CN100505284C - X射线图像检测器 - Google Patents

Abstract

一种X射线检测器装置包含被配置成多个子阵列的检测器像素的阵列。每个子阵列中的像素共享被提供给剂量感测输出导体的公共剂量感测输出，其延伸到该像素阵列的外围。用于像素的其中一个子阵列的剂量感测输出导体穿过由像素的另一个子阵列占据的区域，其可能导致不希望有的串扰。本发明提供多个另外的屏蔽电极，并且对于像素的每个子阵列屏蔽电极基本上邻近于剂量感测输出导体。这些屏蔽电极降低了该剂量感测输出和其它像素电极之间的串扰。在另一种配置中，每个像素进一步包含形成在该阵列的上部区域处的用于每个像素的像素电极，并且剂量感测输出导体形成在该阵列的下部区域处。然后提供中间导体层，其与用于像素的其它子阵列的剂量感测输出导体重叠，并且其穿过由像素的该子阵列占据的区域。

Description

X射线图像检测器

技术领域

本发明涉及X射线检测器和X射线检查装置，该装置使用该检测器。特别地，该检测器通过具有与固态X射线检测器电路集成在一起的曝光测量电路，来提供图像信号和曝光控制信号。这使得在图像获取过程期间能够实时控制X射线曝光。

背景技术

众所周知，作为检查组织吸收率的函数，病人的X射线曝光应当受到控制。例如，高亮度感光过度区域可能出现在图像中，其例如，由没有(或仅仅几乎没有)由被检查物体比如病人减弱的X射线产生。具有低X射线吸收率的组织例如肺组织，将提供较低的衰减，并因此需要较低的X射线曝光来获得给定对比度的图像，并防止图像检测器的饱和。

对于本领域技术人员来说，已知的X射线检查装置的结构是熟知的。典型地，该装置包括用于借助X射线束照射接受放射性检查的病人的X射线源。由于病人体内X射线吸收率的局部差异，形成X射线图像。X射线检测器从该X射线图像中得到图像信号。在使用光学传感器的检测器中，该检测器具有用于将入射X射线能量转换成光学信号的转换层或表面。在过去，这些光学信号大部分由图像增强器拾取链(pick-up chain)检测，其包括X射线图像增强器和电视摄像机。

最近，已经建议使用固态X射线检测器。对于这种装置存在两种基本的结构。

在所谓的“间接”检测器装置中，入射的X射线辐射首先被转换成光。提供光敏电池阵列，每一个包含光敏元件(光电二极管)，和电荷存储装置(其可以是独立的元件或者它可以是光电二极管的固有电容)。

在所谓的“直接”检测器装置中，使用X射线灵敏光电导体将X射线直接转换成电子。由于光电导体不具有自身电容，因此通过薄膜技术制作电容器，以使其用作电荷存储装置。

在X射线曝光期间，将入射到每个电池上的光存储为电荷存储装置上的电荷水平，以在该曝光周期的最后将其读出。因为存储电荷的读出有效地复位该图像传感器，所以这只能在X射线曝光周期的最后被执行。因此，不可能使用来自这种类型的图像传感器的输出信号来实时控制该曝光周期，因为这种输出只在曝光的最后可获得。

一种获取剂量控制的可能方法是分析获得的图像，然后以不同的曝光水平重复图像获取过程。当然，这增加了将病人完全暴露于潜在有害的X射线下，而且对于快速改变图像，或其中快速连续获取不同视点的图像来说，也是不适合的。

已经建议外部剂量感测装置，其独立于固态图像检测器，但这些会使图像质量退化。

还已经建议将剂量感测元件结合到普通的图像感测像素布局中。当电荷在像素中产生时，产生剂量感测信号，并且可以检测这个信号，而不用读取存储在像素信号电荷存储装置上的信号。

在WO02/25314中描述了集成剂量感测系统的第一个实例。在一些实施例中，另外的剂量感测元件是另外的分接电容器(tappingcapacitor)，并且当电容器电压变化时，检测电荷流。在其它实例中，该另外的剂量感测元件是晶体管，并且将像素电压施加到驱动晶体管的栅极。在这种情况下，另外的晶体管用作电流源，并且测量这个电流。

在WO03/100459中描述了剂量感测系统的第二个实例。在这种情况下，该另外的剂量感测元件是另外的晶体管，但它是该晶体管的关断电容(off-capacitance)，其被用来分接一部分的该信号，并且电容耦合基本上是被用来提供剂量感测信号。

在上述两个实例中，以比图像检测功能低的分辨率执行该剂量感测功能。为了这个目的，将像素分成子阵列，并且每个子阵列提供单一的剂量感测输出，但是该子阵列的每个像素提供单独的图像传感器输出。

这些已知的集成剂量感测系统的一个问题是不同剂量感测信号之间的串扰。这个串扰由像素电极和用来读出剂量感测信号(从其它像素)的读出线之间的电容耦合产生。

发明内容

根据本发明，提供一种X射线检测器装置，其包含检测器像素阵列，每个像素包含用于将入射辐射转换成电荷流的转换元件、电荷存储元件和开关装置，其能够将存储的电荷提供给该像素的输出，其中将该像素阵列配置成多个子阵列，每个子阵列包含多个像素，在每个子阵列中的这些像素共享提供给剂量感测输出导体的公共剂量感测输出，其延伸到该像素阵列的外围，其中用于像素的其中一个子阵列的剂量感测输出导体穿过由像素的另一个子阵列占据的区域，

其中提供多个另外的屏蔽电极，并且对于像素的每个子阵列，屏蔽电极基本上邻近于该剂量感测输出导体。

这些屏蔽电极降低了该剂量感测输出和其它像素电极之间的串扰。特别地，该剂量感测输出穿过由与该剂量感测输出不相关的像素占据的区域，并且由这些像素引起的串扰被降低。

这些屏蔽电极优选地由与剂量感测输出导体相同的一个或多个过程层形成。这样，它们不会使该制造过程复杂化。每个剂量感测输出导体可以被夹在屏蔽电极和另一电极之间，并且该剂量感测输出导体、屏蔽电极和另一电极彼此平行，且由相同的一个或多个过程层形成。

优选地将这些像素配置成行和列，并且剂量感测输出导体在列方向上延伸。剂量感测输出导体还可以起到图像传感器数据输出导体的作用。这对于其中每个像素的开关装置能够实现像素子阵列的多路转换功能的像素是适合的。

在另一种配置中，剂量感测输出导体沿着行方向延伸，以及单独的检测器数据输出导体沿着列方向延伸。这对于其中电容耦合被提供给单独的剂量感测线的像素是适合的。

可以将屏蔽电极全部电连接在一起，例如在像素阵列的外面。

在具有多路转换功能的像素设计中，该检测器装置可以两种模式操作，第一种模式，其中将响应入射辐射的电荷流部分地耦合到用于测量的剂量感测输出作为剂量感测信号，和第二种模式，其中电荷流通过在电荷存储元件和用于测量的剂量感测输出之间的像素开关装置被耦合作为检测信号，以及其中该开关装置借助第一和第二控制信号接通，其使得能够选择子阵列内的单个像素。

在这种配置中，公共输出用于曝光期间的剂量感测，并且以对应于子阵列的尺寸的分辨率执行该剂量感测。然后可以将读出放大器的数量降低到每一像素子阵列一个。

每个像素的像素电极典型地形成在阵列的上部区域处，并且剂量感测输出导体可以形成在阵列的下部区域处(例如由用于像素晶体管栅极的金属层形成)。然后每个像素可以进一步包含中间导体层，其与像素的其它子阵列的剂量感测输出导体重叠，其穿过由像素的子阵列占据的区域。这提供了另外的屏蔽级。

该中间导体层可以由还形成检测器输出导体的层形成，因此该另外的屏蔽层也没有引入另外的处理层。

根据本发明的第二方面，提供一种X射线检测器装置，其包含检测器像素阵列，每个像素包含用于将入射辐射转换成电荷流的转换元件、电荷存储元件和开关装置，其能够将存储的电荷提供给该像素的输出，其中将该像素阵列配置成多个子阵列，每个子阵列包含多个像素，每个子阵列中的像素共享在剂量感测输出导体上提供的公共剂量感测输出，其延伸到该像素阵列的外围，其中用于像素的其中一个子阵列的剂量感测输出导体穿过由像素的另一个子阵列占据的区域，其中每个像素进一步包含用于形成在该阵列的上部区域处的每个像素的像素电极，以及剂量感测输出导体形成在该阵列的下部区域处，

其中每个像素进一步包含中间导体层，该中间导体层与用于像素的其它子阵列的剂量感测输出导体重叠，并且其穿过由像素的子阵列占据的区域。

本发明的X射线检测器优选地用于接收来自X射线源的由被检查的物体减弱之后的X射线图像。

附图说明

现在将参照附图详细地描述本发明的实例，其中：

图1示出已知的X射线检查装置；

图2A示出图1的装置中使用的固态图像传感器的第一个已知的像素布局；

图2B示出图1的装置中使用的固态图像传感器的第二个已知的像素布局；

图3示出第一个具有剂量感测能力的已知的像素配置；

图4示出第二个具有剂量感测能力的已知的像素配置；

图5示出第三个具有剂量感测能力的已知的像素配置；

图6示出可以怎样以已知的方式将像素分组成子阵列，以提供共享的剂量感测输出；

图7到23以截面和平面图示出实现固态图像传感器的各种已知技术，并且其可以被用来实现本发明；

图24以平面图示出使用顶上电容器技术实现的和针对图5中所示类型的像素的本发明的第一像素配置；

图25以平面图示出使用顶上电容器技术实现的和针对图3和4中所示类型的像素的本发明的第二像素配置；

图26示出图24的像素之间的连接；

图27以平面图示出使用顶上电极技术实现的和针对图5中所示类型的像素的本发明的第三像素配置；以及

图28示出对图27的像素配置的修改；

图29以平面图示出使用顶上电极技术实现的和针对图5中所示类型的像素的本发明的第四像素配置；以及

图30示出对图29的像素配置的修改。

优选实施方式

图1示出已知的X射线检查装置，其包括用于借助X射线束11照射被检查的物体12如接受放射性检查的病人的X射线源10。由于病人体内X射线吸收的局部差异，X射线图像形成在X射线检测器14的X射线灵敏表面13上。

一个X射线检测器14的已知的设计使用固态光学图像传感器。使用磷光体闪烁器13将入射X射线辐射转换成光。该光可以被固态装置14检测。可选择地，可以使用X射线灵敏光电导体直接将X射线转换成电子。

图2A示出一个固态光学图像传感器的已知设计。该传感器包含被配置成行和列的像素20的阵列。像素的行共享行地址线22，以及像素的列共享读出线24。每个像素包含与电荷存储电容器28平行的光电二极管26。该电容器28可以是单独的部件，或者它可以简单地包含该光电二极管26的自身电容。该平行组合与用于那个特定像素的列读出线24和公共电极30之间的薄膜晶体管29串联地连接。将该像素阵列提供在玻璃基板32上。行驱动电路34提供信号给行地址线22，以及列读出线24提供来自基板32的输出，并且每个列读出线24与相应的电荷灵敏放大器36相关联。

光电二极管的作用是将入射辐射转换成电荷流，其改变了存储在电容器上的电荷水平。

图2B示出固态直接X射线检测器的已知设计。对于相同的部件使用与图2A中相同的参考标记。在使用光电导体直接转换辐射的情况下，电容器28被实施为单独的薄膜部件，此外，存储的电荷的水平是来自该光电导体的电荷流的函数。该光电导体和电容器有效地替代图2A的装置中的磷光体转换层和光电二极管，并且将光电导体260偏置到适当的操作电压。

在上述图像传感器装置的操作中，电容器28被全部充电到初始值。这是通过前面的图像获取实现的，或者可以用所有行导体22上的初始复位脉冲实现。使用复位开关38复位电荷灵敏放大器。

在X射线曝光期间，对于间接转换的情况，入射到光电二极管26上的光引起电荷在反偏压方向上流过该光电二极管。这个电流源自电容器28，并且在那些电容器上产生电压电平降。可选择地，对于直接转换的情况，通过该光电导体260的电荷流将电荷从电容器28消耗掉。

在X射线曝光的最后，将行脉冲依次施加到每个行导体22，以便导通在那一行中的像素的晶体管29。然后通过在公共电极30和列读出线24之间流动并流过晶体管开关的电流将电容器28再充电到初始电压。在所示的实例中，这些电流将源自电荷灵敏放大器36，而不是流到它们。将电容器28再充电到初始水平所需的电荷量是存储电容器28的放电量的指示，其又是像素对入射辐射的曝光的指示。该电荷流由电荷灵敏放大器测量。对于每一行重复该过程，以使得整个图像能够被恢复。

使用这种类型的固态图像传感器的问题是在曝光完成之后，只在读出阶段期间获得像素信号。正如从上面描述中所显现的，任何信号的读出导致像素电容器28的再充电，并且有效地复位那些像素。因此，不可能在图像获取过程期间取样，并且因此该图像传感器设计不允许获得实时曝光测量。

图3示出第一个已知的提供集成剂量感测功能的像素。

如图3所示，该检测器具有检测器像素阵列，其被配置成多个子阵列40。每个子阵列40包含也被配置成行和列的多个像素。每个子阵列中的像素共享公共输出42，并且存在与每个公共输出相关联的一个读出放大器36。在该装置的读出期间，同时读出每个子阵列中的一个像素。为了从每个子阵列40中选择单个的像素，每个像素与行控制线44和列控制线46相关联。行控制线44形成控制线组，其在不同的子阵列40之间被共享，类似地，列控制线46形成控制线组，其在不同的子阵列40之间被共享。组44中控制线的数量对应于每个子阵列中行的数量，以及组46中控制线的数量对应于每个子阵列中列的数量。

图3以放大的形式示出了一个像素。至于更加传统的像素结构，每个像素具有用于将入射辐射转换成电荷流的转换元件26、可以是固有自身电容的电荷存储元件、和能够将存储的电荷提供给该像素的输出42的开关装置50。

通过使用两个控制信号，即行和列控制线44、46上的信号，该开关装置50能够选择子阵列40内的单个像素。

在图3的实例中，开关装置50包含在转换元件和输出42之间串联的第一和第二薄膜晶体管52、54。第一晶体管52被列控制线46上的列选择控制信号选通，以及第二晶体管54被行控制线44上的行选择控制信号选通。这样，这两个晶体管52、54提供“与(AND)”功能，因此可以选择两维子阵列40内的单个像素。在读出期间，通过输出42和光电二极管26之间的电荷流再充电单个像素，因此该读出的分辨率是每像素。

该像素结构还能够在曝光期间提供剂量感测输出。因此，该检测器可以以两种模式操作。在第一种模式中，其是曝光模式，开关装置50被关断，并且通过两个都被关断的晶体管52、54的源漏电容，响应入射辐射的电荷流被部分耦合。现在将描述该电容耦合可以提供不破坏读出信号的剂量感测信号的方式。

在图像获取过程之前再次将像素电容器28上的电压预先设置为已知的电平。在X射线曝光期间，光电二极管26提供与入射到该像素上的剂量成比例的电荷流。该电荷的一部分存储在像素电容器上，而另一部分流到开关装置50的关断电容上。这产生沿着读出线42的相应的电荷流。电荷灵敏放大器36测量该电荷流。子阵列40中的所有像素都与信号读出线42相关联，因此对于该子阵列中的所有像素求和该电荷流，并且剂量感测信号的分辨率是每子阵列而不是每像素。电荷灵敏放大器36在它的输入处保持固定的电势，因此没有产生从一个像素单元到另一个的串扰。

在X射线曝光的最后，通过接通开关装置以传统的方式读出这些像素，以允许电荷沿着读出线42流动，其对像素电容器28进行再充电。这是第二种操作模式。然而，电荷还流到开关装置50的关断电容，因此在X射线曝光期间流到或流出该关断电容的电荷并没有丢失，而是在图像读出过程发生时被恢复。

该关断电容明显地小于该像素电容器，因此剂量感测信号(其实际上是跨越关断的晶体管的电荷泄漏)相对小。将选择晶体管设计用以提供该电容的适当级别。对于一组像素的这些信号的求和有助于电荷流的测量，而在像素读出期间只能使开关噪声有小的提高。

该像素结构能够使读出放大器的数量降低到像素的每一子阵列一个，并且这是通过在像素中具有多路转换来实现的。与用于像素子阵列的剂量感测相同的公共输出用于单个像素信号的读出，因此检测器的分辨率没有被降低。通过在开关装置关断时提供电容耦合到读出线，并在开关装置被接通时提供直接的导电耦合，该开关装置能够使相同的输出被用于剂量感测和传统的读出。

图4示出替换的像素布局。该操作与图3的实例的相同，但开关装置50具有不同的设计。该开关装置50具有串联在光电二极管26和输出42之间的第一薄膜晶体管60和第二薄膜晶体管62。该第二薄膜晶体管62由来自行控制信号线44的行选择控制信号选通，并且将来自列控制信号线46的列选择控制信号切换到第一晶体管60的栅极。这样，第二晶体管62单独提供“与(AND)”功能。当第二晶体管62关断时(在以第一种模式的X射线曝光期间)，第一晶体管60的栅极形成浮置节点。当与图3的配置相比较时，这增加了第一晶体管60的源漏电容，其中晶体管52、54被有效地关断。源漏电容的这种增加改进了像素对剂量感测操作的灵敏度。

图5示出另一个替换的像素布局。每个像素包括分接电容器70，其提供光电二极管电压与剂量感测线72的电容耦合，其与普通输出74是分开的。这种结构需要两个输出连接到每个像素，但只需要一个晶体管，因此其降低了到该像素所需要的控制输入的数量。该像素具有两个输出列线和一个行控制线，而不是一个输出列线、一个行控制线和一个列控制线。

图6以简化的形式示出对于其中将剂量感测输出提供到与像素输出相同的导体上的实例，怎样将子阵列剂量感测输出提供给外部测量电路。

在图6中，控制线46没有被示出。结合的像素和剂量感测输出被示为42。在像素的子阵列75内，将所有的像素输出连接到输出线42之一上，并且其具有它自己的读出放大器77。在每个子阵列75内，制作至公共输出线的内部连接76。每个输出线42穿过其它像素子阵列，并且这些其它子阵列中的像素没有连接到该线42。这产生了一个子阵列中的像素信号和其穿过的另一个子阵列的输出线之间的串扰问题。

相同的问题产生在图5的分接电容器实例中，以及其中为剂量感测信号和输出信号提供不同的导体的实例，和其中输出线被共享的实例。

可以以几种不同的技术实现X射线检测器，其全部是医学图像传感器中所关心的，并且可应用于本发明。图7到23示出对于已知的像素结构，医学图像传感器所关心的主要技术的截面和平面图。简单地提供这些图来示出可利用的技术的范围，并且其可以用于实现本发明。这些图中的一些示出标准的像素结构(不具有集成的剂量感测)，以及一些示出具有集成的剂量感测的像素结构。没有详细描述这些截面中的特定层，因为这些细节对于本领域技术人员来说是已知的。图7到23还用来阐明上面概述的已知的集成剂量感测7像素布局的问题。

图7以截面示出平面光电二极管-TFT像素，以及图8以平面图示出像素布局。在该设计中，该光电二极管在像素电极的下面，并且将光电二极管构造在源极/漏极金属层的上面。在该设计中，光电二极管和TFT源极或漏极之间的连接与顶部光电二极管接触在一起，以及该光电二极管的底部接触是用于所有光电二极管的公共接触。图7和8示出光电二极管26、数据线24、TFT 29、公共电极30和栅极线22。

图9以截面示出替换的平面TFT-光电二极管技术，其中该TFT连接到该光电二极管的底部接触。该光电二极管的顶部接触是用于所有光电二极管的公共接触。图10以平面图示出像素布局。此外，示出了光电二极管26、数据线24、TFT 29、公共电极30和栅极线22。

图11以截面示出顶上二极管技术，以及图12以平面图示出像素布局(对于不具有剂量感测的像素)。在该设计中，没有TFT结构的层被用于光电二极管，其代替地形成在平面化层上。在该层中通过通孔制作至TFT源极或漏极的连接。此外，示出了光电二极管26、数据线24、TFT 29、公共电极30和栅极线22。

剂量感测型式需要分路连接22a，并且该分路连接示于图11中。具有剂量感测的顶上二极管配置示于图17中。该分路连接22a是源极-漏极金属水平和栅极金属水平之间的连接(图17中标示为“输出像素的链接”)。该输出链接只在一些像素上需要。可以将不具有分路连接(一个掩模不足)的更简单的工艺用于不具有剂量感测的检测器。

图13以截面示出利用光电二极管技术的顶上电极。公共电极30连接到光电二极管堆叠26的顶部，以及光电二极管堆叠的底部直接连接到TFT 29的源极或漏极。图14以平面图示出该像素布局(对于不具有剂量感测的像素)。

对于剂量感测型式再次需要分路连接22a，并且该分路连接示于图13中。具有剂量感测的顶上电极配置示于图18中。

图15和16分别示出采用图7、8和图9、10的平面TFT-光电二极管技术以及使用具有分接电容器Ctap的剂量感测像素实现的集成剂量感测。在每一种情况下，以平面图示出像素布局。

剂量感测输出线被示为72，以及内部线72a垂直于剂量感测输出线72，以便将来自子阵列的像素的剂量感测输出连接在一起。(较高)剂量感测输出线72与(较低)内部连接线72a之间的连接是借助链接72b的。

图17示出采用图11的顶上二极管技术实现的集成剂量感测。剂量感测线72是列导体线，以及内部连接72a是使用由栅极线22的栅极金属层形成的行线制作的。此外，(较高)剂量感测输出线72与(较低)内部连接线72a之间的连接是借助链接72b的。

图18示出采用顶上电极技术实现的集成剂量感测。剂量感测线72是由栅极线22的栅极金属层形成的行导体，并且内部连接72a被形成为列线，利用链接72b。这导致大量串扰，因为像素电极79直接在剂量感测输出线72的上方，其可以来自其它超级像素，导致高的串扰。

上述技术示出光电二极管实施方式。本发明还可以应用于直接转换像素设计，并且还存在许多不同的技术。

图19示出用于直接转换X射线检测器的顶上电极技术。该直接转换元件需要电容器90，其被提供为横向于TFT(图7中仅示出一个80)。图7示出栅极金属层84、在源极/漏极金属中形成的读出线86和公共电极88。如上，在顶上电极技术中，图案化的像素电极在该结构的顶部，并且根据需要通过通孔85连接到TFT80的源极或漏极。在该设计中，读出线86(其限定列电极)和公共电极由源极/漏极金属层限定，以及行导体由栅极金属层限定。

当使用分接电容器时(图5)，通过栅极金属层形成剂量感测线72，因此可以在位于源极/漏极金属层的像素信号和剂量感测线之间限定电容。因此，然后剂量感测线必须与行平行地延伸，并且延伸到像素阵列的侧边缘。然后到公共剂量感测线的子阵列中的像素之间的内部连接与列导体平行地延伸，并且由源极/漏极金属层制成，如图18中所示。

当没有利用该分接电容，并且使用图3和4所示类型的电路时，(共享)输出线典型地被提供为由源极/漏极金属层形成的列导体，并且使用栅极金属层限定内部连接。

图20示出用于该顶上电极技术的像素设计，并示出具有两个晶体管的像素，并且其具有共享的列检测器和剂量感测线42，对应于图3或4的像素布局。

在直接转换的情况下，在栅极金属层(限定较低的公共电极108)和TFT 60，62的源极-漏极金属之间制作存储电容器106。然后将该转换层提供在该电容器的顶部上面。

列中每个像素的公共电极108被连接到列导体102，并且这些本身可以在像素区域的外面被连接在一起。

借助从栅极金属层中形成并且沿着行方向延伸的内部连接104，读出线42连接到子阵列内的所有像素。

在输出线42和顶部像素电极之间存在寄生电容，并且这在剂量感测线用于像素的相邻子阵列时引起串扰。

图21示出用于实现图5的电路的顶上电极电路的平面图，其具有单个晶体管，并被配置用于限定分接电容。在这种情况下，将剂量感测输出72提供在行方向上。示于图21中的线72用于像素的不同子阵列。子阵列中的像素至公共剂量感测线的内部连接借助连接线107，其由源极/漏极金属形成。如所示，用于所示像素的内部连接线107没有连接到剂量感测输出72，而是该内部连接被耦合到该图中未示出的不同的剂量感测输出。分接电容70被限定在所示的交叉处。图21基本上相应于图18，但示出用来连接公共电极端子的另外的列电极102。

线72和叠加像素电极之间的寄生电容还可以在一个子阵列中的像素和来自另一个子阵列的剂量感测输出之间引起串扰。

图22示出用于直接转换X射线检测器的顶上电容器技术。将电容器90提供在TFT上。只有一个TFT 80显示在图22中。图22还示出了栅极金属层84、读出线86和公共电极88。在这种情况下，公共电极88通过介电层与TFT隔开，并且通过该介电层该像素电极连接到该TFT。

在这种情况下，当要实现图5的电路时，剂量感测线72由源极/漏极金属形成，因此剂量感测线与列平行地延伸，并且延伸到该像素阵列的顶部和底部边缘。然后子阵列中的像素的内部连接沿着行方向延伸，并且由栅极金属层形成。然后分接电容器被限定在提供像素输出的源极漏极金属层和形成到输出线的像素连接的底层栅极金属之间。

在像素电极和来自像素的相邻子阵列的剂量感测输出之间还存在寄生电容。

图23以平面图示出使用顶上电容器技术的具有分接电容器的单个TFT像素，并用来解释寄生电容的问题。

寄生电容被示为110，位于像素的其中一个子阵列的剂量感测线72和另一个子阵列中的像素的像素电极之间，剂量感测线72穿过其。72′表示用于所示两个像素的剂量感测输出，以及114表示由栅极金属层形成的到剂量感测输出的内部像素连接。剂量感测线72′和内部连接114之间的连接显示在73处。分接电容器(图5的)被示为116，并被限定在源极漏极金属层和内部像素连接线114之间。

在其第一方面中，本发明提供了用于输出导体的多个另外的屏蔽电极，对其提供剂量感测信号，并且对于像素的每个子阵列屏蔽电极基本上邻近剂量感测输出导体。本发明可以被应用于这样的像素，即其中剂量感测输出导体还提供图像传感器读出，或其中提供单独的图像传感器读出线和剂量感测线。

图24以平面图示出用于使用顶上电容器技术的实施方式的和用于图5中所示类型的像素的本发明的第一像素配置。使用与图23中相同的参考数字，并且不再重复描述。

如所示，每个剂量感测线72、72′具有邻近的和平行的由相同的金属层形成的屏蔽线120。这样，每个剂量感测线72被夹在屏蔽电极120和输出电极74之间，并且所有这三者在图12的实例中沿着列方向平行延伸。

此外，图25以平面图示出用于使用顶上电容器技术的实施方式的和用于图3和4中所示类型的像素的本发明的第二像素配置。因此，每个像素具有两个TFT。

此外，每个共享的剂量感测线/输出线42、42a具有邻近的和平行的由相同的材料层形成的屏蔽线120。此外，每个剂量感测/输出线42、42a被夹在屏蔽电极120和驱动电极46之间，并且所有这三者在图25的实例中沿着列方向平行延伸。42a是共享的剂量感测线/输出线，所示出的像素与其连接，并且42是用于像素的不同子阵列的剂量感测线/输出线。

图26示出图24的布局的屏蔽电极120可以如何通过通孔140连接到层间电介质的顶部上的公共金属电极，即图22所示的层88。

图27以平面图示出用于使用顶上电极技术的实施方式的和用于图5中所示类型的像素的本发明的第二方面的装置。图27包含对图21的传统布局的改进。在图27中，使用不同形式的屏蔽提供用于像素的不同子阵列的顶部像素电极和剂量感测线之间的屏蔽。

在图27中，源极/漏极金属层代替地被用来限定与剂量感测线重叠的屏蔽结构152。这用作剂量感测线72和顶部像素电极之间的屏蔽。

该屏蔽结构对于所有的像素来说处于固定的电势，以及图27示出用于像素的列的屏蔽结构可以是连续的。因此，将源极/漏极金属层图案化成输出电极74、屏蔽结构152和到剂量感测线的内部连接107。源极/漏极层的这三个部件在图27的实例中都平行并且沿着列方向。

图27示出‘顶上电极’技术的一个型式，其用于不具有光电二极管的直接转换。电极152是公共电极。对于具有光电二极管的‘顶上电极’技术，公共电极必须在该光电二极管的顶部上，尽管单独的屏蔽电极可以在源极-漏极金属中，如图29中所示。在图27中通孔示为150，并且这些用于建立上到像素电极以及下到存储电容器的底部金属的连接。

采用这种设计的分接电容器不再需要由如图21中的专用交叉来限定。代替地，分接电容器可以被限定在内部连接107和像素电极之间，并且其上提供像素电极的上部聚合物层作为介电层。对交叉需要的消除去除了一个成品缺陷源。

图27的设计还避免了对单独的列电极(图21中的102)的需要，该列电极将列中的像素的公共电极端子全部连接在一起。所需要的通过栅极绝缘体的通孔的数量也被降低，因为不再存在由栅极金属层形成的任何列电极。

寄生电容的一个源保留在图27中，以及这示为154，并且包含在剂量感测输出线72和像素电极之间的横向电容耦合，因为像素电极连接到该存储电容器的底部金属的大区域。

在图28中，如所示，再次提供由源极/漏极金属层形成的屏蔽电极150。这些沿着行方向延伸，并因此平行于剂量感测线72。每个剂量感测线72因此被夹在屏蔽电极150和行导体44之间，并且这三个导体由相同的金属层形成，并相互平行。

图29示出用于光电二极管像素的本发明的另一个实例，并且其中提供单独的屏蔽电极151，其被定形用来精确地与剂量感测线72重叠。该图表示对图18的结构的本发明的实施方式，即用于光电二极管(而不是直接转换)像素结构的顶上电极技术。屏蔽电极151结构没有被连接到该像素结构的其它部分，而是由与像素的列数据线24和内部剂量感测线72a相同的层形成。屏蔽层151与大部分剂量感测输出线72重叠，其在图18中是暴露的。通过穿过至像素电极79的厚电介质的直接重叠，假定将要提供分接电容器Ctap。然而，单独的分接电容器，如图18中所示，仍然可以被使用。

图30再次示出对图18的结构的本发明的实施方式，即用于光电二极管像素结构的顶上电极技术，但是具有用作屏蔽电极的剂量感测内部线72a(并且因此避免了对图29的单独图案化的结构151的需要)。此外，屏蔽层72a与大部分的剂量感测输出线72重叠，其在图18中是暴露的。该实施方式消除了一条线和关联的交叉。此外，如图18中的单独的分接电容器仍然可以被使用。定形像素电极79以避免剂量感测输出线与该像素电极的任何直接重叠，因此保持暴露的部分剂量感测输出线没有被该像素电极覆盖。

上面示出了大量不同的技术。本发明可以被用来以不同的方式修改这些不同的技术。本发明可以被实现为另外的垂直屏蔽电极、另外的水平屏蔽电极，以及使用垂直剂量感测内部线的屏蔽电极，特别是当剂量感测输出线为最低金属时。

这些不同的方法每个都适于一个或多个可利用的不同技术，即平面TFT-光电二极管，顶上二极管，顶上电极(用于直接转换或光电二极管像素类型)和顶上电容器。本发明可以被应用到像素结构，其中通过成对的TFT多路转换像素和只需要一个TFT的分接电容器像素来实现剂量感测像素子阵列。

使用剂量感测内部电极作为屏蔽电极特别适用于使用顶上电极技术的光电二极管像素的实施方式，其中公共电极被约束在光电二极管的顶部上。在顶上电极、顶上电容器和顶上二极管技术中，已经存在方便定位的公共电极，该公共电极可以用作屏蔽(例如在图27中)。

如上所解释的，优选地执行曝光控制，以对于特别关注的图像区域提供最好的图像对比度。因此，对于处理单元来说，可以分析特定的X射线检查发生所关注的子阵列的特定图案。

而且，可以将不同的加权赋予特定的剂量感测像素子阵列，以获得加权的剂量信号和剂量率信号。

可以在模拟域中或采样之后分析剂量感测信号，以获得曝光信息。当给定条件已经达到的时候，采样输出的分析导致X射线曝光周期的终止，其后是读出阶段。可以给X射线曝光加以脉冲，并且然后曝光控制决定X射线曝光何时停止。

在上面描述的实例中，在每种情况下，剂量感测像素被示意性地示为形成4×4像素块。当然，这不是必需的情况，并且实际上剂量感测像素将被分成更大的组。当然，阵列不必具有相同数量的行和列，并且实际上共享公共剂量感测信号输出的像素块不必是正方形的。

没有详细地描述形成固态装置所包括的制作过程。可以使用应用到传统单元的薄膜技术获得本发明的像素结构。典型地，这种装置是使用薄膜技术制造的非晶硅或多晶硅装置。

多种修改对于本领域技术人员来说将是显而易见的。

Claims (29)

1、一种X射线检测器装置(14)，其包含检测器像素(20)的阵列，每个像素包含用于将入射辐射转换成电荷流的转换元件(26，260)、电荷存储元件(28)和开关装置(50)，其能够使存储的电荷被提供给该像素的输出，其中将像素的阵列配置成多个子阵列(40)，每个子阵列(40)包含多个像素，每个子阵列中的像素共享提供给剂量感测输出导体(42；72)的公共剂量感测输出，所述剂量感测输出导体(42；72)延伸到该像素阵列的外围，其中用于像素的一个子阵列的剂量感测输出导体(42；72)穿过由像素的另一个子阵列占据的区域，

其中提供多个另外的屏蔽电极(120)，并且对于像素的每个子阵列，屏蔽电极(120)基本上邻近该剂量感测输出导体(72)，以及其中每个剂量感测输出导体(72)被夹在所述屏蔽电极(120)和另一个电极(74)之间。

2、如权利要求1所述的装置，其中该屏蔽电极(120)由与所述剂量感测输出导体(72)相同的一个或多个过程层形成。

3、如权利要求2所述的装置，其中该剂量感测输出导体(72)、屏蔽电极(120)和另一个电极(74)彼此平行，并且由相同的一个或多个过程层形成。

4、如权利要求1到3中的任何一个所述的装置，其中将像素配置成行和列，并且所述剂量感测输出导体(72)沿列方向延伸。

5、如权利要求4所述的装置，其中所述剂量感测输出导体(72)还起检测器输出导体的作用。

6、如权利要求1到3中的任何一个所述的装置，其中将像素配置成行和列，并且所述剂量感测输出导体(72)沿行方向延伸。

7、如权利要求6所述的装置，其中提供沿列方向延伸的检测器输出导体(24；74)。

8、如权利要求1到3中的任何一个所述的装置，其中所述屏蔽电极(120)全部电连接在一起。

9、如权利要求8所述的装置，其中所述屏蔽电极(120)在所述像素阵列的外面全部电连接在一起(140)。

10、如权利要求5所述的装置，其中该检测器装置可以两种模式操作，

第一种模式，其中将响应入射辐射的电荷流部分地耦合到用于测量的剂量感测输出导体(72)作为剂量感测信号，和第二种模式，其中电荷流通过像素开关装置(50)耦合在所述电荷存储元件和用于测量的剂量感测输出导体之间作为检测信号，以及其中该开关装置(50)借助能够使得选择子阵列内的单个像素的第一和第二控制信号而被接通。

11、如权利要求1到3中任何一个所述的装置，其中用于每个像素的像素电极(79)形成在该阵列的上部区域处，以及所述剂量感测输出导体(72)形成在该阵列的下部区域处，并且其中每个像素进一步包含中间导体层(72a；151)，其与用于像素的其它子阵列且穿过由该像素子阵列所占据的区域的剂量感测输出导体(72)相重叠。

12、如权利要求11所述的装置，其中所述剂量感测输出导体(72)由还形成行地址导体(22；44)的层形成。

13、如权利要求11所述的装置，其中该中间导体层由还形成检测器输出导体(24；46)的层形成。

14、如权利要求1到3中任何一个所述的装置，进一步包含用于将入射的X射线信号转换成光学信号的转换层，并且其中该转换元件包含光学传感器。

15、如权利要求14所述的装置，其中该光学传感器包含光电二极管(26)。

16、如权利要求14所述的装置，其中该电荷存储元件包含光电二极管(26)的自身电容。

17、如权利要求1到3中的任何一个所述的装置，其中该转换元件包含光电导体。

18、如权利要求1到3中任何一个所述的装置，其中为像素的每个子阵列提供读出放大器(36)。

19、一种X射线检测器装置(14)，其包含检测器像素的阵列，每个像素包含用于将入射辐射转换成电荷流的转换元件(26；260)、电荷存储元件(28)和开关装置(50)，其能够将存储的电荷提供给该像素的输出，其中将像素的阵列配置成多个子阵列(40)，每个子阵列包含多个像素，每个子阵列中的像素共享提供给剂量感测输出导体(42；72)的公共剂量感测输出，所述剂量感测输出导体延伸到该像素阵列的外围，其中用于像素的一个子阵列的剂量感测输出导体(72)穿过由像素的另一个子阵列占据的区域，其中每个像素进一步包含形成在该阵列的上部区域处的用于每个像素的像素电极(79)，以及该剂量感测输出导体(72)形成在该阵列的下部区域处，

其中每个像素进一步包含中间导体层(72a；151)，其与用于像素的其它子阵列并且穿过由该像素子阵列所占据的区域的剂量感测输出导体(72)相重叠。

20、如权利要求19所述的装置，其中将像素配置成行和列，并且所述剂量感测输出导体(72)沿行方向延伸。

21、如权利要求20所述的装置，其中提供沿列方向延伸的检测器输出导体(24；42；74)。

22、如权利要求21所述的装置，其中该剂量感测输出导体(72)由还形成行地址导体(22；44)的层形成。

23、如权利要求21或22所述的装置，其中该中间导体层(72a；151)由还形成所述检测器输出导体(24；42；74)的层形成。

24、如权利要求19到22中的任何一个所述的装置，其中提供多个另外的屏蔽电极(120)，并且对于像素的每个子阵列，屏蔽电极(120)基本上邻近于所述剂量感测输出导体(72)。

25、如权利要求19到22中的任何一个所述的装置，其中像素的每个子阵列进一步包含内部连接(72a)，其通过分接电容(Ctap)将每个像素耦合到该剂量感测输出导体(72)，并且其中在内部连接(72a)和像素电极(79)之间限定该分接电容。

26、如权利要求25所述的装置，其中借助所述中间导体层限定所述内部连接(72a)。

27、如权利要求19到22中的任何一个所述的装置，其中像素的每个子阵列进一步包含内部连接(72a)，其将每个像素耦合到该剂量感测输出导体(72)，并且其中借助所述中间导体层限定所述内部连接(72a)。

28、如权利要求19到22中的任何一个所述的装置，其中每个像素的转换元件包含光电二极管(26)。

29、一种X射线检查装置，包含：

用于将被检查的物体(12)暴露于X射线能量的X射线源(10)；和

如任何前述权利要求中所述的X射线检测器(14)，其用于接收由被检查的物体衰减之后的X射线图像。

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