专利名称：放射线图像摄取装置和方法,以及放射线图像摄取系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及放射线图像摄取装置和用于摄取入射的放射线的图像的方法，以及涉及放射线图像摄取系统，并被应用于医疗图像诊断设备、非破坏性检查设备以及使用放射线的分析仪。注意，在本说明书中，假定电磁波例如可见光、X射线、α射线、β射线、γ射线等等也包括在放射线中。
背景技术：
利用薄膜晶体管(TFT)的液晶板制造技术近期的进展，以及在各领域中(例如医用X射线图像摄取装置领域)具有半导体转换元件的区域服务器(area server)的使用，使得能够增加医用放射线图像摄取装置的表面积并使其实现数字化。医用放射线图像摄取装置和液晶板等不同，其具有这样的特征微小的信号被数字化以输出相应的图像，因而可以即时拍摄放射线的图像，以便立刻在显示装置上显示拍摄的图像。现在，关于这种放射线图像摄取装置，一种用于静止图像拍摄的装置已经投放市场。
图11是示意地表示一种常规的放射线图像摄取装置的一个例子的示意平面图，图12是图11所示的常规的放射线图像摄取装置的等效电路图，图13是图11所示的常规的放射线图像摄取装置中的一个像素和信号读取电路的等效电路图(例如参见JP 8-116044A)。下面将说明拍摄作为放射线的X射线的图像的情况。
如图11所示，常规的放射线图像摄取装置包括传感器基板101，其中排列有多个像素，每个像素具有光电转换功能；用于扫描这些像素的扫描电路102；用于输出来自像素的信号的信号输出电路103；用于使传感器基板101和扫描电路102相互连接的IC 104；以及用于使传感器基板101和信号输出电路103相互连接的IC 105。
如图12所示，在传感器基板101中多个像素106呈矩阵形式布置。注意，为方便起见，在图12中的像素区域示出了3×4个像素，实际上，其中布置有大量的像素，例如1000×2000个像素。此外，类似地，为方便起见，此处省略了扫描电路的IC的图示。
如图12和13所示，每个像素106包括作为半导体元件的、用于把入射的X射线转换成电荷的光电转换元件111和作为开关元件的、用于读出所得到的电荷的薄膜晶体管(TFT)112。
在每个像素106中，光电转换元件111通过对所有像素共用的偏置线110与信号输出电路103相连，因而从信号输出电路103对光电转换元件111施加恒定的偏压。此外，在每个像素106中，TFT 112的栅极通过IC 104(未示出)以及栅极线113与扫描电路102相连，栅极线113为矩阵中的每行所共用。因而，扫描电路102控制TFT 112的操作(导通/截止)。此外，在每个像素106中，TFT 112的源极或漏极经由信号读取配线(信号线)114通过IC 105与信号输出电路103相连，信号线114为矩阵中的每列共用。
如图12和13所示，IC 105包括作为信号读取电路的放大器115。放大器115的一个输入端子与信号线114相连，其另一个输入端子与电源116相连。而且，具有电容器Cf1，Cf2，Cf3的增益转换电路117与放大器115相连，因而通过电容器Cf1，Cf2，Cf3的组合可以把放大器115的一个增益转换为另一个增益。
其中，如图13所示，光电转换元件111的电容由C1表示，信号线114的寄生电容由C2表示，放大器115的电容由Cf表示。施加于对象用于曝光的X射线当其透过对象时被衰减，从而通过荧光体层(波长转换元件)(未示出)进行波长转换而成为可见光。然后使所得到的可见光入射到光电转换元件111上，从而被转换成电荷Q。
接着，在TFT 112导通时，放大器115的增益被设置为1/Cf倍。结果，输出电压由Vout＝-Q/Cf表示，然后把这个电压信号从信号输出电路103读出到外部。在完成读出电压信号Vout的操作之后，由于共用的偏压线110的电位改变，使得在光电转换元件111中产生的但被保持未转移的电荷被除去。
不过，上述的常规的放射线图像拍摄装置主要是旨在拍摄静止图像，因而灵敏度(S/N比)被固定为常数。因而，根据拍摄的方式不同，S/N比可能变得不够。即，常规的放射线图像摄取装置涉及这样的问题例如在进行静止图像拍摄和运动图像拍摄时，对于在不同的对象之间X射线的衰减的差异或者对于X射线曝光剂量的大的差异具有较小的容限。
发明内容
由上述可见，作出本发明是为了解决上述问题，因此，本发明的目的在于提供一种廉价且高性能的放射线图像摄取装置和放射线图像摄取方法，以及一种廉价且高性能的放射线图像摄取系统，它们能够按照图像拍摄的情况和对象自由地从一个灵敏度转换到另一个灵敏度，以便灵活地应对这些情况，即，例如能够进行静止图像拍摄和运动图像拍摄，这些拍摄方式在放射线曝光的剂量方面具有显著的差别，并且所需的灵敏度也有差别，以便满足所述要求。
本发明的放射线图像摄取装置包括呈矩阵形式设置的多个像素，每个像素包括至少一个用于把入射的放射线转换成电荷的光电转换元件；以及用于输出来自像素的信号的信号输出电路，其中对于每个像素提供有多条信号读取配线，所述像素和信号输出电路通过所述信号读取配线相互连接。
在本发明的放射线图像摄取装置的另一个方面中，所述光电转换元件包括波长转换元件，用于对入射的放射线进行波长转换。
在本发明的放射线图像摄取装置的又一个方面中，每个像素包括与信号读取配线相连的半导体元件，所述信号读取配线的任何之一可以根据半导体元件的激励被自由地选择。
在本发明的放射线图像摄取装置的再一个方面中，所述半导体元件的至少一个是源极跟随器。
在本发明的放射线图像摄取装置的另一个方面中，对每一信号读取配线提供信号读取电路，用于读出来自像素的信号。
在本发明的放射线图像摄取装置的另一个方面中，提供为信号读取配线共用的、用于读出来自像素的信号的信号读取电路。
在本发明的放射线图像摄取装置的另一个方面中，提供两个信号读取电路。
本发明的放射线图像摄取方法包括使用一种装置，所述装置包括呈矩阵形式设置的多个像素，每个像素包括至少一个用于把入射的放射线转换成电荷的光电转换元件；以及用于输出来自像素的信号的信号输出电路，其中按照要使用的拍摄方式选择多条信号读取配线中任何之一，所述多条信号读取配线是对每个像素提供的，并且通过所述多条信号读取配线相应的像素与所述信号输出电路彼此相连。
在本发明的放射线图像摄取方法的另一个方面中，光电转换元件对入射的放射线进行波长转换，并把转换结果转换成电荷。
在本发明的放射线图像摄取方法的又一个方面中，按照放射线的剂量的大小选择多条信号读取配线中的任何之一。
在本发明的放射线图像摄取方法的再一个方面中，每个像素包括和该多条信号读取配线相连的半导体元件，至少一个所述半导体元件是源极跟随器，并且当在涉及低剂量放射线的拍摄方式的情况下时，选择具有源极跟随器的信号读取配线。
本发明的放射线图像摄取系统包括放射线图像摄取装置；用于提供放射线的放射线产生装置；选择装置，用于按照放射线剂量的大小选择放射线图像摄取装置中的多条信号读取配线中的任何之一；以及控制装置，用于控制放射线产生装置进行的放射线应用，以及根据所述选择装置的选择来控制放射线图像摄取装置的驱动。
在本发明的放射线图像摄取系统的另一个方面中，还提供拍摄开关，利用该开关，根据操作者的输入可以自由地选择多条信号读取配线中任何之一，并且所述选择装置根据由所述拍摄开关进行的输入来选择信号读取配线中任何之一。
在本发明的放射线图像摄取系统的又一个方面中，所述拍摄开关适用于通过对应于信号读取配线的数量的多个行程被接通，各个行程以升序对应于放射线剂量的增加。
考虑到常规的放射线图像摄取装置主要用于拍摄静止图像因而灵敏度(S/N比)被固定为常数的事实，本发明的发明人认真地进行了研究，以便根据拍摄方式(例如静止图像拍摄和运动图像拍摄)扩展灵敏度。结果，本发明人偶然发现了这样一种装置对于每个像素分配多条信号读取配线(信号配线)，并分别对所述信号配线提供对应于拍摄方式的信号读取电路等，以使得能够自由地选择所述信号配线中任何之一。
更具体地说，例如，对每个像素分配两条信号配线，一条信号配线用于静止图像拍摄。静止图像拍摄相应于涉及高剂量放射线曝光的拍摄方式，因而所需的灵敏度比较低。因而，采用了这样一种结构在像素内不进行电荷放大，而在例如和相关的信号线相连的信号读取电路内进行电荷放大。另一方面，另一条信号配线用于运动图像拍摄。运动图像拍摄相应于涉及低剂量放射线曝光的图像拍摄方式，因而所需的灵敏度比较高。因而，采用这样一种结构在像素内进行电荷放大，以抑制任何噪声的产生。
按照本发明，实现了一种廉价且高性能的放射线图像摄取装置和放射线图像摄取系统，它们能够按照图像拍摄的情况和对象自由地从一个灵敏度转换为另一个灵敏度，从而灵活地应对上述情况和对象，即，例如能够进行静止图像拍摄和运动图像拍摄两种拍摄，这两种拍摄方式在放射线曝光的剂量方面是显著不同的，并且所要求的灵敏度也不同，以便满足所述要求。
从下面结合附图进行的说明可以清楚地看出本发明的其它特征和优点，在附图中相同的附图标记表示相同或相似的部件。
被包括在说明书中并构成说明书的一部分的附图和说明书一起说明本发明的实施例，用于说明本发明的原理。
图1是一个示意的平面图，示意地表示按照本发明第一实施例的放射线图像摄取装置的一个例子；图2是按照本发明第一实施例的放射线图像摄取装置的等效电路图；图3是在按照本发明第一实施例的放射线图像摄取装置中的一个像素和信号读取电路的等效电路图；图4是在按照本发明第一实施例的放射线图像摄取装置中的光电转换元件和TFT的示意截面图；图5是一个示意的平面图，示意地表示按照本发明第一实施例的放射线图像摄取装置的一种改型；图6是按照本发明第二实施例的放射线图像摄取装置的等效电路图；图7是在按照本发明第二实施例的放射线图像摄取装置中的一个像素和信号读取电路的等效电路图；图8是示意地表示按照本发明第三实施例的放射线图像摄取系统的一个例子的示意图；图9是表示按照本发明第三实施例的放射线图像摄取系统的操作的流程图；图10是表示使用按照本发明第三实施例的放射线图像摄取系统进行的图像摄取操作的定时图；图11示意地表示按照现有技术的放射线图像摄取装置的一个例子的示意平面图；图12是按照现有技术的放射线图像摄取装置的等效电路图；以及图13是按照现有技术的放射线图像摄取装置中的一个像素和信号读取电路的等效电路图。
具体实施例方式
下面参照附图详细说明本发明的实施例。其中将说明使用X射线作为放射线来拍摄对象的照片的情况。
第一实施例首先说明本发明的第一实施例。
图1是一个示意的平面图，示意地表示按照本发明第一实施例的放射线图像摄取装置的一个例子，图2是按照本发明第一实施例的放射线图像摄取装置的等效电路图，图3是在按照本发明第一实施例的放射线图像摄取装置中的一个像素和信号读取电路的等效电路图。
如图1所示，放射线图像摄取装置包括传感器基板1，其中设置有多个像素，每个像素具有光电转换功能；用于扫描像素的扫描电路2；用于输出来自各个像素的信号的信号输出电路3；用于使传感器基板1与扫描电路2相互连接的IC 4；以及用于使传感器基板1与信号输出电路3相互连接的IC 5。
如图2所示，多个像素6呈矩阵形式被设置在传感器基板1上。注意，虽然为方便起见在图2中的像素区域示出了3×3个像素，实际上，设置有大量的像素，例如1000×2000个像素。此外，同样，为方便起见，这里省略了扫描电路的IC的图示。
在本实施例中，如图2和图3所示，每个像素6包括作为用于把入射的X射线转换成电荷的半导体元件的光电转换元件11，以及用于读出所得到的电荷的半导体元件(开关元件)。开关元件包括作为源极跟随器的薄膜晶体管(TFT)21和TFT 22，它们被设置成使得可被自由地选择。
在每个像素6中，光电转换元件11通过为所有像素共用的偏置线12与信号输出电路3相连。因而，恒定的偏压从信号输出电路3施加到光电转换元件11。此外，为每个像素6提供有为矩阵的每行所共用的两条栅极线13a，13b。在此，TFT 21的栅极通过栅极线13a以及相应的一个IC 4(未示出)连接到扫描电路2，TFT 23的栅极通过栅极线13b以及相应的一个IC 4(未示出)连接到扫描电路2。因而，扫描电路2控制TFT 21和23(22)的操作(导通/截止)。此外，对每个像素6提供有为矩阵中的每列所共用的信号读取配线(信号线)14a和14b。在此，TFT 21的源极或漏极通过信号线14a以及相应的一个IC 5连接到信号输出电路3，TFT 22的源极或漏极通过信号线14b以及相应的一个IC 5连接到信号输出电路3。因而，在每个像素6中，信号线14a和14b中任何之一在从其读出信号时能够被自由地选择。
如图2和3所示，每个IC 5包括构成信号读取电路的放大器15a和TFT 24、TFT 25，以及构成信号读取电路的放大器(运算放大器)15b和TFT 26、TFT 27。放大器15a以及TFT 24、25与信号线14a相连，放大器15b以及TFT 26、27与信号线14b相连。在此，放大器15a的一个输入端子与信号线14a相连，其另一个输入端子与电源16相连。而且，包括电容器Cf1，Cf2，Cf3的增益转换电路17与放大器15a相连，因而通过电容器Cf1，Cf2，Cf3的组合，放大器15a可从一个增益被转换成另一个增益。此外，TFT 28与放大器15a的输出端子相连，TFT 29与放大器15b的输出端子相连，因而可输出信号。
图4是放射线图像摄取装置中光电转换元件11和TFT 21的示意截面图。
光电转换元件11和TFT 21的结构如下。
下面首先说明TFT 21。
在衬底201上形成电极层202的图案，其成为栅极，并在衬底201上淀积绝缘层203，从而覆盖电极层202。在绝缘层203上形成由硅等等制成的半导体层204的图案。以高的浓度将杂质离子注入到半导体层204的两侧部，从而形成一对杂质扩散层205和206，它们成为源极和漏极。成为源极和漏极的电极层207和208的图案按使得它们分别被连接到杂质扩散层205和206的方式形成图案，从而构成TFT 21。
下面接着说明光电转换元件11的结构。
在包括电极层202，207和208的上表面的整个表面上淀积绝缘层209。在绝缘层209上形成由硅等等制成的半导体层210的图案，以使得和TFT 21相邻。成为高浓度的n型杂质区域的n+型半导体层211被形成在半导体层210的表面层中。在n+型半导体层211上形成偏置线12的图案。在n+型半导体层211上形成电极层212的图案，包括偏置线12的上表面，以使得与偏置线12相连。此外，在包括电极层212和TFT 21侧上的绝缘层209的整个表面上淀积钝化层213。此外，形成具有平坦的表面的粘合剂层214，以使得覆盖钝化层213，并在粘合剂层214上形成作为波长转换元件的荧光体层215，由此构成光电转换元件11。注意，在钝化层213和粘合剂层214之间可以形成由PI等等制成的有机钝化层。
在此，考虑在本实施例的放射线图像摄取装置中产生的噪声。
在像素6内不进行电荷放大时产生的噪声与KTC1噪声、信号线14a的电阻噪声、信号线14a的寄生电容噪声以及放大器15a(包括增益转换电路17)的噪声有关。另一方面，使用TFT 22作为源极跟随器电路在像素6内进行电荷放大时产生的噪声与KTC1噪声以及源极跟随器电路的噪声有关。此时，源极跟随器电路的噪声的电平是非常低的。即，和在像素6内不进行电荷放大时相比，使用源极跟随器电路在像素6内进行电荷放大时获得较高的灵敏度(S/N比)。
因而，在本实施例的放射线图像摄取装置中，按照每种拍摄方式所需的灵敏度，信号线被从一条转换到另一条，以便拍摄X射线照片。即，在读出信号时，信号线14a和14b中任何之一在每个像素6中是可以自由选择的。选择信号线14a用于涉及高剂量的X射线曝光的拍摄方式，例如静止图像拍摄或人体的非破坏性检查，在像素内不进行电荷放大。另一方面，选择信号线14b用于涉及低剂量的X射线曝光的拍摄方式，例如人体运动图像拍摄，使用源极跟随器电路在像素6内进行电荷放大。
下面说明当选择每条信号线时使用的特定拍摄方法。
(1)涉及高剂量的X射线曝光的拍摄方式，例如静止图像拍摄或非破坏性检查在这种情况下，信号线14a按照下面将要说明的方式被选择，并且在像素6内不进行电荷放大，像素6的输出信号通过信号线14a被读出。在此，光电转换元件11的电容用C1表示，信号线14a的寄生电容用C2表示，由放大器15a的电容器Cf1，Cf2，Cf3的电容确定的电容用Cf表示。
首先，被提供在信号线14b侧上的TFT 23，26，27和29都被截止。
施加于对象用于曝光的X射线当其透过对象时被衰减，以便被图4所示的作为波长转换元件的荧光体层215进行波长转换而成为可见光。然后使所得到的可见光入射到光电转换元件11上以被转换成电荷Q。
接着，与信号线14a相连的TFT 21和25都被导通，以便把放大器15a的增益设置为1/Cf倍。结果，输出电压Vout由Vout＝-Q/Cf表示。然后，使被提供在信号线14a侧上的TFT 28导通，由此从信号输出电路3把该输出信号读出到外部。在输出信号被读出之后，与信号线14a相连的TFT 24导通，以便除去仍然保留在光电转换元件11中的电荷。在此，在放大器15a中，通过电容器Cf1到Cf3的组合可以把一个增益转换为另一个增益。
(2)涉及低剂量X射线曝光的拍摄方式，例如人体运动图像拍摄在这种情况下，按照下面即将说明的方式选择信号线14b，并在像素6内进行电荷放大，以便通过信号线14b读出像素6的输出信号。在此，作为源极跟随器电路的TFT 22的阈电压用Vth表示。
首先，被提供在信号线14a侧上的TFT 21，24，25和28都被截止，而使与信号线14a相连的TFT 23导通。
和静止图像拍摄的情况类似，施加于对象用于曝光的X射线当其透过对象时被衰减，以便被图4所示的作为波长转换元件的荧光体层215进行波长转换而成为可见光。然后使所得到的可见光入射到光电转换元件11上而被转换成电荷。所得到的电荷引起在TFT 22的栅极上的、与入射到光电转换元件11的光量相应的电位波动Vin。在TFT22导通后，由于这个电位波动Vin而使点C的电位成为(Vin-Vth)。在这种情况下，例如，如果阈电压Vth充分小，则在点C获得的信号变成为基本上等于电压信号Vin的电压信号。
被提供在信号线14b侧上的TFT 27和29都被导通，从而通过放大器15b从信号输出电路3把上述的电压信号读出到外部。在该电压信号被读出之后，与信号线14b相连的TFT 26被导通，以除去仍然保留在光电转换元件11中的电荷。
注意，在本实施例中，当除去仍然留在光电转换元件11中的电荷时，使用TFT 24或26。不过，如同现有技术中那样，也可以改变偏置线12的电位，或者可以改变电源16的电压。
如上所述，按照本实施例，实现了一种廉价且高性能的放射线图像摄取装置，其能够按照情况以及被拍摄的对象自由地从一个灵敏度转换到另一个灵敏度，以便灵活地应对这些情况和对象，即，例如能够进行静止图像拍摄和运动图像拍摄，这些拍摄方式的X射线曝光剂量彼此显著不同，而且所需的灵敏度也不同，以便满足这种要求。
注意，虽然在本实施例中，采用MIS型的光电转换元件作为光电转换元件11，但即使当采用PIN型的光电转换元件时也能获得相同的效果。此外，在本实施例中，以间接型放射线图像摄取装置为例进行了说明，在该装置中，在荧光体层215中放射线被转换成可见光，并且在光电转换元件11中把所得到的可见光转换成电荷。不过，即使当把本发明应用于利用例如非晶硒的材料的直接型放射线图像摄取装置时，也可以获得相同的效果，在该种直接型放射线图像摄取装置中可以把放射线直接转换成电荷。
改进在本实施例中，示出了这样一种结构扫描电路2和信号输出电路3分别只被设置在传感器基板1的相邻的一侧上。不过，如图5所示，扫描电路2和信号输出电路3也可以分别被设置在传感器基板1的两组相对侧上。在这种情况下，除去上述第一实施例的效果之外，还可以提供增加驱动速度等效果。因而，可以实现更出色的放射线图像摄取装置。
第二实施例下面说明按照本发明第二实施例的放射线图像摄取装置。
本实施例的放射线图像摄取装置具有几乎和第一实施例的放射线图像摄取装置相同的结构，其不同之处在于，信号输出电路的IC的结构和第一实施例的信号输出电路的略微不同。
图6是按照本发明的第二实施例的放射线图像摄取装置的等效电路图，图7是在这种放射线图像摄取装置中的一个像素和信号读取电路的等效电路图。注意，和第一实施例一致或相似的构成元件用相同的附图标记表示。
和第一实施例的IC 5的情况类似，这种放射线图像摄取装置的信号输出电路3的IC 31通过信号线14a，14b与像素6相连。不过，与第一实施例不同的是，IC 31没有放大器15b，并且信号线14a，14b与公共的放大器15a相连。
即，在IC 31中，TFT 24和25连接到信号线14a，TFT 26和27连接到信号线14b。而且，信号线14a和14b通过要与放大器15a的一个输入端子相连的TFT 32相互连接，电源16与放大器15a的另一个输入端子相连。此外，具有电容器Cf1，Cf2，Cf3的增益转换电路17与放大器15a相连。
下面说明当在这种放射线图像摄取装置中选择每个信号线时使用的特定拍摄方法。
(1)涉及高剂量X射线曝光的拍摄方式，例如静止图像拍摄或非破坏性检查在这种情况下，按下面将要说明的方式选择信号线14a，在像素6内不进行电荷放大，通过信号线14a读出像素6的输出信号。在此，光电转换元件11的电容用C1表示，信号线14a的寄生电容用C2表示，由光电转换元件11的电容器Cf1，Cf2，Cf3确定的电容用Cf表示。
首先，被提供在信号线14b侧上的TFT 23，26，27和32都被截止。
施加于对象用于曝光的X射线当其透过对象时被衰减，以便在图4所示的作为波长转换元件的荧光体层215中被转换成可见光。然后使所得到的可见光入射到光电转换元件11上而被转换成电荷Q。
接着，当与信号线14a相连的TFT 21和25导通时，把放大器15a的增益设置为1/Cf倍。结果，输出电压由Vout＝-Q/Cf表示。然后把这个电压信号从信号输出电路3读出到外部。在电压信号被读出之后，使得与信号线14a侧相连的TFT 24导通，以除去仍然留在光电转换元件11中的电荷。在此，在放大器15a中，通过电容器Cf1到Cf3的组合，可以从一个增益转换成另一个增益。
(2) 涉及低剂量的X射线曝光的拍摄方式，例如人体运动图像拍摄在这种情况下，按下面所述的方式选择信号线14b，并且在像素6内进行电荷放大，通过信号线14b读出像素6的输出信号。在此，与信号线14b相连的TFT 22的阈值电压由Vth表示。
首先，与信号线14a侧相连的TFT 21，24和25都被截止，而与信号线14a侧相连的TFT 23被导通。
和静止图像拍摄方式的情况类似，施加于对象用于曝光的X射线当其通过对象时被衰减，以便在图4所示的作为波长转换元件的荧光体层215中进行波长转换而成为可见光。然后使所得到的可见光入射到光电转换元件11上而被转换成电荷Q。所得到的电荷Q引起TFT 22的栅极中的、相应于光电转换元件11上的入射光量的电位波动Vin。在TFT 22导通时，由于该电位波动使得点C的电压成为(Vin-Vth)。例如，如果阈电压Vth足够小，则点C的电压信号变成为基本上等于电位波动Vin的电压信号。
当与信号线14b侧相连的TFT 27导通时，电荷被积累在电容器C3中。在这种状态下，当TFT 32导通时，放大器15a的增益被设置为1/Cf倍。结果，输出电压由Vout＝-Q/Cf表示。然后，通过放大器15从信号输出电路3把这个电压信号读出到外部。在读出电压信号之后，与信号线14b相连的TFT 26被导通，以便除去仍然保留在光电转换元件11中的电荷。
在本实施例中，在放大器15a中，通过电容器Cf1到Cf3的组合，可以使一个增益转换成另一个增益。因而，不像在第一实施例中于像素6内进行电荷放大的情况那样，本实例也可选择输出信号的大小。
注意，虽然当除去仍然留在光电转换元件11中的电荷时使用TFT 24或26，但是像现有技术那样，也可以改变偏置线12的电位，或者也可改变电源16的电压。此外，类似于对第一实施例的改变，在本实施例中，扫描电路2和信号输出电路3也可以分别被适当地提供在传感器基板1的两组相对侧中。
此外，在第一和第二实施例中说明了这样的例子，其中考虑到作为拍摄方式的静止图像拍摄(非破坏性检查)和运动图像拍摄，并且对每个像素6分配两条信号线14a，14b，使得可以自由地选择其中的任何一条。不过，也可以对每个像素分配3条或更多条信号线，以便更加精细地应对相应于各种拍摄方式的拍摄。
第三实施例下面说明本发明的第三实施例。
本实施例披露了一种放射线图像摄取系统，其包括在第一和第二实施例的第二实施例中所述的放射线图像摄取装置。当然，在第一实施例中所述的放射线图像摄取装置也可以应用于这种放射线图像摄取系统。注意，在本实施例中与第一、第二实施例中相同或相似的构成元件用相同的附图标记表示。
图8是示意地表示按照本发明第三实施例的放射线图像摄取系统的示意方块图，图9是表示这种放射线图像摄取系统的操作的流程图，图10是使用这种放射线图像摄取系统的图像摄取操作的定时图。
如图8所示，该放射线图像摄取系统包括在第二实施例中描述的放射线图像摄取装置41，用于驱动该放射线图像摄取装置41的驱动单元42，用于施加放射线，即，在这种情况下用于对对象施加X射线的X射线产生单元43，图像摄取开关44，操作者利用该开关可以自由地选择信号线14a和14b中的任何之一，拍摄方式选择单元45，用于根据对图像摄取开关44的输入，输出表示信号线14a和14b中的任何之一被选择的电信号，以及控制单元46，用于根据从拍摄方式选择单元45发送的电信号控制X射线产生单元43和驱动单元42的操作。
可以利用图像摄取开关44进行图像摄取方式的选择，该开关适用于通过相应于信号线14a，14b的数量的若干行程被接通，即，在这种情况下通过两个行程被接通。这些行程以升序对应于剂量的增加。在开关44a通过第一个行程被接通的状态下，选择运动图像方式，而在开关44b通过第二行程被接通的状态下，选择静止图像方式。注意，开关44被这样配置，以使得当开关44b通过第二行程被接通时，开关44a也同时通过第一行程被接通。因为通过不断地接通图像摄取开关44来重复地进行拍摄，所以，例如在运动图像的拍摄期间图像摄取开关44的开关44b通过第二行程被接通，由此允许拍摄静止图像。为了结束拍摄，图像摄取开关44必须被关断(图像摄取开关44必须具有关断状态)。
下面将说明由控制单元46进行的对X射线产生单元43中的X射线的剂量的控制。
在静止图像方式的情况下，产生相对高剂量的X射线，用来通过静止图像拍摄等摄取胸部的X射线照片。另一方面，在运动图像方式的情况下，因为对象(病人)被X射线照射长的时间段，在这种情况下，产生低剂量的脉冲状X射线。
此外，如第二实施例中所述，驱动单元46这样控制放射线图像摄取装置41，即，使得在静止图像拍摄的情况下，在像素内不进行电荷放大，并通过信号线14a把输出信号读出到外部，而在运动图像拍摄的情况下，使用源极跟随器电路在像素内进行电荷放大，并通过信号线14b把输出信号读出到外部。
在按照本实施例的放射线图像摄取系统中，如图9所示， 首先，由操作者选择拍摄方式(步骤S1)。即，当拍摄开关44的开关44a或44b通过第一行程或第二行程被接通时，则由拍摄方式选择单元45选择拍摄方式。接着，当选择了运动图像方式时，则开始由X射线产生单元43施加对应于运动图像的X射线(步骤S2)，并由控制单元46开始通过驱动电路42对放射线图像摄取装置41进行控制(步骤S3)，以便进行运动图像拍摄(步骤S4)。另一方面，当选择静止图像方式时，则开始由X射线产生单元43施加对应于静止图像的X射线(步骤S5)，并由控制单元46开始通过驱动电路42对放射线图像摄取装置41进行控制(步骤S6)，以便进行静止图像拍摄(步骤S7)。
然后，在步骤S8，当还要继续进行拍摄时，在运动图像拍摄的情况下，拍摄开关44的开关44a继续通过第一行程被接通，而在静止图像拍摄的情况下，拍摄开关44的开关44b继续通过第二行程被接通。当打算结束拍摄时，只要断开拍摄开关44即可。
接着，参照图10说明当拍摄从运动图像拍摄进行到静止图像拍摄时放射线图像摄取装置的操作。
当拍摄开关44的开关44a通过第一行程被接通以选择运动图像方式时，拍摄信号被输入到放射线图像摄取装置41。接着，由驱动单元42使TFT 23导通，然后TFT 26和22被导通，由此使电路复位。接着，从X射线产生单元43对对象施加的X射线当其透过对象时被衰减，以便在图4所示的作为波长转换元件的荧光体层215中被波长转换成为可见光。使所得到的可见光入射到光电转换元件11上以被转换成电荷Q。所得到的电荷Q引起TFT 22的栅极上的、相应于入射到光电转换元件11的光量的电位波动Vin。由于这个电位波动Vin而使得TFT 22导通，以在电容器C2’中积累电荷。接着，TFT 27被导通，从而在电容器C3中积累电荷。当TFT 32被导通时，相应于在电容器C3中积累的电荷的输出信号被从信号输出电路3读出到外部。于是，当拍摄开关44的开关44a通过第一行程而接通时，便连续地重复运动图像拍摄。
此时，当拍摄开关44的开关44b通过第二行程接通时，拍摄进行到静止图像拍摄。在静止图像拍摄的情况下，首先，使被提供在信号线14b侧上的TFT 23，22，26，27和32都截止。然而，拍摄开关44可以在各个定时被接通，例如在施加X射线的期间的定时以及在读取输出信号的期间的定时被接通。因而，刚好在静止图像拍摄之前使TFT 21和24接通，从而使电路复位。接着，由X射线产生单元43对对象施加的X射线当其透过对象时被衰减，以便在图4所示的作为波长转换元件的荧光体层215中被波长转换成为可见光。使所得到的可见光入射到光电转换元件11上以便被转换成电荷Q。通过使TFT 21导通而使所得到的电荷Q积累在电容器C2上。接着，当TFT 25导通时，在电容器C2中积累的相应于电荷Q的输出信号通过放大器15a从信号输出电路3被读出到外部。注意，虽然输出信号Vout本质上由Vout＝-Q/Cf表示，在图10中，输出信号Vout的极性被颠倒以便被表示为正(+)。
如上所述，按照本实施例，实现了一种廉价且高性能的放射线图像摄取系统，其能够按照情况和图像拍摄的对象自由地从一个灵敏度转换到另一个灵敏度，从而灵活地应对这些情况和对象，即，例如能够进行静止图像拍摄和运动图像拍摄，这些拍摄方式的X射线曝光剂量彼此显著地不同，并且所需的灵敏度也不同，以便满足所述要求。
因为不脱离本发明的范围和精神可以作出本发明的许多不同的实施例，所以应当理解，除去在权利要求中限定的之外，本发明不限于其特定的实施例。
本申请要求2003年11月21日申请的申请号为2003-392725以及2004年7月14日申请的申请号为2004-207273的日本专利申请的优先权，这些专利申请被包括在此作为参考。
权利要求
1.一种放射线图像摄取装置，包括呈矩阵形式设置的多个像素，每个像素包括至少一个光电转换元件，用于把入射的放射线转换成电荷；以及信号输出电路，用于输出来自所述像素的信号，所述放射线图像摄取装置的特征在于为每个像素提供有多条信号读取配线，像素和信号输出电路通过所述信号读取配线相互连接。
2.如权利要求1所述的放射线图像摄取装置，其特征在于，所述光电转换元件包括波长转换元件，用于对入射的放射线进行波长转换。
3.如权利要求1所述的放射线图像摄取装置，其特征在于，每个像素包括与信号读取配线相连的半导体元件，可根据半导体元件的激励自由地选择所述信号读取配线中任何之一。
4.如权利要求3所述的放射线图像摄取装置，其特征在于，所述半导体元件中的至少一个是源极跟随器。
5.如权利要求1所述的放射线图像摄取装置，其特征在于，对每条信号读取配线提供信号读取电路，用于读出来自像素的信号。
6.如权利要求1所述的放射线图像摄取装置，其特征在于，提供为所述信号读取配线所共用的、用于读出来自像素的信号的信号读取电路。
7.如权利要求1所述的放射线图像摄取装置，其特征在于，提供有两个信号读取电路。
8.一种放射线图像摄取方法，包括使用一种装置，所述装置包括呈矩阵形式设置的多个像素，每个像素包括至少一个光电转换元件，用于把入射的放射线转换成电荷；以及信号输出电路，用于输出来自像素的信号，放射线图像摄取方法的特征在于按照要使用的拍摄方式选择多条信号读取配线中任何之一，所述多条信号读取配线是对每个像素提供的，并且相应的像素和信号输出电路通过所述多条信号读取配线彼此相连。
9.如权利要求8所述的放射线图像摄取方法，其特征在于，光电转换元件对入射的放射线进行波长转换，并把转换的结果转换成电荷。
10.如权利要求8所述的放射线图像摄取方法，其特征在于，按照放射线的剂量的大小选择多条信号读取配线中任何之一。
11.如权利要求9所述的放射线图像摄取方法，其特征在于，每个像素包括与多条信号读取配线相连的半导体元件，至少一个所述半导体元件是源极跟随器，以及，当在涉及低剂量放射线的拍摄方式的情况下时，选择具有源极跟随器的信号读取配线。
12.一种放射线图像摄取系统，其特征在于包括如权利要求1所述的放射线图像摄取装置；用于提供放射线的放射线产生装置；选择装置，用于按照放射线剂量的大小选择放射线图像摄取装置中的多条信号读取配线中任何之一；以及控制装置，用于控制由放射线产生装置执行的放射线应用，并根据所述选择装置的选择来控制放射线图像摄取装置的驱动。
13.如权利要求12所述的放射线图像摄取系统，还包括拍摄开关，利用该开关，可根据操作者的输入自由地选择多条信号读取配线中任何之一，并且所述放射线图像摄取系统的特征在于，所述选择装置基于由所述拍摄开关进行的输入来选择信号读取配线中任何之一。
14.如权利要求13所述的放射线图像摄取系统，其特征在于，所述拍摄开关适用于通过对应于信号读取配线的数量的多个行程而被接通，各个行程按升序对应于放射线剂量的增加。
全文摘要
按照拍摄方式可从一个灵敏度自由地转换为另一个灵敏度，例如可以进行放射线曝光剂量显著不同因而所需的灵敏度也互不相同的静止图像拍摄和运动图像拍摄，从而满足所述要求。TFT21的源极或漏极通过信号线14a和IC5连接到信号输出电路3。TFT23的源极/漏极通过信号线14b和IC5连接到信号输出电路3。因而，在每个像素6中，当信号被读出时，可以自由地选择信号线14a和14b中任何之一。
文档编号H04N5/32GK1883192SQ200480034150
公开日2006年12月20日 申请日期2004年11月10日 优先权日2003年11月21日
发明者石井孝昌, 森下正和, 望月千织, 渡边实, 野村庆一 申请人:佳能株式会社