TWI531233B - 感測裝置及其像素結構 - Google Patents

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Description

感測裝置及其像素結構
本發明是有關於一種感測裝置及其像素結構。
X射線(即X光)醫療影像是一種非侵入式檢查人體體內結構的方法，可快速得知受檢者的解剖學方面的資訊(如骨骼、臟器與軟組織的形狀結構)而可不必透過實際解剖或組織切片，藉此以作為醫學診斷的依據之一。以往的X射線影像使用頻率較高的能量範圍，對於骨骼與軟組織之間的辨識能力極佳，因此常用於骨骼照影。但由於軟組織的成分組成在身體各部位的差異並不大，因此軟組織之間的組成差異在骨骼造影的X射線能量範圍之影像差異不大而使得軟組織成像不易分辨，而難以作為醫學診斷軟組織的依據。
然而，近年來在X射線影像數位化後，使用X射線對軟組織進行照影變為可行的技術。這是利用不同能量範圍的X射線對骨骼與軟組織的衰減程度不同，進而使用雙能X射線系統以取得兩個不同能量範圍的X射線所分別拍攝的人體部位，再行訊號處理，進行區分軟硬組織(或顯影劑或植入物)之影像。由於不同能量範圍的X射線對骨骼的衰減差異很大，而對軟組織的差異不大，透過雙能X射線系統後續的影像處理，可增進影像中軟組織的可辨識度，進而有利於輔助醫學診斷。
一般而言，目前臨床上所使用的雙能X射線系統可包括數位放射攝影技術(digital radiography，DR)系統與電腦放射射影技術(computed radiography，CR)系統。其中，數位放射射影技術系統使用兩種不同能量範圍的X射線光源對檢查者曝光兩次並分別取得兩次影像，以作為後續影像處理。而電腦放射射影系統則使用單一寬能量範圍的X射線光源，在X射線感測器上使用濾波器(filter)濾波取得兩種不同能量的影像，以作為後續影像處理。然而，數位放射射影技術系統在每次攝影時，需對受檢者做兩次以上的X射線曝光，不僅容易對受檢者的健康產生影響，更可能會因為兩次前後拍攝間受檢者的移動而產生影像差異，可能影響後續的影像處理而產生模糊或是殘影，進而影響醫學診斷。此外，電腦放射射影技術系統所拍攝的影像需再以雷射掃瞄以讀取影像板上的影像內容(潛像)，每張影像需花費數分鐘至數十分鐘的作業時間，因此不利於即時的X射線影像偵測，而難以應用在臨床手術的及時監控。因此，如何減少受檢者輻射暴露的劑量並提高影像清晰度以因應快速的X射線影像偵測是當前亟待解決的問題之一。
本發明之一實施例提出一種感測裝置的像素結構，包括一第一掃描線、一第二掃描線、一讀取線、一第一感測單元以及一第二感測單元。第一感測單元耦接於第一掃描線與一偏壓之間，且耦接於讀取線與偏壓之間。第一感測 單元用以感測具有一第一頻率範圍的X射線的一第一能量，第一感測單元反應於第一掃描線上的一第一掃描訊號而輸出對於第一能量的一第一讀取訊號至讀取線。第二感測單元耦接於第二掃描線與偏壓之間，且耦接於讀取線與偏壓之間。第二感測單元用以感測具有一第二頻率範圍的X射線的一第二能量，第二感測單元反應於第二掃描線上的一第二掃描訊號而輸出對於第二能量的一第二讀取訊號至讀取線，其中第一掃描訊號與第二掃描訊號依序分別致能第一感測單元與第二感測單元。
本發明之一實施例提出一種感測裝置，包括一第一光電轉換層、一第二光電轉換層、一阻障層、一第一電子元件層以及一第二電子元件層。第一光電轉換層用以將一X射線的一第一部分能量轉換為一第一電訊號。第二光電轉換層用以將X射線的一第二部分能量轉換為一第二電訊號。阻障層配置於第一光電轉換層與第二光電轉換層之間，以將X射線中具有X射線的頻率範圍的一部分範圍之部分射線濾除。第一電子元件層配置於第一光電轉換層與阻障層之間，以致能第一光電轉換層，且接收第一電訊號。第二電子元件層配置於第二光電轉換層與阻障層之間，以致能第二光電轉換層，且接收第二電訊號。
本發明之一實施例提出一種感測裝置，包括多個像素結構及一電子元件層。每一像素結構包括至少一第一感測單元與至少一第二感測單元，第一感測單元用以感測具有一第一頻率範圍的X射線，第二感測單元用以感測具有一 第二頻率範圍的X射線。其中，這些像素結構的這些第一感測單元與這些第二感測單元在二個維度上交替排列。此外，第一感測單元與第二感測單元耦接至電子元件層，電子元件層接收每一像素結構中第一感測單元對應於第一頻率範圍的X射線所產生的一第一電訊號，並接收第二感測單元相應於第二頻率範圍的X射線所產生的一第二電訊號。
為讓本發明之上述特徵和優點能更明顯易懂，下文特舉實施例，並配合所附圖式作詳細說明如下。
圖1是本發明之一實施例中的感測裝置的像素結構的等效電路圖，請參照圖1，在本實施例中，像素結構100包括一第一掃描線SC1、一第二掃描線SC2、一讀取線RL、一第一感測單元SU1以及一第二感測單元SU2。第一感測單元SU1耦接於第一掃描線SC1與一偏壓VB之間，且耦接於讀取線RL與偏壓VB之間。第一感測單元用以感測具有一第一頻率範圍V1的X射線99的一第一能量E1，第一感測單元SU1反應於第一掃描線SC1上的一第一掃描訊號SS1而輸出對應於第一能量E1的一第一讀取訊號RS1至讀取線RL。第二感測單元SU2耦接於第二掃描線SC2與偏壓VB之間，且耦接於讀取線RL與偏壓VB之間。第二感測單元SU2用以感測具有一第二頻率範圍V2的X射線99的一第二能量E2，第二感測單元SU2 反應於第二掃描線SC2上的一第二掃描訊號SS2而輸出對應於第二能量E2的一第二讀取訊號RS2至讀取線RL，其中第一掃描訊號SS1與第二掃描訊號SS2依序分別致能第一感測單元SU1與第二感測單元SU2。在本實施例中，圖1繪示出單一個像素結構100的等效電路圖，並且以第n個像素為例，其中本實施例中的感測裝置10可包括多個像素結構100，而在其他像素結構100中則使用不同的下標(如RLn-1)表示，在此不再贅述。換言之，在本實施例中，每一個像素結構100可在一次曝光中，藉著施加同一偏壓VB於第一感測單元SU1以及一第二感測單元SU2，以感測第一頻率範圍V1的第一能量E1與第二頻率範圍V2的第二能量E2，再經由同一讀取線RL依序讀取相對應第一能量E1的第一讀取訊號RS1與相對應第二能量E2的第二讀取訊號RS2。第一讀取訊號RS1為第一感測單元SU1所輸出，同時可被後續的重置訊號重置，以清除前一個像素的殘餘載子(亦即像素被讀取後所剩餘的電訊號雜訊)。藉此，可在單次曝光中取得兩個由不同頻率範圍照射而取得的影像，可避免受檢者因多次重複曝光而接受更高輻射劑量的情形，同時亦可藉由後續之訊號與影像處理，例如將利用較高頻率範圍的X射線照射所得的人體影像，與利用較低頻率範圍的X射線照射所得的人體影像疊加或比對以分離骨骼與軟組織，以進一步地強化X射線影像的影像品質，有利於輔助臨床的病理診斷，並且亦可應用於其他醫療檢測如胸腔檢測(可用以消除肋骨的影響以更清晰地 觀察肺部)、牙科(可用以消除牙齒與顎骨的影響以更清晰地觀察口腔軟組織)、乳房檢測(可更清晰地觀察乳房血管、腺體與腫塊)、血管照影、植入式醫材以及醫學美容相關醫材等方面。然本實施例中的感測裝置10亦可應用於其他非生物材料之用途，本發明不以此為限。
詳細而言，請繼續參照圖1，在本實施例中，第一感測單元SU1可包括一第一感測元件SE1、一第一儲存元件C1、一第一放大元件TA1以及一第一重置元件TR1。第一感測元件SE1可用以感測第一能量E1，並將所感測到的第一能量E1轉換為一第一電訊號Q1。第一儲存元件C1耦接至第一掃描線SC1與第一感測元件SE1，且可用以儲存第一電訊號Q1。第一放大元件TA1耦接至第一儲存元件C1、第一掃描線SC1及讀取線RL，其中第一放大元件TA1反應於來自第一掃描線SC1的第一掃描訊號SS1而輸出對應於第一電訊號Q1的第一讀取訊號RS1至讀取線RL。第一重置元件TR1耦接至第一儲存元件C1及第一掃描線SC1，其中第一重置元件TR1用以反應於一第一重置訊號RSS1而重置第一儲存元件C1。其中，當X射線99照射於第一感測元件SE1與第二感測元件SE2的材質時，材質可吸收X射線99的能量而產生電子電洞對。詳細而言，第一感測元件SE1的材質可包括非晶硒(amorphous selenium，a-Se)、氧化鉛(lead oxide，PbO)、碘化汞(mercury iodide，HgI2)或其組合。第一放大元件TA1與第一重置元件TR1例如為電晶體，且第一儲存元件C1例如為電容， 然本發明不以此為限。
更詳細而言，其中第一放大元件TA1的一電流輸入端S可耦接至第一掃描線SC1與第一儲存元件C1的一端，第一放大元件TA1的一控制端T耦接至第一儲存元件C1的另一端，且第一放大元件TA1的一電流輸出端D耦接至讀取線RL。舉例而言，在本實施例中，若第一掃瞄訊號SS1處於高電位時，第一放大元件TA1的控制端T經第一儲存元件C1(例如為電容)的電容耦合作用後亦處於高電位，進而使電流輸入端S與電流輸出端D導通，而可由電流輸出端D輸出對應於第一電訊號Q1的第一讀取訊號RS1至讀取線RL。藉此，可由第一讀取訊號RS1推算出第一頻率範圍V1的X射線99的一第一能量E1的大小，以利後續的影像處理。
進一步而言，第一重置元件TR1的一第一端J1耦接至第一掃描線SC1，第一重置元件TR1的一控制端TT接收第一重置訊號RSS1，且第一重置元件TR1的一第二端J2耦接至第一放大元件TA1的控制端T。舉例而言，在本實施例中，若第一重置元件TR1的控制端TT所接收到第一重置訊號TR1處於高電位時，第一重置元件TR1的第一端J1與第二端J2可被導通，此時偏壓VB被停止提供，且此時第一掃描線SC1的第一掃描訊號SS1處於低電位，使得第一放大元件TA1的控制端T處於低電位，而使第一放大元件TA1的電流輸入端S與電流輸出端D之間形成斷路，進而終止第一讀取訊號RS1的輸出，以待下一次的 第一掃瞄訊號SS1被輸入。
此外，第二感測單元SU2中的第二感測元件SE2、第二放大元件TA2、第二重置元件TR2與第二儲存元件C2亦可如第一放大單元SU1中所述的方式工作，可感測X射線99中的第二頻率範圍V2的第二能量E2並輸出對應於第二電訊號Q2的第二讀取訊號RS2至讀取線RL，在此不再贅述。
更進一步而言，圖2為圖1之感測裝置的波形圖，請參照圖1與圖2，在本實施例中，圖2的波形圖代表感測裝置10在感測X射線99時各訊號的波形示意圖。首先，在接受X射線99照射前，先分別輸入第一讀取訊號SS1(如圖2中的時間點M1)與第二讀取訊號SS2(如圖2中的時間點M2)，此時偏壓VB被關閉，而後由讀取線RL可接收到分別與第一讀取訊號SS1與第二讀取訊號SS2相關的電壓訊號Vout1(於時間點M1~MR1接收)與電壓訊號Vout2(於時間點M2~MR2接收)。當X射線99於曝光時間EX內照射於第一感測元件SE1與第二感測元件SE2時(例如拍攝X射線99影像時)，偏壓VB(在此例如為5k伏特)被提供於第一感測元件SE1與第二感測元件SE2。此時，被X射線99照射的第一感測元件SE1會相應X射線99中第一頻率範圍V1的第一能量E1而產生光電流，進而使得偏壓VB施加正電壓於第一儲存元件C1遠離第一掃描線SC1的一側，換言之，當第一感測元件SE1曝光於X射線99的第一頻率範圍V1時，第一感測元件SE1會相 對X射線99的強度而放電至控制端T。亦即，第一電訊號Q1的電壓會隨著X射線99照射的時間長度及強度而下降。而當感測(亦即曝光)完成後，在讀取第一感測元件SE1對應所感測到的第一能量E1強度的第一電訊號Q1時，第一掃瞄訊號SS1處於高電位(如圖2中的時間點M1’)，且切換偏壓VB為零，同時第一掃描訊號SS1與第一電訊號Q1處於高電位(例如圖中的10伏特)。而後，在時間點MR1’時由讀取線RL讀取到的第一讀取訊號RS1的電壓訊號Vout1’的電壓改變值△Vout1’會相對於電壓訊號Vout1的電壓改變值△Vout1來得小。藉此，可由電壓改變值△Vout1與電壓改變值△Vout1’的差值推算出X射線99的第一能量E1的強度。
此外，在讀取完第一讀取訊號RS1的電壓訊號Vout1’後，第一重置訊號RSS1可切換為高電壓以重置第一儲存元件C1，並且偏壓VB此時被關閉，進而可使得第一電訊號Q1回到低電壓。而後偏壓VB再被重新提供，以待下次曝光。值得注意的是，第二感測單元SU2亦可如上述之第一感測單元SU1的方式以將第二讀取訊號RS2(於時間點M2’)切換至高電壓(如圖2中之10伏特)，並在時間點MR2’讀取第二讀取訊號RS2並計算出電壓改變值△Vout2’。由電壓訊號Vout2的電壓改變值△Vout2與電壓訊號Vout2’的電壓改變值△Vout2’之差值推算出X射線99的第二能量E2的強度，並且亦可以相似之方式使第二電訊號Q2切換為低電壓(如圖2中的低電壓)，在此不再贅述。
舉例而言，以圖2為例，第一電訊號Q1在第一感測元件SE1曝光時的電壓下降值△V1約為1伏特，並且，第二電訊號Q2在第二感測元件SE2曝光時的電壓下降值△V2亦約為1伏特，然本發明不以此為限。並且在本實施例中，第一感測單元SU1與第二感測單元SU2的相關電路例如可配置於薄膜電晶體(thin film transistor，TFT)層，而第一放大元件TA1、第一重置元件TR1與第二放大元件TA2、第二重置元件TR2可為電晶體，並且電流輸入端S與第一端J1可為電晶體的汲極，電流輸出端D與第二端J2可為電晶體的源極，且控制端T與控制端TT可為電晶體的閘極，然而本發明不以此為限。
圖3是依照圖1實施例中的感測裝置的剖面圖，請參照圖1與圖3，在本實施例中，圖1的像素結構100可繪示如圖3中的層疊結構。其中，第一感測層41與第二感測層42配置於第一共同電極層31與第二共同電極層32之間，其中第一感測單元SU1可配置於第一感測層41，而第二感測單元SU2可配置於第二感測層42，詳細來說，第一感測元件SE1、第一儲存元件C1、第一放大元件TA1以及第一重置元件TR1可配置於第一感測層41，且第二感測元件SE2、第二儲存元件C2、第二放大元件TA2以及第二重置元件TR2可配置於第二感測層42中，而可有與圖1與圖2中所述之相似功效。其中，第一共同電極層31、第一感測層41、第二感測層42與第二共同電極層32依序堆疊配置於一基板20上。其中，第一共同電極層31與第 二共同電極層32連接至一電壓源70，並且電壓源70提供偏壓VB至共同電極層31與共同電極層32。並且，像素結構100可藉由第一共同電極層31與第二共同電極層32施加一高偏壓(在本實施例中例如為5k伏特以上的偏壓，通常視光感測材料厚度而定)。相較於在每一個像素結構都配置單獨的電極而言，第一共同電極層31與第二共同電極層32較易於製作，可簡化製程並提升製作良率。像素結構100可更包括一阻障層60，配置於第一感測單元SU1與第二感測單元SU2之間(即第一感測層41與第二感測層42之間)，阻障層60屏蔽X射線99中之頻率落在第一頻率範圍V1中且落在第二頻率範圍V2以外的一部分，並使X射線99之具有第二頻率範圍V2的另一部分穿透，其中X射線99依序傳遞通過第一感測單元SU1、阻障層60與第二感測單元SU2。值得注意的是，在本實施例中，第一頻率範圍V1與第二頻率範圍V2彼此實質上可完全不重疊。然而在其他實施例中，第一頻率範圍V1與第二頻率範圍V2彼此實質上亦可部份重疊，本發明不以此為限。藉此，可在單次曝光中，透過阻障層60過濾篩選X射線99的頻率範圍分別偵測第一頻率範圍V1的第一能量E1與第二頻率範圍V2的第二能量E2，並可迅速地如圖2中所述之訊號讀取方式推算出第一能量E1與第二能量E2。藉此，藉由像素結構100可快速地取得在單次曝光中利用兩種頻率範圍的X射線99所拍攝的影像，進而可減少受檢者在拍攝所接收的輻射劑量，同時亦可減少多次拍攝中因受檢者 移動或呼吸所產生的殘影或模糊現象，並且可藉由讀取線快速地讀取兩種頻率範圍的X射線99所拍攝的影像，有利於即時輔助臨床醫學診斷。
此外，在本實施例中，像素結構100可更包括第一擴散阻障層81與第二擴散阻障層82，其中第一擴散阻障層81可配置於第一共同電極層31與第一感測層41之間。並且，第二擴散阻障層82可配置於第二共同電極層32與第二感測層42之間。第一擴散阻障層81與第二擴散阻障層82的材質例如是厚度介於100奈米(nanometer)至100毫米(micrometer)的高分子導電體或氧化物半導體，亦可以是氧化鋅(zinc oxide，ZnO)、氧化鋅(tin oxide，SnO2)或硒化鎘(cadmium selenide，CdSe)與鎵(gallium)、銦(indium)、錫(tin)或是鉿(hafnium)的混合物，然本發明不以此為限。第一擴散阻障層81與第二擴散阻障層82可用以防止電荷在高偏壓的情況下灌注到第一感測層41與第二感測層42而產生暗電流(dark current)的現象，以提升感測的訊號品質。
圖4是本發明之另一實施例中的感測裝置的剖面圖，請參照圖4，與圖1和圖3實施例相似，在本實施例中，感測裝置40可包括一第一光電轉換層L1、一第二光電轉換層L2、一阻障層F、一第一電子元件層N1以及一第二電子元件層N2。第一光電轉換層L1用以將一X射線99的一第一部分能量EP1轉換為一第一電訊號Q1。第二光電轉換層L2用以將X射線99的一第二部分能量EP2轉換為一第二電訊號Q2。阻障層F配置於第一光電轉換層L1 與第二光電轉換層L2之間，以將X射線99中具有X射線99的頻率範圍的一部分範圍之部分射線濾除。舉例而言，在本實施例中，阻障層F例如可如圖3中的阻障層60，可屏蔽X射線99中之頻率落在第一頻率範圍V1中且落在第二頻率範圍V2以外的一部分，並使X射線99之具有第二頻率範圍V2的另一部分穿透。在本實施例中，第一部分能量EP1的頻率範圍與第二部分能量EP2的頻率範圍彼此實質上可完全不重疊或可部分重疊，可依照阻障層F的材質而決定所屏蔽的頻率範圍。其中，阻障層F可以是鋁、銅、鋅、鉛等材質、化合物或混合物。其中，各材質對X射線99的吸收頻率範圍如下表1： 在其他實施例中，亦可藉由選擇不同遮蔽材質以決定穿透的頻率範圍，進而可在單次曝光中以分層接收不同頻率範圍的X射線。並且，在本實施例中，當X射線照射於第一光電轉換層L1與第二光電轉換層L2的材質時，此材質可吸收X射線的能量而產生電子電洞對。詳細而言，第一光電轉換層L1與第二光電轉換層L2的材質可包括非晶硒(amorphous selenium，a-Se)、氧化鉛(lead oxide，PbO)、碘 化汞(mercury iodide，HgI2)或其組合，並可透過選擇不同材質而可決定第一光電轉換層L1與第二光電轉換層L2所接收的波長範圍。
進一步而言，請繼續參考圖4，在本實施例中，第一電子元件層N1可配置於第一光電轉換層L1與阻障層F之間，以致能第一光電轉換層L1，且接收第一電訊號Q1。並且，第二電子元件層N2可配置於第二光電轉換層L2與阻障層F之間，以致能第二光電轉換層L2，且接收第二電訊號Q2。在本實施例中，第一電子元件層N1與第二電子元件層N2例如可包括薄膜電晶體(thin film transistor，TFT)層，可使X射線99穿透並分別被第一光電轉換層L1與第二光電轉換層L2接收，然本發明不以此為限。更進一步而言，第一電子元件層N1可具有多個第一像素單元PX1，每一該第一像素單元PX1包括彼此耦接的至少一第一電晶體PT1、一第一像素電極PE1及一第一儲存電容PC1，該第二電子元件層N2具有多個第二像素單元PX2，每一該第二像素單元PX2包括彼此耦接的至少一第二電晶體PT2、一第二像素電極PE2及一第二儲存電容PC2。並且，在本實施例中，感測裝置40可更包括一第一共同電極層CE1與一第二共同電極層CE2。第一共同電極層CE1配置於第一光電轉換層L1上，即第一光電轉換層L1配置於第一電子元件層N1與第一共同電極層CE1之間。並且，第二共同電極層CE2配置於第二光電轉換層L2上，即第二光電轉換層L2配置於第二電子元件層N2與第二共同電極 層CE2之間，且第一共同電極層CE1與第二共同電極層CE2耦接至同一偏壓VB。其中，第一共同電極層CE1與第二共同電極層CE2例如可包括銦錫氧化物(tin doped indium oxide,ITO)薄膜或氧化錫(tin oxide,SnO2)等任何可導電金屬、可導電金屬氧化物或導電高分子等，然本發明不以此為限。並且，如圖4所繪示，在本實施例中，X射線99依序通過第一共同電極層CE1、第一光電轉換層L1與第一電子元件層N1。其中X射線99被第一光電轉換層L1吸收第一部分能量EP1而轉換為第一電訊號Q1，再由第一電子元件層N1中的第一像素電極PE1傳遞至第一電晶體PT1並儲存於第一儲存電容PC1中以待讀取。另一方面，X射線99在通過第一共同電極層CE1、第一光電轉換層L1與第一電子元件層N1後，被阻障層F阻擋第一部分能量EP1並使第二部分能量EP2穿透而再依序通過第二電子元件層N2、第二光電轉換層L2與第二共同電極層CE2。其中穿透的X射線99被第二光電轉換層L2吸收第二部分能量EP2而轉換為第二電訊號Q2，再由第二電子元件層N2中的第二像素電極PE2傳遞至第二電晶體PT2並儲存於第二儲存電容PC2中以待讀取。在本實施例中，第一共同電極層CE1、第一光電轉換層L1與第一電子元件層N1以及第二電子元件層N2、第二光電轉換層L2與第二共同電極層CE2排列順序相反(即以阻障層F為對稱軸依序對稱設置)，換言之，第一共同電極層CE1與第二共同電極層CE2包覆第一光電轉換層L1、第一電子元件 層N1、第二電子元件層N2與第二光電轉換層L2，可利於第一共同電極層CE1與第二共同電極層CE2的製作並偏壓，並可保護第一光電轉換層L1、第一電子元件層N1、第二電子元件層N2與第二光電轉換層L2，然本發明不以此為限，在其他實施例中亦可具有其他層疊排列之順序，以應用不同的製程與設計。藉此，感測裝置40的每一個像素可在單次曝光中一次取得X射線99的第一部分能量EP1的第一電訊號Q1與第二部分能量EP2的第二電訊號Q2，並分別儲存於第一儲存電容PC1與第二儲存電容PC2中以待讀取。換言之，受檢者可在單次X射線拍攝中即取得以兩種不同頻率範圍的X射線所拍攝的影像，可減少拍攝時所接收到的輻射劑量，同時可快速地藉由分別讀取感測裝置40中每一個像素所感測到的第一電訊號Q1與第二電訊號Q2，以作為後續影像處理，如強化骨骼的影像顯示，或是將骨骼由X射線影像中消除以更清晰地觀察軟組織，可利於醫療診斷，並且亦可應用於其他醫療檢測如胸腔檢測(可用以消除肋骨的影響以更清晰地觀察肺部)、牙科(可用以消除牙齒與顎骨的影響以更清晰地觀察口腔軟組織)、乳房檢測(可更清晰地觀察乳房血管、腺體與腫塊)以及血管造影等方面。像素結構100亦可應用於其他非生物材料之用途，本發明不以此為限。此外，在本實施例中，感測裝置40亦可如圖3實施例中所述，可包括第一擴散阻障層81與第二擴散阻障層82。其中，第一擴散阻障層81可配置於第一共同電極層CE1與第一光電轉換層L1之間，並 可配置於第一光電轉換層L1與第一電子元件層N1之間。並且，第二擴散阻障層82可配置於第二共同電極層CE2與第二光電轉換層L2之間，並可配置於第二光電轉換層L2與第二電子元件層N2之間。其中，第一擴散阻障層81與第二擴散阻障層82的材質與功用可參考圖3實施例中所述，在此不再贅述。
圖5A是本發明之再一實施例中的一種感測裝置的示意圖，圖5B繪示出圖5A實施例中的感測裝置的局部上視圖，請參照圖5A及圖5B，在本實施例中，感測裝置50包括多個像素結構P，且每一像素結構P包括至少一第一感測單元P1與至少一第二感測單元P2，第一感測單元P1用以感測具有一第一頻率範圍V1的X射線99，第二感測單元P2用以感測具有一第二頻率範圍V2的X射線99。其中，這些像素結構P的這些第一感測單元P1與這些第二感測單元P2在二個維度上交替排列。舉例而言，第一感測單元P1與第二感測單元P2可排列如圖5B中所繪示的西洋棋盤式排列，然本發明不以此為限，在其他實施例中，可依照實際感測區域大小與解析度的需求而可具有更多的第一感測單元P1與第二感測單元P2。簡言之，藉著交替排列的第一感測單元P1與第二感測單元P2，感測裝置50可在一次的X射線99曝光中藉由不同的感測單元以感測X射線99中的不同頻率範圍。舉例而言，在本實施例中，第一感測單元P1例如可感測X射線99中頻率範圍較低的能量，而第二感測單元P2例如可感測X射線99中 頻率範圍較高的能量。舉例而言，整張以X射線99拍攝出來的影像大小例如是整個西洋棋盤，而這些交替排列的第一感測單元P1例如為西洋棋盤中的白色棋格，並且第二感測單元P2例如是西洋棋盤中的黑色棋格，由於第一感測單元P1可感測整張影像中的一部分，並可透過內插法或是其他運算方式快速地推算出整張以X射線99中較低頻率範圍拍攝的影像，而第二感測單元P2亦可利用相似之方式推算出整張以X射線99中較高頻率範圍拍攝的影像。因此，感測裝置50可在不犧牲影像解析度的情況之下，快速地透過內插或是其他運算方式推算出由頻率範圍較高的X射線99拍攝出來的影像，以及頻率範圍較低的X射線99拍攝出來的影像，並可將這兩種影像透過後續的影像處理，如強化骨骼的影像顯示，或是將骨骼由X射線影像中消除以更清晰地觀察軟組織，可利於醫療診斷，並且亦可應用於其他醫療檢測如胸腔檢測(可用以消除肋骨的影響以更清晰地觀察肺部)、牙科(可用以消除牙齒與顎骨的影響以更清晰地觀察口腔軟組織)、乳房檢測(可更清晰地觀察乳房血管、腺體與腫塊)以及血管照影等方面。然而感測裝置50亦可應用於其他非生物材料之用途，本發明不以此為限。
詳細而言，請參照圖5A及圖5B，感測裝置50可更包括一電子元件層N，且像素結構P包含一感測層K。其中第一感測單元P1與第二感測單元P2耦接至電子元件層N，電子元件層N接收每一像素結構P中第一感測單元P1 對應於第一頻率範圍V1的X射線99所產生的一第一電訊號Q1，並接收第二感測單元P2相應於第二頻率範圍V2的X射線99所產生的一第二電訊號Q2。感測層K配置於電子元件層N上，感測層K具有至少一第一感測區K1與至少一第二感測區K2，其中第一感測區K1形成第一感測單元P1的至少一部分，且第二感測區K2形成第二感測單元P2的至少一部分。並且感測裝置50可更包括多條讀取線RL，配置於電子元件層N，這些讀取線RL耦接至第一感測單元P1與第二感測單元P2，並讀取第一電訊號Q1與第二電訊號Q2。換言之，在本實施例中，X射線99通過感測層K時，被第一感測單元P1與第二感測單元P2感測，再由電子元件層N將第一電訊號Q1與第二電訊號Q2傳送至這些讀取線RL，藉由拼接這些像素結構P所分別感測到的這些第一電訊號Q1與這些第二電訊號Q2，可在一次曝光中快速地拼接出由頻率範圍較高的X射線99拍攝出來的影像，以及頻率範圍較低的X射線99拍攝出來的影像，進而可減少受檢者在拍攝所接收的輻射劑量，同時亦可減少多次拍攝中因受檢者移動或呼吸所產生的殘影或模糊現象，以取得快速且品質良好的X射線影像，有利於輔助即時臨床醫學診斷。舉例而言，在心導管手術中常用X射線影像作為手術的引導輔助。然而，X射線影像對於軟組織的影像辨識度不佳，為了清楚分辨細小血管以及附近組織的狀況以避免導管刮傷或刺破組織造成大量內出血，通常會利用心導管輸入對比顯影劑以分辨血管與周邊 組織。然而，在某些較為複雜的手術情況下，而使顯影劑施打次數過多時，易對病患的腎臟造成負擔甚至造成腎衰竭等病變。感測裝置50藉由同時拍攝兩種不同頻率範圍的X射線影像而能夠提升對軟組織之間的辨識能力，可進一步地增加X射線對軟組織的影像辨識能力，藉此可避免因影像不清而過度施用顯影劑對病患所造成之負擔。
請繼續參考圖5A及圖5B，在本實施例中，像素結構P可更包括一阻障層F，感測層K配置於阻障層F與電子元件層N之間。阻障層F的材質可如圖3實施例中所述的材質，在此不在贅述。其中阻障層F覆蓋這些第二感測區K2並屏蔽X射線99之第一頻率範圍V1，使第二頻率範圍V2穿透，且阻障層F曝露出這些第一感測區K1。詳細來說，在本實施例中的阻障層F並非連續，而是只有在第二感測區K2上方設置覆蓋，在第一感測區K1上方並未設置有阻障層F。其中，圖5A中的感測層K可為一整體，並可感測到第一頻率範圍V1與第二頻率範圍V2的X射線99。簡言之，感測裝置50可利用阻障層F篩選X射線99所通過的頻率範圍，以使得第一頻率範圍V1的X射線99可被第一感測區K1接收到，而第二頻率範圍V2的X射線99可被第二感測區K2接收到。此時，第一頻率範圍V1與第二頻率範圍V2有部分的頻率範圍重疊。藉此，感測裝置50可在一次曝光中同時拍攝兩種不同頻率範圍的X射線99影像，並可提升X射線99影像的清晰度與影像辨識度。並且，圖5A中的像素結構P可包括一共同電極 層CE配置於阻障層F與感測層K之間用以偏壓感測層K。
圖6A是依照圖5A實施例中的像素結構的第一種變化的示意圖，圖6B繪示出圖6A實施例中的像素結構的局部上視圖，請參照圖6A及圖6B，在本實施例中，阻障層F可更包括至少一第一阻障區域F1與至少一第二阻障區域F2，其中每一第二阻障區域F2覆蓋每一第二感測區K2，並屏蔽X射線99之第一頻率範圍V1使第二頻率範圍V2穿透，並且每一第一阻障區域F1覆蓋每一第一感測區K1，並屏蔽第二頻率範圍V2使第一頻率範圍V1穿透。此時的第一頻率範圍V1與第二頻率範圍V2的頻率範圍可完全不重疊。詳細來說，在本實施例中的阻障層F為連續，並在第一感測區K1與第二感測區K2上方設置覆蓋不同材料的第一阻障區域F1與第二阻障區域F2，以分別使不同頻率範圍的X射線99穿透。藉此，亦可具有與圖5A、圖5B所繪示的像素結構具有相似的功效，在此不再贅述。
圖6C是依照圖5A實施例中的像素結構的第二種變化的示意圖，圖6D繪示出圖6C實施例中的像素結構的局部上視圖，請參照圖6A至圖6D，在第二種變化中，與圖6A的變化相似，然而不同之處在於，在本實施例中並未設置有共同電極層CE。阻障層F的第一阻障區域F1與第二阻障區域F2除了可分別使不同頻率範圍的X射線99穿透，並且可提供感測層K一電壓。換言之，本實施例中的阻障層F可如圖6A中所繪示的交替排列的阻障層F之功用，同時亦可提供感測層K電壓以感測X射線99。其中，第 一阻障區域F1與第二阻障區域F2可為不同材質所製作(如表1中的鋁、銅等材料)，可進一步地精簡感測裝置50的體積與結構，並且可具有與圖5A實施例相似之功效。
圖7是依照圖5A實施例中的像素結構的第三種變化的示意圖，請參照圖7，在本實施例中，並未設置有阻障層F。第一感測區K1與第二感測區K2可為不同材質而可接收不同頻率範圍的X射線99。並且，第一感測區K1與第二感測區K2可以是一體成型或是多個交替排列的感測元件，而可具有與第一種變化和第二種變化相似之功效，在此不再贅述。然而，在本實施例中，共同電極層CE為同一材料，並且可只作加高壓用，而可不具濾波效果。
圖8是依照圖5A實施例中的像素結構的第四種變化的示意圖，請參照圖8，在第四種變化中，與圖6C的變化相似，然而不同之處在於在本實施例中，感測層K可更包括一光轉換層KA與一感光層KB，光轉換層KA將X射線99轉換為一可見光B。詳細來說，光轉換層KA在對應第一感測單元P1與第二感測單元P2的區域分別將第一頻率範圍V1與第二頻率範圍V2的X射線99轉換為第一可見光B1與第二可見光B2，並且感光層KB感測可見光B(即第一可見光B1與第二可見光B2)。一般而言，感光層KB為像素結構，且通常可為氫化非晶矽(a-Si：H)結構，以接收可見光。其中，光轉換層KA例如是光閃爍體(Scintillator)，並且可藉由參雜技術達到改變放光波段。光轉換層KA也可在邊界加上對其受X射線放光之能量有反 射效果的反射層材料，以增加增測效益。舉例而言，若光轉換層KA在其邊界上鍍上表1中所述之材料，則光轉換層KA亦可在對X射線濾波的同時亦將穿透的X射線轉換為可見光。換言之，感測裝置50的第一至第三種變化中，感測層K中的第一感測區K1與第二感測區K2可將X射線99轉換為第一電訊號Q1與第二電訊號Q2。然而，在本實施例之第四種變化中，感測層K中的光轉換層KA可先將部分X射線99轉換為可見光B，再利用感光層KB以接收可見光B，進而再提供對應可見光B的強度的第一電訊號Q1與第二電訊號Q2。詳細而言，在本實施例的第四種變化中，阻障層F中的每一第二阻障區域F2覆蓋每一第二感測區K2，並屏蔽X射線99之第一頻率範圍V1使第二頻率範圍V2穿透，並且每一第一阻障區域F1覆蓋每一第一感測區K1，並屏蔽第二頻率範圍V2使第一頻率範圍V1穿透。接著，光轉換層KA可感測第一頻率範圍V1並產生對應第一頻率範圍V1的一第一可見光B1，並且光轉換層KA可感測第二頻率範圍V2並產生對應第二頻率範圍V2的一第二可見光B2，感光層KB感測第一可見光B1並產生第一電訊號Q1，並且感光層KB感測第二可見光B2並產生第二電訊號Q2。此時，第一頻率範圍V1與第二頻率範圍V2的頻率範圍可完全不重疊。藉此，可具有與感測裝置50的第一與第三種變化相似之功效，在此不在贅述。此外，在其他實施例中，阻障層F亦可覆蓋這些第二感測區K2並屏蔽X射線99之第一頻率範圍V1 使第二頻率範圍V2穿透，並且阻障層F曝露出這些第一感測區K1，此時第一頻率範圍V1與第二頻率範圍V2的頻率範圍可部份重疊，如感測裝置50的第一種變化中所述，在此不再贅述。此外，感光層KB亦可為感光二極體薄膜電晶體(photodiode thin film transistor，photodiode TFT)、電荷耦合元件(charge coupled device，CCD)或互補式金氧半導體感測器(complementary metal oxide semiconductor sensor，CMOS sensor)。
值得注意的是，在圖6A、6C與圖8實施例中可採用交替結構的阻障層F結構，也可採用如圖5A中所述的單一阻障層F做棋盤式的鏤空，使鄰近的像素無阻障層F，只要鄰近的像素收到的X射線99的能量波段彼此不同，即可進行影像的訊號處理，進行雙能量或是多能量的運算。
圖9是依照圖5A實施例中的像素結構的第五種變化的示意圖，請參照圖9，在第五種變化中，與圖7的變化相似，然而不同之處在於在本實施例中，感測層K可更包括一光轉換層KA與一感光層KB，光轉換層KA亦可包括對應這第一感測區K1的至少一第一光轉換單元KA1與對應這第二感測區K2的至少一第二光轉換單元KA2。舉例而言，這些第一光轉換單元KA1與第二光轉換單元KA2可為一體成型或是彼此交替排列的光轉換元件。並且，第一光轉換單元KA1可與第二光轉換單元KA2具有不同的材質，例如為碲化鎘(cadmium telluride,CdTe)，碘化銫(砣)(thallium doped caesium iodide,CsI(Tl))，硫氧化釓 (gadolinium oxide sulfide,Gd2O2S)，氟溴化鋇(銪)(europium-doped barium fluorohalides,BaFBr：Eu)，第一光轉換單元KA1可感測X射線99的第一頻率範圍V1並產生第一可見光B1，且第二光轉換單元KA2可感測X射線99的第二頻率範圍V2並產生第二可見光B2。藉此，感測裝置50的第五種變化可具有與第一至第四種變化相似之功效，在此不再贅述。
圖10是依照圖5A實施例中的像素結構的第六種變化的示意圖，請參照圖10，在第六種變化中，與圖7的變化相似，然而不同之處在於在本實施例中，每一像素結構可包括至少三個感測單元，至少三個感測單元可包括第一感測單元P1、第二感測單元P2以及一第三感測單元P3，至少三個感測單元用以分別接收具有不同頻率範圍的X射線99，並且至少三個感測單元交錯排列。舉例而言，在圖10所繪示的變化中，這些感測單元例如包括第一感測單元P1、第二感測單元P2、第三感測單元P3以及第四感測單元P4。其中，第一感測單元P1可用以感測具有第一頻率範圍V1的X射線99，第二感測單元P2可用以感測具有第二頻率範圍V2的X射線99，第三感測單元P3可用以感測具有第三頻率範圍V3的X射線99，第四感測單元P4可用以感測具有第四頻率範圍V4的X射線99。更進一步而言，圖10中所繪示的第一感測單元P1至第四感測單元P4例如為圖7A中利用不同的多種感測材料排列而成的感測區陣列，然而本發明不以此為限，在其他變化中亦可利 用如圖5A或圖6A中利用不同阻障材料將同一感測層區分為不同感測區域，而能夠進一步地感測更多頻率範圍的X射線99，可有利於後續影像處理以區分組成更相近的組織，可更增進輔助醫療診斷的效果。其中，圖10中所繪示的各種感測單元的排列方式與順序僅用於舉例說明本實施例之變化，本發明不以此為限。
綜上所述，本發明之實施例中的感測裝置可在一次曝光中感測X射線中不同頻率範圍，藉此可快速地取得由不同X射線頻率範圍所拍攝的影像。藉由不同X射線頻率範圍對骨骼與不同軟組織的衰減程度的不同，可利用後續的影像處理強化骨骼或是不同軟組織的影像，而可進一步地提升影像的清晰度與辨識度，可增進拍攝效率以及提升影像品質，同時亦可降低受檢者因拍攝而接受的輻射劑量，可利於醫療診斷。
雖然本發明已以實施例揭露如上，然其並非用以限定本發明，任何所屬技術領域中具有通常知識者，在不脫離本發明之精神和範圍內，當可作些許之更動與潤飾，故本發明之保護範圍當視後附之申請專利範圍所界定者為準。
10、40、50‧‧‧感測裝置
20‧‧‧基板
31‧‧‧第一共同電極層
32‧‧‧第二共同電極層
41‧‧‧第一感測層
42‧‧‧第二感測層
60‧‧‧阻障層
70‧‧‧電壓源
81‧‧‧第一擴散阻障層
82‧‧‧第二擴散阻障層
99‧‧‧X射線
100‧‧‧像素結構
B‧‧‧可見光
B1‧‧‧第一可見光
B2‧‧‧第二可見光
C1‧‧‧第一儲存元件
C2‧‧‧第二儲存元件
CE‧‧‧共同電極層
CE1‧‧‧第一共同電極層
CE2‧‧‧第二共同電極層
D‧‧‧電流輸出端
E1‧‧‧第一能量
E2‧‧‧第二能量
EP1‧‧‧第一部分能量
EP2‧‧‧第二部分能量
EX‧‧‧曝光時間
F‧‧‧阻障層
F1‧‧‧第一阻障區域
F2‧‧‧第二阻障區域
Q1‧‧‧第一電訊號
Q2‧‧‧第二電訊號
J1‧‧‧第一端
J2‧‧‧第二端
K‧‧‧感測層
K1‧‧‧第一感測區
K2‧‧‧第二感測區
KA‧‧‧光轉換層
KA1‧‧‧第一光轉換單元
KA2‧‧‧第二光轉換單元
KB‧‧‧感光層
L1‧‧‧第一光電轉換層
L2‧‧‧第二光電轉換層
M1、M1’、M2、M2’、MR1、MR1’、MR2、MR2’‧‧‧時間點
N‧‧‧電子元件層
N1‧‧‧第一電子元件層
N2‧‧‧第二電子元件層
P‧‧‧像素結構
P1‧‧‧第一感測單元
P2‧‧‧第二感測單元
P3‧‧‧第三感測單元
P4‧‧‧第四感測單元
PC1‧‧‧第一儲存電容
PC2‧‧‧第二儲存電容
PE1‧‧‧第一像素電極
PE2‧‧‧第二像素電極
PT1‧‧‧第一電晶體
PT2‧‧‧第二電晶體
PX1‧‧‧第一像素單元
PX2‧‧‧第二像素單元
RL‧‧‧讀取線
RS1‧‧‧第一讀取訊號
RS2‧‧‧第二讀取訊號
S‧‧‧電流輸入端
SC1‧‧‧第一掃描線
SC2‧‧‧第二掃描線
SE1‧‧‧第一感測元件
SE2‧‧‧第二感測元件
SS1‧‧‧第一掃描訊號
SS2‧‧‧第二掃描訊號
SU1‧‧‧第一感測單元
SU2‧‧‧第二感測單元
T、TT‧‧‧控制端
TA1‧‧‧第一放大元件
TA2‧‧‧第二放大元件
TR1‧‧‧第一重置元件
TR2‧‧‧第二重置元件
V1‧‧‧第一頻率範圍
V2‧‧‧第二頻率範圍
V3‧‧‧第三頻率範圍
V4‧‧‧第四頻率範圍
VB‧‧‧偏壓
Vout1、Vout2、Vout1’、Vout2’‧‧‧電壓訊號
△Vout1、△Vout2、△Vout1’、△Vout2’‧‧‧電壓改變值
△V1、△V2‧‧‧電壓下降值
圖1是本發明之一實施例中的感測裝置的像素結構的等效電路圖。
圖2為圖1之感測裝置的波形圖。
圖3是依照圖1實施例中的感測裝置的剖面圖。
圖4是本發明之另一實施例中的感測裝置的剖面圖。
圖5A是本發明之再一實施例中的一種感測裝置的示意圖。
圖5B繪示出圖5A實施例中的感測裝置的局部上視圖。
圖6A是依照圖5A實施例中的像素結構的第一種變化的示意圖。
圖6B繪示出圖6A實施例中的像素結構的局部上視圖。
圖6C是依照圖5A實施例中的像素結構的第二種變化的示意圖。
圖6D繪示出圖6C實施例中的像素結構的局部上視圖。
圖7是依照圖5A實施例中的像素結構的第三種變化的示意圖。
圖8是依照圖5A實施例中的像素結構的第四種變化的示意圖。
圖9是依照圖5A實施例中的像素結構的第五種變化的示意圖。
圖10是依照圖5A實施例中的像素結構的第六種變化的示意圖。
40‧‧‧感測裝置
81‧‧‧第一擴散阻障層
82‧‧‧第二擴散阻障層
99‧‧‧X射線
CE1‧‧‧第一共同電極層
CE2‧‧‧第二共同電極層
F‧‧‧阻障層
L1‧‧‧第一光電轉換層
L2‧‧‧第二光電轉換層
N1‧‧‧第一電子元件層
N2‧‧‧第二電子元件層
PC1‧‧‧第一儲存電容
PC2‧‧‧第二儲存電容
PE1‧‧‧第一像素電極
PE2‧‧‧第二像素電極
PT1‧‧‧第一電晶體
PT2‧‧‧第二電晶體
PX1‧‧‧第一像素單元
PX2‧‧‧第二像素單元
EP1‧‧‧第一部分能量
EP2‧‧‧第二部分能量
VB‧‧‧偏壓

Claims (25)

  1. 一種感測裝置的像素結構，包括：一第一掃描線；一第二掃描線；一讀取線；一第一感測單元，耦接於該第一掃描線與一偏壓之間，且耦接於該讀取線與該偏壓之間，該第一感測單元用以感測具有一第一頻率範圍的X射線的一第一能量，該第一感測單元反應於該第一掃描線上的一第一掃描訊號而輸出對該於該第一能量的一第一讀取訊號至該讀取線；以及一第二感測單元，耦接於該第二掃描線與該偏壓之間，且耦接於該讀取線與該偏壓之間，該第二感測單元用以感測具有一第二頻率範圍的X射線的一第二能量，該第二感測單元反應於該第二掃描線上的一第二掃描訊號而輸出對該於該第二能量的一第二讀取訊號至該讀取線，其中該第一掃描訊號與該第二掃描訊號依序分別致能該第一感測單元與該第二感測單元。
  2. 如申請專利範圍第1項所述之感測裝置的像素結構，更包括一阻障層，配置於該第一感測單元與該第二感測單元之間，該阻障層屏蔽該X射線中之頻率落在該第一頻率範圍中且落在該第二頻率範圍以外的一部分，並使該X射線之具有該第二頻率範圍的另一部分穿透，其中該X射線依序傳遞通過該第一感測單元、該阻障層與該第二感測單元。
  3. 如申請專利範圍第1項所述之感測裝置的像素結構，其中該第一感測單元包括：一第一感測元件，用以感測該第一能量，並將所感測到的該第一能量轉換為一第一電訊號；一第一儲存元件，耦接至該第一掃描線與該第一感測元件，且用以儲存該第一電訊號；一第一放大元件，耦接至該第一儲存元件、該第一掃描線及該讀取線，其中該第一放大元件反應於來自該第一掃描線的該第一掃描訊號而輸出對應於該第一電訊號的該第一讀取訊號至該讀取線；以及一第一重置元件，耦接至該第一儲存元件及該第一掃描線，其中該第一重置元件用以反應於一第一重置訊號而重置該第一儲存元件。
  4. 如申請專利範圍第3項所述之感測裝置的像素結構，其中該第一放大元件的一電流輸入端耦接至該第一掃描線與該第一儲存元件的一端，該第一放大元件的一控制端耦接至該第一儲存元件的另一端，且該第一放大元件的一電流輸出端耦接至該讀取線。
  5. 如申請專利範圍第4項所述之感測裝置的像素結構，其中該第一重置元件的一第一端耦接至該第一掃描線，該第一重置元件的一控制端接收該第一重置訊號，且該第一重置元件的一第二端耦接至該第一放大元件的該控制端。
  6. 如申請專利範圍第3項所述之感測裝置的像素結 構，其中該第二感測單元包括：一第二感測元件，用以感測該第二能量，並將所感測到的該第二能量轉換為一第二電訊號；一第二儲存元件，耦接至該第二掃描線與該第二感測元件，且用以儲存該第二電訊號；一第二放大元件，耦接至該第二儲存元件、該第二掃描線及該讀取線，其中該第二放大元件反應於來自該第二掃描線的該第二掃描訊號而輸出對應於該第二電訊號的該第二讀取訊號至該讀取線；以及一第二重置元件，耦接至該第二儲存元件及該第二掃描線，其中該第二重置元件用以反應於一第二重置訊號而重置該第二儲存元件。
  7. 如申請專利範圍第6項所述之感測裝置的像素結構，其中該第二放大元件的一電流輸入端耦接至該第二掃描線與該第二儲存元件的一端，該第二放大元件的一控制端耦接至該第二儲存元件的另一端，且該第二放大元件的一電流輸出端耦接至該讀取線。
  8. 如申請專利範圍第7項所述之感測裝置的像素結構，其中該第二重置元件的一第二端耦接至該第二掃描線，該第二重置元件的一控制端接收該第二重置訊號，且該第二重置元件的一第二端耦接至該第二放大元件的該控制端。
  9. 如申請專利範圍第1項所述之感測裝置的像素結構，其中該第一頻率範圍與該第二頻率範圍彼此實質上完 全不重疊。
  10. 如申請專利範圍第1項所述之感測裝置的像素結構，其中該第一頻率範圍與該第二頻率範圍彼此部分重疊。
  11. 一種感測裝置，包括：一第一光電轉換層，用以將一X射線的一第一部分能量轉換為一第一電訊號；一第二光電轉換層，用以將該X射線的一第二部分能量轉換為一第二電訊號；一阻障層，配置於該第一光電轉換層與該第二光電轉換層之間，以將該X射線中具有該X射線的頻率範圍的一部分範圍之部分射線濾除；一第一電子元件層，配置於該第一光電轉換層與該阻障層之間，以致能該第一光電轉換層，且接收該第一電訊號；以及一第二電子元件層，配置於該第二光電轉換層與該阻障層之間，以致能該第二光電轉換層，且接收該第二電訊號。
  12. 如申請專利範圍第11項所述之感測裝置，更包括：一第一共同電極層，配置於該第一光電轉換層上，其中該第一光電轉換層配置於該第一電子元件層與該第一共同電極層之間；以及一第二共同電極層，配置於該第二光電轉換層上，其中該第二光電轉換層配置於該第二電子元件層與該第二共 同電極層之間，且該第一共同電極層與該第二共同電極層耦接至同一偏壓。
  13. 如申請專利範圍第12項所述之感測裝置，其中該第一電子元件層具有多個第一像素單元，每一該第一像素單元包括彼此耦接的至少一第一電晶體、一第一像素電極及一第一儲存電容，該第二電子元件層具有多個第二像素單元，每一該第二像素單元包括彼此耦接的至少一第二電晶體、一第二像素電極及一第二儲存電容。
  14. 如申請專利範圍第11項所述之感測裝置，其中該第一部分能量的頻率範圍與該第二部分能量的頻率範圍彼此實質上完全不重疊。
  15. 如申請專利範圍第11項所述之感測裝置，其中該第一部分能量的頻率範圍與該第二部分能量的頻率範圍彼此實質上部分重疊。
  16. 如申請專利範圍第11項所述之感測裝置，其中該阻障層為鋁、銅、鋅、鉛材質、化合物或混合物。
  17. 一種感測裝置，包括：多個像素結構，每一該像素結構包括至少一第一感測單元與至少一第二感測單元，該第一感測單元用以感測具有一第一頻率範圍的X射線，該第二感測單元用以感測具有一第二頻率範圍的X射線；以及一電子元件層，該第一感測單元與該第二感測單元耦接至該電子元件層，該電子元件層接收每一像素結構中該第一感測單元對應於該第一頻率範圍的X射線所產生的一 第一電訊號，並接收該第二感測單元相應於該第二頻率範圍的該X射線所產生的一第二電訊號；其中，該些像素結構的該些第一感測單元與該些第二感測單元在二個維度上交替排列。
  18. 如申請專利範圍第17項所述之感測裝置，更包括多條讀取線，配置於該電子元件層，該些讀取線耦接至該第一感測單元與該第二感測單元，並讀取該些第一電訊號與該些第二電訊號。
  19. 如申請專利範圍第17項所述之感測裝置，其中該像素結構更包括一感測層，配置於該電子元件層上，該感測層具有至少一第一感測區與至少一第二感測區，其中該第一感測區形成該第一感測單元的至少一部分，且該第二感測區形成該第二感測單元的至少一部分。
  20. 如申請專利範圍第19項所述之感測裝置，該像素結構更包括一阻障層，該感測層配置於該阻障層與該電子元件層之間，其中該阻障層覆蓋該些第二感測區並屏蔽該X射線之該第一頻率範圍，使該第二頻率範圍穿透，且該阻障層曝露出該些第一感測區。
  21. 如申請專利範圍第19項所述之感測裝置，該像素結構更包括一阻障層，該感測層配置於該阻障層與該電子元件層之間，並且該阻障層包括至少一第一阻障區域與至少一第二阻障區域，其中每一第二阻障區域覆蓋每一第二感測區，並屏蔽該X射線之該第一頻率範圍使該第二頻率範圍穿透，並且每一第一阻障區域覆蓋每一第一感測區， 並屏蔽該第二頻率範圍使該第一頻率範圍穿透。
  22. 如申請專利範圍第20或21項所述之感測裝置，更包括一共同電極層，配置於該阻障層與該感測層之間，以偏壓該感測層。
  23. 如申請專利範圍第19項所述之感測裝置，其中該感測層更包括一光轉換層與一感光層，該光轉換層將該X射線轉換為一可見光，該光轉換層在對應該第一感測單元與該第二感測單元的區域分別將該第一頻率範圍與該第二頻率範圍的該X射線轉換為第一可見光與第二可見光，並且該感光層感測該可見光。
  24. 如申請專利範圍第23項所述之感測裝置，其中該光轉換層包括對應該第一感測區的至少一第一光轉換單元與對應該第二感測區的至少一第二光轉換單元。
  25. 如申請專利範圍第17項所述之感測裝置，其中每一該像素結構包括至少三個感測單元，該至少三個感測單元包括該第一感測單元、該第二感測單元以及一第三感測單元，該至少三個感測單元用以分別接收具有不同頻率範圍的該X射線，並且該至少三個感測單元交錯排列。
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