開關SW2n 係於第2攝像模式時,作為將從第(M1 +1)列至第M列之範圍的各像素Pm,n 之光電二極體PD之接合電容部進行放電的放電機構而發揮作用。
於第2攝像模式時,關於第(M1 +1)列至第M列之範圍,列選擇控制信號Vsel(M1 +1)~Vsel(M)雖亦可依序成為高位準,但列選擇控制信號Vsel(M1 +1)~Vsel(M)中之複數個列選擇控制信號同時成為高位準,或列選擇控制信號Vsel(M1 +1)~Vsel(M)全部同時成為高位準亦可。如此,關於從第(M1 +1)列至第M列之範圍,藉由複數個或全部之列選擇控制信號同時成為高位準,可進一步以短時間將各像素Pm,n 之光電二極體PD之接合電容部進行放電。
而且,於第2攝像模式時,關於從第1列至第M1 列之範圍,與在各像素Pm,n 之光電二極體PD所發生之電荷的量相應之電壓值從信號讀出部20輸出之期間,及關於從第(M1 +1)列至第M列之範圍,各像素Pm,n 之光電二極體PD之接合電容部被進行放電之期間,亦可相互重疊一部分。於此類情況下,可進行進一步高速之動作。
而且,於第2攝像模式時,藉由切離用布線LD1 開啟,連接於信號讀出部20之第n行讀出用布線LO,n 變短,因此可減低雜訊。
依據本發明之醫療用X光攝像系統係不限於上述實施型態,亦可能有其他各種變形。例如於上述實施型態1,作為第2攝像模式之攝像區域,係例示藉由排列成M列之像素中連續M1 列(M1 <M)之像素所構成之攝像區域,但第2攝像模式之攝像區域為其以外之區域,或者將受光面整面作為攝像區域使用均可。而且,關於第1攝像模式,不限於如上述實施型態,將受光面整面作為攝像區域之型態,亦可因應需要而將受光部之任意區域作為攝像區域。
產業上之可利用性
本發明可利用於醫療用X光攝像系統。
1A、1B...固態攝像裝置
3...半導體基板
4...閃爍器
5...X光遮蔽部
6A、6B...控制部
10A、10B、110、130...受光部
10a、10b...攝像區域
11...受光面
20、120、140...信號讀出部
30、31~34...A/D轉換部
40...掃描移位暫存器
41...讀出移位暫存器
100...X光攝像系統
104...迴旋臂
106...X光產生裝置
108...旋轉控制部
121...CPU
A...被照體
A2 ...放大器
C21 、C22 ...積分用電容器
C3 ...保持用電容器
H1 ~HN ...保持電路
LG ...增益設定用布線
LH ...保持用布線
LH,n 第n行選擇用布線
LO,n ...第n行讀出用布線
Lout ...電壓輸出用布線
LR ...重設用布線
LV,m ...第m列選擇用布線
P、Pm,n ...像素
Reset...重設控制信號
S1 ~SN ...積分電路
SW1 ...讀出用開關
SW11 ~SW1N ...切離用開關
SW21 ...放電用開關
SW21 ~SW2N ...放電用開關
SW22 ...增益設定用開關
SW31 ...輸入用開關
SW32 ...輸出用開關
W...矽晶圓
圖1係關於第1實施型態之X光攝像系統100之構成圖。
圖2係表示從被照體A(被檢者之顎部)上方觀看之固態攝像裝置1A迴旋移動於被照體A周圍之狀況之圖。
圖3係下切固態攝像裝置1A之一部分而表示之俯視圖。
圖4係沿著圖3之IV-IV線之固態攝像裝置1A之側剖面圖。
圖5-(a)係表示與攝像模式相應之固態攝像裝置1A之角度位置及受光部10A之攝像區域之圖,其係表示所謂CT攝影之攝像模式(第1攝像模式)之固態攝像裝置1A的角度位置及受光部10A的攝像區域10a之圖;圖5-(b)係表示所謂全口攝影或顱攝影之攝像模式(第2攝像模式)之固態攝像裝置1A的角度位置及受光部10A的攝像區域10b之圖。
圖6-(a)係表示於矽晶圓W,為了受光部10A而進行正方形之版面配置之狀況之圖,圖6-(b)係表示於矽晶圓W,為了受光部10A而進行長方形之版面配置之狀況之圖。
圖7-(a)、圖7-(b)係表示不使受光部旋轉而使用之以往之固態攝像裝置之電荷讀出方式之圖;圖7-(a)係表示沿著攝像區域110a之長邊方向配置有信號讀出部120之情況;圖7-(b)係表示沿著攝像區域110b之長邊方向配置有信號讀出部120之情況。
圖8-(a)係表示沿著受光部130之短邊方向配置有信號讀出部140之情況下之第1攝像模式;圖8-(b)係表示第2攝像模式分別之電荷讀出方式之圖。
圖9係表示關於第1實施型態之固態攝像裝置1A之電荷讀出方式之圖。
圖10-(a)、圖10-(b)係表示與固態攝像裝置1A之旋轉中心(圖1所示之軸線C)之位置相應之受光部10A之旋轉狀況之圖;圖10-(a)係表示以受光部10A之中心E作為固態攝像裝置1A之旋轉中心之情況;圖10-(b)係表示以長方形狀之受光部10A之4個角部中之1個角部F作為固態攝像裝置1A之旋轉中心,使固態攝像裝置1A旋轉,以便於第1攝像模式及第2攝像模式中,角部F均對於其他角部位於下方之情況。
圖11係表示關於第1實施型態之固態攝像裝置1A之內部構成之圖。
圖12係關於第1實施型態之固態攝像裝置1A之像素Pm,n 、積分電路Sn 及保持電路Hn 分別之電路圖。
圖13-(a)、圖13-(b)係用以說明將第2攝像模式之攝像區域10b靠近信號讀出部20配置之優點之圖。
圖14係說明關於第1實施型態之固態攝像裝置1A之動作之時序圖。
圖15係說明關於第1實施型態之固態攝像裝置1A之動作之時序圖。
圖16係說明關於第1實施型態之固態攝像裝置1A之動作之時序圖。
圖17係表示關於第1實施型態之固態攝像裝置1A之構成之變形例之圖。
圖18係表示關於第2實施型態之固態攝像裝置1B之構成之圖。
1A...固態攝像裝置
11...受光面
100...醫療用X光攝像系統
104...迴旋臂
106...X光產生裝置
106b...一次狹縫板
107...二次狹縫板
108...旋轉控制部
109...臂馬達
111...馬達驅動電路
112...角度感測器
113...滑動機構
114...XY台
115、116...狹縫控制電路
118...X光控制電路
119...操作面板
121...CPU
122...圖框記憶體
123...工作記憶體
124...視訊記憶體
125...DA轉換器
126...圖像顯示部
A...被照體
C...軸線
D...圖像資料

Claims (8)

  1. 一種醫療用X光攝像系統,其特徵為:包含於被檢者之顎部周圍移動且拍攝X光像之固態攝像裝置,並具有至少兩種攝像模式;前述固態攝像裝置包含有:受光部,其係將分別包含光電二極體之M×N(M<N、M及N為2以上之整數)個像素以M列N行地二維排列而成,且包含有以列方向為長邊方向之長方形狀之受光面;N條讀出用布線,其係於各行分別配設,與對應行之前述像素所包含之前述光電二極體經由讀出用開關而連接;信號讀出部,其係保持與在前述光電二極體所發生之電荷的量相應之電壓值,並依序輸出該保持之電壓值;控制部,其係控制各像素之前述讀出用開關之開閉動作,並且控制前述信號讀出部之電壓值之輸出動作,使與在各像素之前述光電二極體所發生之電荷的量相應之電壓值,從前述信號讀出部輸出;及閃爍器,其係對應於射入之X光而產生閃爍光,將前述X光像轉換為光像,將該光像輸出至前述受光部;前述固態攝像裝置及前述X光產生裝置以相對向之狀態,可於前述被檢者之顎部周圍迴旋,或前述固態 攝像裝置對前述被檢者之顎部可直線變位;且進一步包含旋轉控制部,其係可於與前述受光面垂直之軸線周圍旋轉地支持前述固態攝像裝置,並且控制前述固態攝像裝置之旋轉角,以於前述兩種攝像模式中之一攝像模式時,使前述受光部之長邊方向與前述迴旋或直線變位時之前述固態攝像裝置之移動方向平行,並且於前述兩種攝像模式中之另一攝像模式時,使前述受光部之長邊方向與前述迴旋或直線變位時之前述固態攝像裝置之移動方向正交;於前述另一攝像模式時,使與在前述受光部連續之M1 列(M1 <M)之特定範圍所含的各像素之前述光電二極體所發生之電荷的量相應之電壓值從前述信號讀出部輸出;前述特定範圍之長邊方向與前述迴旋或前述直線變位時之前述固態攝像裝置之移動方向正交。
  2. 如請求項1之醫療用X光攝像系統,其中前述固態攝像裝置之旋轉中心位於長方形狀的前述受光部之4個角部中之1個角部;前述固態攝像裝置進行旋轉,以使前述1個角部於前述兩種攝像模式雙方中,對於前述被檢者位於下顎側。
  3. 如請求項1之醫療用X光攝像系統,其中前述控制部係於前述一攝像模式時,使與在前述受光部之前述M×N個像素各自之前述光電二極體所發生之電荷的量相應之電壓值從前述信號讀出部輸出。
  4. 如請求項3之醫療用X光攝像系統,其中前述控制部係於前述另一攝像模式時,將前述受光部之M列中從最接近前述信號讀出部的列依序算起之M1 列之範圍作為前述特定範圍,使與在該特定範圍之各像素之前述光電二極體所發生之電荷的量相應之電壓值從前述信號讀出部輸出。
  5. 如請求項4之醫療用X光攝像系統,其中前述固態攝像裝置係於前述受光部之前述特定範圍、與該特定範圍除外之其他範圍之間,進一步包含有設置於各讀出用布線上之切離用開關;前述控制部係於前述一攝像模式時,關閉前述切離用開關,於前述另一攝像模式時,開啟前述切離用開關。
  6. 如請求項3之醫療用X光攝像系統,其中前述固態攝像裝置進一步包含有放電機構,其係於前述另一攝像模式時,將前述受光部之前述特定範圍除外之其他範圍的各像素之前述光電二極體之接合電容部進行放電。
  7. 如請求項1之醫療用X光攝像系統,其中前述控制部係於前述另一攝像模式時,與前述一攝像模式相比,縮小根據從前述信號讀出部所輸出的電壓值之圖框資料之讀出像素間距,加速於每單位時間輸出之圖框資料的個數即圖框率,增大對於前述信號讀出部的輸入電荷量之輸出電壓值之比即增益。
  8. 如請求項1之醫療用X光攝像系統,其中前述一攝像模式係進行牙科用X光攝影之CT攝影的攝像模式;前述另一 攝像模式係進行牙科用X光攝影之全口攝影的攝像模式。
TW98113779A 2008-04-24 2009-04-24 Medical X - ray imaging system TWI471122B (zh)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2008114142A JP5058057B2 (ja) 2008-04-24 2008-04-24 医療用x線撮像システム

Publications (2)

Publication Number Publication Date
TW201006442A TW201006442A (en) 2010-02-16
TWI471122B true TWI471122B (zh) 2015-02-01

Family

ID=41216880

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
TW98113779A TWI471122B (zh) 2008-04-24 2009-04-24 Medical X - ray imaging system

Country Status (7)

Country Link
US (1) US8988517B2 (zh)
EP (2) EP2269514B1 (zh)
JP (1) JP5058057B2 (zh)
KR (1) KR101599564B1 (zh)
CN (1) CN102014754B (zh)
TW (1) TWI471122B (zh)
WO (1) WO2009131151A1 (zh)

Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2290403A1 (en) 2009-08-28 2011-03-02 Paul Scherrer Institut X-ray detector with integrating readout chip for single photon resolution
JP5618293B2 (ja) * 2010-09-22 2014-11-05 朝日レントゲン工業株式会社 医療用x線撮影装置
JP2012233781A (ja) * 2011-04-28 2012-11-29 Fujifilm Corp 放射線画像検出装置、及び放射線撮影装置
JP6035474B2 (ja) * 2012-07-06 2016-11-30 朝日レントゲン工業株式会社 X線撮影装置
WO2014037770A1 (en) * 2012-09-07 2014-03-13 Trophy Apparatus for partial ct imaging
JP2016019708A (ja) 2014-07-16 2016-02-04 浜松ホトニクス株式会社 固体撮像装置、x線撮像システムおよび固体撮像装置駆動方法
KR20170119676A (ko) * 2015-02-27 2017-10-27 트로피 Cbct 이미징 디바이스를 위한 교합 블록
EP3289980A4 (en) 2015-04-29 2019-01-16 Vatech Ewoo Holdings Co., Ltd DEVICE AND METHOD FOR X-RAY IMAGING
JP6285995B2 (ja) 2016-08-10 2018-02-28 浜松ホトニクス株式会社 固体撮像装置、放射線撮像システム及び固体撮像装置の制御方法
US10898147B2 (en) * 2018-04-13 2021-01-26 Palodex Group Oy Adjustable lower shelf on an X-ray unit

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH07148163A (ja) * 1993-11-30 1995-06-13 Morita Mfg Co Ltd X線画像装置
JPH11318886A (ja) * 1998-05-20 1999-11-24 Asahi Roentgen Kogyo Kk X線ct撮影をも行えるパノラマx線撮影装置
WO2006109808A1 (ja) * 2005-04-11 2006-10-19 J. Morita Manufacturing Corporation スカウトビュー機能を備えたx線撮影装置
WO2007046372A1 (ja) * 2005-10-17 2007-04-26 J. Morita Manufacturing Corporation 医療用デジタルx線撮影装置及び医療用デジタルx線センサ
JP2007144064A (ja) * 2005-11-30 2007-06-14 Shimadzu Corp 撮像センサおよびそれを用いた撮像装置
TW200818890A (en) * 2006-07-04 2008-04-16 Hamamatsu Photonics Kk Solid-state imaging device

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3331284B2 (ja) * 1995-11-06 2002-10-07 株式会社モリタ製作所 医療用x線断層撮影装置
JPH11331703A (ja) * 1998-03-20 1999-11-30 Toshiba Corp 撮像装置
JP4744828B2 (ja) 2004-08-26 2011-08-10 浜松ホトニクス株式会社 光検出装置
EP1769744B9 (en) * 2005-09-28 2012-04-04 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray computer tomography system
US20130201316A1 (en) * 2012-01-09 2013-08-08 May Patents Ltd. System and method for server based control

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH07148163A (ja) * 1993-11-30 1995-06-13 Morita Mfg Co Ltd X線画像装置
JPH11318886A (ja) * 1998-05-20 1999-11-24 Asahi Roentgen Kogyo Kk X線ct撮影をも行えるパノラマx線撮影装置
WO2006109808A1 (ja) * 2005-04-11 2006-10-19 J. Morita Manufacturing Corporation スカウトビュー機能を備えたx線撮影装置
WO2007046372A1 (ja) * 2005-10-17 2007-04-26 J. Morita Manufacturing Corporation 医療用デジタルx線撮影装置及び医療用デジタルx線センサ
JP2007144064A (ja) * 2005-11-30 2007-06-14 Shimadzu Corp 撮像センサおよびそれを用いた撮像装置
TW200818890A (en) * 2006-07-04 2008-04-16 Hamamatsu Photonics Kk Solid-state imaging device

Also Published As

Publication number Publication date
CN102014754B (zh) 2013-01-16
EP3042611B1 (en) 2022-09-21
WO2009131151A1 (ja) 2009-10-29
JP2009261585A (ja) 2009-11-12
EP2269514A1 (en) 2011-01-05
US20110141255A1 (en) 2011-06-16
EP3042611A1 (en) 2016-07-13
TW201006442A (en) 2010-02-16
JP5058057B2 (ja) 2012-10-24
CN102014754A (zh) 2011-04-13
EP2269514A4 (en) 2011-09-14
EP2269514B1 (en) 2016-03-30
KR20110008002A (ko) 2011-01-25
KR101599564B1 (ko) 2016-03-03
US8988517B2 (en) 2015-03-24

Similar Documents

Publication Publication Date Title
TWI471122B (zh) Medical X - ray imaging system
TWI480023B (zh) Medical X - ray imaging system
KR101552367B1 (ko) 고체 촬상 장치
TWI475979B (zh) Solid-state imaging device and X-ray inspection system
TWI484942B (zh) Solid-state imaging device and X-ray inspection system
JP5650349B1 (ja) 医療用x線撮像システム
JP5337281B2 (ja) X線検査システム
JP5468114B2 (ja) 医療用x線撮像システム