JP2008503086A - Ｘ線画像検出器 - Google Patents

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Abstract

X線検出器装置が、複数のサブアレイに配置される検出器ピクセルのアレイを有する。各サブアレイにおけるピクセルは、ピクセルアレイの周囲に伸びる線量感知出力コンダクタに与えられる共通線量感知出力を共有する。ピクセルのあるサブアレイに対する線量感知出力コンダクタは、ピクセルの別のサブアレイにより占められる領域を通過し、そのことが望まないクロストークをもたらす場合がある。本発明は、複数の追加的なスクリーニング電極を、スクリーニング電極がピクセルの各サブアレイに対する線量感知出力コンダクタに実質的に隣接した状態で提供する。これらのスクリーニング電極は、線量感知出力と他のピクセル電極との間のクロストークを減らす。別の装置において、各ピクセルは、アレイの上部領域に形成される各ピクセルに対するピクセル電極を更に有し、線量感知出力コンダクタは、アレイの下部領域に形成される。中間コンダクタ層が、ピクセルの他のサブアレイに対する線量感知出力コンダクタに重なり、かつピクセルのサブアレイにより占有される領域を通るよう与えられる。

Description

本発明は、X線検出器及びその検出器を用いるX線検査装置に関する。特に、その検出器は、被ばく測定回路を半導体(solid state)X線検出器回路に組み込ませることにより、画像信号と共に被ばく制御信号を提供するためのものである。これは、画像取得プロセスの間のX線被ばくのリアルタイムな制御を可能にする。
検査下にある組織の吸収率の関数として、患者のX線被ばく(exposure)が制御されるべきことが良く知られている。例えば、高輝度の過度に照射された(overexposed)領域が画像において生じる場合がある。それは、例えば、検査される対象物、例えば患者により全く(又はわずかしか)減衰されないX線によりもたらされる。例えば肺組織といった低いX線吸収率を持つ組織は、より小さな減衰をもたらすことになる。従って、所与のコントラストの画像を取得し、画像検出器の飽和(saturation)を防止するためには、より少ないX線被ばくを必要とする。
知られたX線検査装置の構成が当業者に良く知られている。通常、その装置は、X線ビームを用いて放射線的に検査される患者を照射するX線源を含む。患者内のX線吸収率の局所差分が原因で、X線画像が形成される。X線検出器は、X線画像からの画像信号を取得する。光学センサを用いる検出器において、検出器は、入射X線エネルギーを光学信号へ変換する変換層又は表面を持つ。過去において、これらの光学信号は、大部分が画像増幅ピックアップチェーンにより検出され、それは、X線画像増幅器とテレビカメラとを含む。
より近年では、半導体検出器の使用が提案されている。斯かるデバイスには２つの基本的な構成が存在する。
いわゆる「間接」検出器装置においては、入射X線放射線がまず光に変換される。光感知セルのアレイが与えられ、それぞれ光感知要素(フォトダイオード)及び電荷蓄積デバイス(charge storage device)(それは、別の要素であってもよいし、フォトダイオードの自己容量とすることもできる)を有する。
いわゆる「直接」検出器装置においては、X線感知フォトコンダクタが、X線を直接電子に変換するのに使用される。フォトコンダクタは自己容量を持たないので、電荷蓄積デバイスとして機能するよう薄膜技術によりコンデンサが作られる。
X線被ばくの間、各セルに入射する光が電荷蓄積デバイスにおける電荷のレベルとして蓄積され、被ばく期間の終わりに読み出される。蓄積された電荷の読み出しは、画像センサを効率的にリセットする。そこで、これはX線被ばく期間の終わりにだけ実行されることができる。従って、被ばく期間をリアルタイムに制御するために、この種の画像センサからの出力信号を用いることはできない。なぜなら、斯かる出力は被ばく期間の終わりにだけ利用可能だからである。
線量制御を実現する一つの可能性のある方法は、得られた画像を解析し、異なる被ばくレベルでの画像取得プロセスを繰り返すことである。もちろん、これは可能性として有害なX線照射に対する患者の全体の被ばく量を増加させてしまう。そして、急速に変化する画像に対して、又は高速連続状態において異なる視点からの画像が必要とされる場合に対しても適切なものではない。
半導体画像検出器とは独立した外部線量感知装置(dose sensing arrangement)が提案されているが、これらは、画像品質を劣化させてしまう可能性がある。
線量感知要素を通常の画像検出(image sensing)ピクセルレイアウトへ結合することも提案されている。電荷がピクセルで生成されると、線量感知信号が生成され、この信号は、ピクセル信号電荷蓄積デバイスに蓄積された信号を読み出すことなく検出されることができる。
一体化型(integrated)線量感知システムの第１の例は、国際公開第02/25314号公報に記載される。ある実施形態において、追加的な線量感知要素は、追加的なタッピングコンデンサであり、電荷の流れは、コンデンサの電圧変化として検出される。別の実施形態においては、追加的な線量感知要素は、トランジスタであり、ピクセル電圧がドライバトランジスタのゲートに適用される。この場合、追加的なトランジスタは電流源として機能し、この電流が測定される。
線量感知システムの第２の例は、国際公開第03/100459号公報に記載される。この場合、追加的な線量感知要素は、追加的なトランジスタであるが、それは、信号の一部をタップする(tap)のに使用されるトランジスタのオフキャパシタンスである。容量結合は、本質的に線量感知信号を提供するのに使用される。
上述の例の両方において、線量感知機能は、画像検出機能よりも低い分解能で行われる。このため、ピクセルは、サブアレイに分割され、各サブアレイは、単一の線量感知出力を提供するが、サブアレイの各ピクセルは、個別の画像センサ出力を与える。
こうした知られた一体化型線量感知システムに伴う１つの問題は、異なる線量感知信号間でのクロストークである。このクロストークは、ピクセル電極と、(他のピクセルからの)線量感知信号を読み出すのに使用される読み出し線との間の容量結合から生じる。
本発明によれば、検出器ピクセルのアレイであって、各ピクセルが入射放射線を電荷の流れへ変換する変換要素を有する、アレイと、電荷蓄積要素と、蓄積された電荷がピクセルの出力へ与えられることを可能にするスイッチング装置とを有するX線検出器装置が与えられ、そこでは、ピクセルのアレイが、複数のサブアレイ内に配置され、各サブアレイは、複数のピクセルを有し、各サブアレイにおけるピクセルは、そのピクセルアレイの周囲に伸びる線量感知出力コンダクタに与えられる共通線量感知出力を共有する。そして、ピクセルのあるサブアレイに対する線量感知出力コンダクタが、ピクセルの別のサブアレイにより占有される領域を通過する。
さらに、複数の追加的なスクリーニング電極が与えられ、スクリーニング電極は、ピクセルの各サブアレイに対する線量感知出力コンダクタに実質的に隣接している。
これらのスクリーニング電極は、線量感知出力と他のピクセル電極との間のクロストークを減らす。特に、線量感知出力が、線量感知出力に関連付けられていないピクセルにより占められる領域を通過し、これらのピクセルによりもたらされるクロストークが減らされる。
好ましくは、スクリーニング電極は、線量感知出力コンダクタと同じプロセス層から形成される。こうして、それらは、製造プロセスを複雑なものとしない。各線量感知出力コンダクタは、スクリーニング電極と追加的な電極との間に挟まれることができる。線量感知出力コンダクタ、スクリーニング電極及び追加的な電極は互いに平行であり同じプロセス層から形成される。
好ましくは、ピクセルが行及び列状に配置され、線量感知出力コンダクタは列方向に伸びる。線量感知出力コンダクタは、画像センサデータ出力コンダクタとして機能することもできる。これは、各ピクセルのスイッチング装置がピクセルサブアレイでのマルチプレキシング機能が実現されることを可能にするようなピクセルに適している。
別の装置においては、線量感知出力コンダクタが、行方向に伸び、別個の検出器データ出力コンダクタが列方向に伸びる。これは、容量結合が別個の線量感知線に対して与えられるピクセルに適している。
スクリーニング電極はすべて、例えば、ピクセルアレイの外部で電気的に一緒に接続されることができる。
マルチプレキシング機能を持つピクセルデザインにおいて、検出器装置は、２つのモードで動作可能である。第１のモードは、入射放射線に応じた電荷の流れが、線量感知信号として測定するための線量感知出力に部分的に結合されるものである。第２のモードは、電荷の流れが、電荷蓄積要素と、検出信号として測定するための線量感知出力との間のピクセルスイッチング装置を通して結合されるものである。そこでは、そのスイッチング装置は、サブアレイ内の単一のピクセルが選択されることを可能にする第１及び第２の制御信号によりスイッチがオンにされる(turn on)。
この装置において、共通出力は、被ばくの間の線量感知のために使用され、線量感知は、サブアレイの大きさに対応する分解能で行われる。すると、読み出し増幅器の数は、ピクセルのサブアレイ毎に１つにまで減らされることができる。
各ピクセルに対するピクセル電極は通常、アレイの上部領域(upper region)で形成され、線量感知出力コンダクタは、アレイの下部領域(lower region)で(例えば、ピクセルトランジスタゲートに対する金属層から)形成されることができる。そして各ピクセルは、ピクセルのサブアレイにより占有される領域を通るピクセルの他のサブアレイに対する線量感知出力コンダクタと重なる中間コンダクタ層を更に有することができる。これは、追加的なスクリーニングのレベルを与える。
中間コンダクタ層は、検出器出力コンダクタをも形成する層から形成されることができる。その結果、この追加的なスクリーニング層は、追加的な処理層をもたらすこともない。
本発明の第２の側面によれば、検出器ピクセルのアレイであって、各ピクセルが入射放射線を電荷の流れへ変換する変換要素を有する、アレイと、電荷蓄積要素と、蓄積された電荷がピクセルの出力へ与えられることを可能にするスイッチング装置とを有するX線検出器装置が与えられ、そこでは、ピクセルのアレイが、複数のサブアレイに配置され、各サブアレイは、複数のピクセルを有し、各サブアレイにおけるピクセルは、そのピクセルアレイの周囲に伸びる線量感知出力コンダクタに与えられる共通線量感知出力を共有する。そして、ピクセルのあるサブアレイに対する線量感知出力コンダクタが、ピクセルの別のサブアレイにより占有される領域を通過する。そこでは、各ピクセルは更に、アレイの上部領域に形成される各ピクセルに対するピクセル電極を有し、線量感知出力コンダクタは、アレイの下部領域で形成される。
そこでは、各ピクセルは、ピクセルの他のサブアレイに対する線量感知出力コンダクタに重なり、かつピクセルのサブアレイにより占有される領域を通る中間コンダクタ層を更に有する。
好ましくは、本発明のX線検出器は、検査される対象物による減衰の後、X線源からX線画像を受信するのに使用される。
本発明の例が、対応する図面を参照して、以下詳細に説明されることになる。
図１は、X線ビーム１１を用いて検査される対象物１２、例えば、放射線学的に検査される患者を照射するX線源１０を含む知られたX線検査装置を示す。患者内でのX線吸収率の局所的な差により、X線画像が、X線検出器１４のX線感知表面１３上に形成される。
X線検出器１４の１つの知られたデザインは、半導体光学画像センサを用いる。入射X線放射線は、リン・シンチレータ１３を用いて光に変換される。この光は、半導体デバイス１４により検出されることができる。また、X線感知フォトコンダクタが、X線を直接電子に変換するのに使用されることができる。
図２Ａは、半導体光学画像センサに対する１つの知られたデザインを示す。そのセンサは、行及び列状に配置されるピクセルのアレイ２０を有する。ピクセルの行は、行アドレス線２２を共有し、ピクセルの列は、読み出し線２４を共有する。各ピクセルは、電荷蓄積コンデンサ２８に並列にフォトダイオード２６を有する。このコンデンサ２８は、別個の要素とするか、又は、それは単にフォトダイオード２６の自己容量を有するとすることができる。この並列な組み合わせは、共通電極３０と特定のピクセルに対する列読み出し線２４との間の薄膜トランジスタ２９に直列に接続される。ガラス基板３２上にピクセルアレイが与えられる。行ドライバ回路３４が、行アドレス線２２に対する信号を提供し、列読み出し線２４が、基板３２からの出力を与える。各列読み出し線２４は、個別の電荷感知増幅器３６に関連付けられる。
フォトダイオードの機能は、入射放射線を、コンデンサに蓄積される電荷のレベレを変える電荷の流れに変換することである。
図２Ｂは、半導体X線検出器の知られたデザインを示す。図２Ａと同じ要素には同じ参照符号が使用される。フォトコンダクタを用いる放射線の直接変換の場合、コンデンサ２８は、別個の薄膜要素として実現される。そして、ここでも、蓄積される電荷のレベルは、フォトコンダクタからの電荷の流れの関数である。フォトコンダクタ及びコンデンサは、図２Ａの装置におけるリン変換層とフォトダイオードとを効率的に置換し、フォトコンダクタ２６０は、適切な動作電圧でバイアスされる(biased)。
上述の画像センサデバイスの動作時に、コンデンサ２８は、すべて初期値に充電される。これは、以前の画像取得により達成されるか、又はすべての行コンダクタ２２上の初期リセットパルスで達成されることができる。電荷感知増幅器は、リセットスイッチ３８を用いてリセットされる。
間接変換の場合、X線被ばくの間、フォトダイオード２６に入射する光が、フォトダイオードを通り逆バイアス方向へ電荷が流れることをもたらす。この電流は、コンデンサ２８によりソースされ(sourced)、結果として、それらのコンデンサにおける電圧レベルの降下を生じさせる。また、直接変換の場合、フォトコンダクタ２６０を通る電荷の流れは、コンデンサ２８から電荷を流出させる(drain)。
X線被ばくの終わりに、その行にあるピクセルのトランジスタ２９をスイッチオンするため、順に、各行コンダクタ２２に対して行パルスが適用される。するとコンデンサ２８は、共通電極３０と列読み出し線２４との間をトランジスタスイッチを通り流れる電流により初期電圧まで再充電される。示された例において、これらの電流は、電荷感知増幅器３６へ流れるのではなく、それらによりソースされることになる。コンデンサ２８を元のレベルへ再充電するのに必要な電荷の量は、蓄積コンデンサ２８の放電の量を示すものであり、それは順に入射放射線に対するピクセルの被ばくを示すものとなる。この電荷の流れは、電荷感知増幅器により測定される。この手順は、完全な画像が再生されることを可能にするため、各行に対して繰り返される。
この種の半導体画像センサの使用に伴う問題は、ピクセル信号が、被ばくが完了した後の読み出し段階の間のみ得られることである。上述の説明から明らかなように、信号のいずれかの読み出しは、結果としてピクセルコンデンサ２８の再充電をもたらし、それらのピクセルを効果的にリセットする。従って、画像取得プロセスの間にサンプルを採取することができず、そこでその画像センサデザインは、リアルタイムな被ばく測定が得られることを可能にすることができない。
図３は、一体化型線量感知機能を提供する第１の知られたピクセルを示す。
図３に示されるように、検出器は、複数のサブアレイ４０へ配置される検出器ピクセルのアレイを持つ。各サブアレイ４０は、行及び列状に配置される複数のピクセルも有する。各サブアレイにおけるピクセルは、共通出力４２を共有し、各共通出力に関連付けられる１つの読み出し増幅器３６が存在する。デバイスの読み出しの間、各サブアレイからの１つのピクセルが同時に読み出される。各サブアレイ４０から個別のピクセルを選択するために、各ピクセルは、行制御線４４及び列制御線４６に関連付けられる。行制御線４４は、異なるサブアレイ４０間で共有される制御線のセットを形成し、同様に、列制御線４６は、異なるサブアレイ４０間で共有される制御線のセットを形成する。セット４４における制御線の数は、各サブアレイにおける行の数に対応し、セット４６における制御線の数は、各サブアレイにおける列の数に対応する。
図３は、拡大された形で１つのピクセルを示す。より慣習的なピクセル構成に関して、各ピクセルが入射放射線を電荷の流れへ変換する変換要素２６と、固有の自己容量であってよい電荷蓄積要素と、蓄積された電荷が、ピクセルの出力４２に与えられることを可能にするスイッチング装置５０とを持つ。
スイッチング装置５０は、２つの制御信号、即ち行及び列制御線４４、４６上の信号を用いて、サブアレイ４０内の個別のピクセルを選択することができる。
図３の例において、スイッチング装置５０は、第１及び第２の薄膜トランジスタ５２、５４を変換要素と出力４２との間に直列に有する。第１のトランジスタ５２は、列制御線４６上の列選択制御信号によりゲートされ(gated)、第２のトランジスタ５４は、行制御線４４上の行選択制御信号によりゲートされる。こうして、２次元サブアレイ４０内での個別のピクセルが選択されることができるよう、２つのトランジスタ５２、５４は「AND」機能を提供する。読み出しの間、個別のピクセルは、出力４２とフォトダイオード２６との間の電荷の流れにより再充電され、その結果読み出しの分解能は、ピクセル毎(per-pixel)である。
このピクセル構成は、被ばくの間に線量感知出力が与えられることも可能にする。こうして、その検出器は２つのモードで動作する。第１のモードにおいて、それは被ばくモードであるが、スイッチング装置５０は、スイッチオフにされ、入射放射線に応じた電荷の流れが、共にスイッチオフである２つのトランジスタ５２、５４のソースドレイン容量を介して部分的に結合される。読み出し信号を破壊することのない線量感知信号をこの容量結合が与える方法が以下に説明されることになる。
ピクセルコンデンサ２８における電圧は、画像取得プロセス前に知られたレベルまで再びプリセットされる。X線被ばくの間、フォトダイオード２６は、ピクセルに入射する線量に比例した電荷の流れを提供する。この電荷の一部は、ピクセルコンデンサに蓄積され、一方他の部分は、スイッチング装置５０のオフキャパシタンスへ流れる。これは、読み出し線４２に沿って対応する電荷の流れをもたらす。電荷感知増幅器３６は、この電荷の流れを測定する。サブアレイ４０におけるすべてのピクセルは、信号読み出し線４２に関連付けられる。その結果、電荷の流れは、サブアレイにおけるすべてのピクセルに対して総和され、線量感知信号の分解能は、ピクセル毎ではなく、サブアレイ毎となる。電荷感知増幅器３６は、その入力において固定電位を保持するので、その結果、１つのピクセル・セルから別のピクセル・セルへのクロストークは生じない。
X線被ばくの終わりに、ピクセルコンデンサ２８を再充電する読み出し線４２に沿って電荷が流れることを可能にするスイッチング装置をスイッチオンすることにより、ピクセルは従来の方法で読み出される。これは、第２の動作モードである。しかしながら、電荷は、スイッチング装置５０のオフキャパシタンスへも流れるので、その結果、X線被ばくの間のこのオフキャパシタンスへの、又はそこからの電荷の流れは、失われず、画像読み出しプロセスが生じるとき回復される。
オフキャパシタンスは、ピクセルコンデンサより著しく小さい。その結果、線量感知信号(スイッチオフ状態のトランジスタを横切る効率的な電荷漏れである)は比較的小さい。トランジスタデザインは、このキャパシタンスの適切なレベルを提供するよう選択されることになる。ピクセルのグループに対するこれらの信号の合計は、電荷の流れの測定の補助となるが、ピクセル読み出しの間のスイッチングノイズのわずかな増加だけを可能にする。
このピクセル構成は、読み出し増幅器の数をピクセルのサブアレイ毎に１つにまで減らすことを可能にする。これは、ピクセルにおいてマルチプレキシングを持つことにより達成される。同じ共通出力がピクセルのサブアレイの線量感知と共に、個別のピクセル信号の読み出しにも使用され、その結果、検出器の分解能が低減されない。スイッチング装置は、スイッチング装置がスイッチオフされるとき読み出し線に対する容量結合を与え、及びスイッチング装置がスイッチオンされるとき直接の導電結合(conductive coupling)与えることにより、線量感知と従来の読み出しとに対して同じ出力が使用されることを可能にする。
図４は、代替的なピクセルレイアウトを示す。その動作は、図３の例に対するものと同じであるが、スイッチング装置５０は、異なるデザインを持つ。スイッチング装置５０は、フォトダイオード２６と出力４２と第２の薄膜トランジスタ６２との間に第１の薄膜トランジスタ６０を直列に持つ。第２の薄膜トランジスタ６２は、行制御信号線４４からの行選択制御信号によりゲートされ、列制御信号線４６から第１のトランジスタ６０のゲートへの列選択制御信号を切り替える。こうして、第２のトランジスタ６２は単独で「AND」機能を提供する。第２のトランジスタ６２がスイッチオフされるとき(第１のモードにおけるX線被ばくの間)、第１のトランジスタ６０のゲートは、フローティングノード(floating node)を形成する。これは、トランジスタ５２、５４が能動的にスイッチオフにされる図３の装置と比べると、第１のトランジスタ６０のソースドレイン容量を増加させる。ソースドレイン容量におけるこの増加は、線量感知動作に対するピクセルの感度を改善する。
図５は、別の代替的なピクセル配置を示す。各ピクセルは、線量感知線７２に対するフォトダイオード電圧の容量結合を提供するタッピングコンデンサ７０を含む。それは、通常の出力７４とは分離している。この構成は、各ピクセルに対する２つの出力接続を必要とするが、１つのトランジスタのみを必要とし、そのことがピクセルに対して必要な制御入力の数を減らす。このピクセルは、１つの出力列線と１つの行制御線と１つの列制御線との代わりに、２つの出力列線と１つの行制御線とを持つ。
図６は、線量感知出力がピクセル出力と同じコンダクタに与えられるような例に対して、サブアレイ線量感知出力が外部測定回路にどのように提供されるかを簡略化された形式で示す。
図６において、制御線４６は図示されていない。結合されたピクセル及び線量感知出力は、４２として示されている。ピクセルのサブアレイ７５内において、すべてのピクセル出力は、出力線４２の１つに接続される。出力線は、それ自身の読み出し増幅器７７を持つ。各サブアレイ７５内において、内部接続７６は、共通の出力線にされる。各出力線４２は、他のピクセルサブアレイを通り、これら他のサブアレイにおけるピクセルは、線４２には接続しない。これは、あるサブアレイにおけるピクセル信号と通過する他のサブアレイにおける出力線との間のクロストークの問題をもたらす。
同じ問題は、異なるコンダクタが線量感知信号と出力信号とに対して与えられる場合だけでなく、出力線が共有される例及び図５のタッピングコンデンサの例でも生じる。
X線検出器は複数の異なる技術で実現されることができる。そのすべては、医療画像センサにとって興味深いものであり、本発明に適用可能である。図７から図２３は、知られたピクセル構成に対する、医療画像センサに対する注目主要技術の断面図及び平面図を示す。これらの図は、単に利用可能な技術であって、本発明を実現するのに使用されることができる技術の範囲を示すために提供される。ある図は、標準的なピクセル構成を(一体化された線量感知部なしで)示し、別の図は、一体化された線量感知部を伴うピクセル構成を示す。これらの断面における特定の層は、詳細には説明されることはない。その詳細は、当業者には知られているからである。図７から図２３は、上述に概略が示された知られた一体化型線量感知7ピクセルレイアウトの問題を説明するのにも使用される。
図７は、平面フォトダイオードTFTピクセルを断面図で示し、図８は、ピクセルレイアウトを平面図で示す。このデザインにおいて、フォトダイオードは、ピクセル電極の下にあり、フォトダイオードは、ソース／ドレイン金属層の上に構築される。このデザインにおいて、フォトダイオードとTFTソース又はドレインとの間の接続は、上端フォトダイオード接点を伴うものであり、フォトダイオードの下端接点は、すべてのフォトダイオードに対する共通接点である。図７及び図８は、フォトダイオード２６、データ線２４、TFT２９、共通電極３０及びゲート線２２を示す。
図９は、代替的な平面TFTフォトダイオード技術を断面図で示す。そこでは、TFTは、フォトダイオードの下端接点へ接続する。フォトダイオードの上端接点は、すべてのフォトダイオードに対する共通の接点である。図１０は、ピクセルレイアウトを平面図で示す。ここでも、フォトダイオード２６、データ線２４、TFT２９、共通電極３０及びゲート線２２が示される。
図１１は、ダイオード・オントップ技術(on top technology)を断面図で示し、図１２は、ピクセルレイアウトを平面図で示す(線量感知部なしのピクセルに対して)。このデザインにおいて、TFT構造の層はどれもフォトダイオードのために使用されることはない。それは、その代わりに平坦化層(planarisation layer)の上に形成される。この層でビア(via)を介してTFTソース又はドレインに対する接続がなされる。ここでもフォトダイオード２６、データ線２４、TFT２９、共通電極３０及びゲート線２２が示される。
線量感知バージョンに対しては、短絡接続２２ａが必要とされる。この短絡接続が図１１に示される。線量感知部を伴うダイオード・オントップ装置が図１７に示される。短絡接続２２ａは、ソースドレイン金属レベルとゲート金属レベルとの間の接続である(図１７において「出力ピクセルに対するリンク」とラベル付けされる)。この出力リンクは、いくつかのピクセルにおいてのみ必要とされる。短絡接続なしの(１つマスクが少ない)より簡単なプロセスが線量感知部なしの検出器に対して使用されることができる。
図１３は、フォトダイオードを伴う電極オントップ技術を断面図で示す。共通電極３０は、フォトダイオードスタック２６の上端へ接続し、フォトダイオードスタックの下端は、TFT２９のソース又はドレインに直接接続する。図１４は、(線量感知部なしのピクセルに対して)ピクセルレイアウトを平面図で示す。
線量感知バージョンに対しては、短絡接続２２ａがここでも必要とされる。そして、この短絡接続が図１３に示される。線量感知部を伴う電極オントップ装置が図１８に示される。
図１５及び図１６は、図７、８及び図９、１０の平面TFTフォトダイオード技術において実現され、タッピング容量Ctapを持つ線量感知ピクセルを用いる一体型線量感知部をそれぞれ示す。それぞれの場合において、ピクセルレイアウトが平面図で示される。
線量感知出力線は７２として示され、内部線７２ａは、サブアレイのピクセルからの線量感知出力を一緒に接続する線量感知出力線７２に垂直である。(より高い)線量感知出力線７２と(それより低い)内部接続線７２ａとの接続は、リンク７２ｂによるものである。
図１７は、図１１のダイオード・オントップ技術において実現される一体型線量感知部を示す。線量感知線７２は、列コンダクタ線であり、内部接続７２ａは、ゲート線２２のゲート金属層から形成される行線を用いて作られる。ここでも、(より高い)線量感知出力線７２と(それより低い)内部接続線７２ａとの接続は、リンク７２ｂによるものである。
図１８は、電極オントップ技術において実現される一体型線量感知部を示す。線量感知線７２は、ゲート線２２のゲート金属層から形成される行コンダクタであり、内部接続７２ａはリンク７２ｂと共に列線として形成される。これは、多くのクロストークをもたらす。なぜなら、ピクセル電極７９が、他のスーパーピクセルから来て高いクロストークをもたらす線量感知出力線７２の上に直接あるからである。
上述の技術は、フォトダイオード実現を示す。本発明は、直接変換ピクセルデザインに対して適用されることもでき、繰り返すが、多くの異なる技術が存在する。
図１９は、直接変換X線検出器に対する電極オントップ技術を示す。直接変換要素は、TFTの側面方向に与えられるコンデンサ９０を必要とする(図７では唯一８０が示される)。図７は、ゲート金属層８４、ソース／ドレイン金属に形成される読み出し線８６及び共通電極８８を示す。上述のように、電極オントップ技術において、パターン化されたピクセル電極は、構造の上端にあり、必要とされるTFT８０のソース又はドレインへビア８５を介して接続する。このデザインにおいて、読み出し線８６(それは列電極を規定する)と共通電極とが、ソース／ドレイン金属層により規定され、行コンダクタは、ゲート金属層により規定される。
タッピングコンデンサが使用されるとき(図５)、線量感知線７２は、ゲート金属層により形成され、その結果、ソース／ドレイン金属層にあるピクセル信号と線量感知線との間で容量が規定されることができる。従って、線量感知線は、行と平行に伸びていなければならず、ピクセルアレイのサイドエッジに対して伸びていなければならない。そして、共通線量感知線に対するサブアレイにおけるピクセル間の内部接続は、列コンダクタに対して平行に伸び、図１８に示されるように、ソース／ドレイン金属層から作られる。
このタッピング容量が使用されず、図３及び図４に示される種類の回路が採用されると、(共有)出力線は、通常、ソース／ドレイン金属層から形成される列コンダクタとして提供される。そして、内部接続は、ゲート金属層を用いて規定される。
図２０は、この電極オントップ技術に対するピクセルデザインを示し、２つのトランジスタを伴い、図３又は図４のピクセルレイアウトに対応する、共有列検出器と線量感知線４２とを持つピクセルを示す。
直接変換の場合、蓄積コンデンサ１０６が、(下部共通電極１０８を規定する)ゲート金属層とTFT６０、６２のソースドレイン金属との間に作られる。そして、変換層は、コンデンサの上端の上に与えられる。
列における各ピクセルに対する共通電極１０８は、列コンダクタ１０２に接続され、これらはそれら自身ピクセル領域の外側で一緒に接続されることができる。
読み出し線４２は、ゲート金属層から形成され行方向に伸びる内部接続１０４によりサブアレイ内のすべてのピクセルへ接続する。
出力線４２と上端ピクセル電極との間には浮遊容量が存在し、これが、線量感知線がピクセルの近接するサブアレイに対するものであるとき、クロストークを生じさせる。
図２１は、タッピング容量を規定するよう配置される単一のトランジスタを備える、図５の回路を実現する電極オントップ回路の平面図を示す。この場合、線量感知出力７２は、行方向に与えられる。図２１に示される線７２は、ピクセルの異なるサブアレイに対するものである。共通線量感知線に対するサブアレイにおけるピクセルの内部接続は、ソース／ドレイン金属から形成される接続線１０７によるものである。図示されたピクセルに対する内部接続線１０７は、線量感知出力７２には接続しないが、図示されるように、代わりに、内部接続がその図に図示されていない異なる線量感知出力に結合される。タッピング容量７０は、図示されるクロスオーバ(cross over)で規定される。図２１は、実質的に図１８に対応するが、共通電極端子を接続する追加的な列電極１０２を示す。
線７２と上から覆う状態の(overlying)ピクセル電極との間の浮遊容量が、ここでも、結果として、あるサブアレイにおけるピクセルと別のサブアレイからの線量感知出力との間のクロストークを生じさせる可能性がある。
図２２は、直接変換X線検出器に対するコンデンサ・オントップ技術を示す。コンデンサ９０は、TFTの上に与えられる。図２２にはTFT８０が１つだけ示される。図２２は、ゲート金属層８４、読み出し線８６及び共通電極８８も示す。この場合、共通電極８８は、誘電層分TFTから空間を空けられ、ピクセル電極は、この誘電層を通りTFTへ接続する。
この場合、図５の回路が実現されることになるとき、線量感知線７２は、ソース／ドレイン金属により形成され、従って線量感知線は、列と平行に伸び、ピクセルアレイの上端エッジと下端エッジとに向かって伸びる。サブアレイにおけるピクセルの内部接続は、行方向に伸び、ゲート金属層から形成される。すると、タッピングコンデンサは、ピクセル出力が与えられるソースドレイン金属層と、出力線へのピクセル接続を形成する基礎となる(underlying)ゲート金属との間で規定される。
ここでも、ピクセル電極と、ピクセルの近接するサブアレイからの線量感知出力との間の浮遊容量が存在する。
図２３は、コンデンサ・オントップ技術を用いるタッピングコンデンサを備える単一のTFTピクセルを平面図で示し、浮遊容量の問題を説明するのに使用される。
浮遊容量は、１１０として、ピクセルの１つのサブアレイの線量感知線７２と、線量感知線７２が通過する別のサブアレイにおけるピクセルのピクセル電極との間に示される。７２'は、図示される２つのピクセルに対する線量感知出力を表し、１１４は、金属層から形成される、線量感知出力に対する内部ピクセル接続を表す。線量感知線７２'と内部接続１１４との間の接続は、７３で示される。タッピングコンデンサ(図５)は１１６として示され、ソースドレイン金属層と、内部ピクセル接続線１１４との間で規定される。
その第１の側面において、本発明は、線量感知線が与えられる出力コンダクタに対する複数の追加的なスクリーニング電極を与える。そのスクリーニング電極は、ピクセルの各サブアレイに対する線量感知出力コンダクタに実質的に隣接している。本発明は、線量感知出力コンダクタが画像センサ読み出しも提供するか、又は画像センサ読み出し線と線量感知線とが別個に与えられるピクセルに対して適用されることができる。
図２４は、図５に示されるタイプのピクセルに対して、コンデンサ・オントップ技術を用いる実現のための本発明の第１のピクセル装置を平面図で示す。図２３と同じものには、同じ参照番号が使用され、説明が繰り返されることはない。
図示されるように、各線量感知線７２、７２'は、隣接する平行なスクリーニング線１２０を持ち、同じ金属層から形成される。こうして、各線量感知線７２は、スクリーニング電極１２０と出力電極７４との間に挟まれ、３つすべては図１２の例における列方向に平行して伸びる。
図２５は、図３及び図４に示されるタイプのピクセルに対して、ここでもコンデンサ・オントップ技術を用いる実現のための本発明の第２のピクセル装置を平面図で示す。従って、各ピクセルは、２つのTFTを持つ。
再び、各共有線量感知線／出力線４２、４２ａは、隣接する平行なスクリーニング線１２０を持ち、同じ金属層から形成される。また、各線量感知線／出力線４２、４２ａは、スクリーニング電極１２０と駆動電極４６との間に挟まれ、３つすべては図２５の例における列方向に平行して伸びる。４２ａは、図示されたピクセルが接続される共有線量感知線／出力線であり、４２は、ピクセルの異なるサブアレイに対する線量感知線／出力線である。
図２６は、図２４のレイアウトのスクリーニング電極１２０が、層間絶縁膜、つまり、図２２に示される層８８の上端にある共通金属電極にビア１４０を介してどのように接続することができるかを示す。
図２７は、図５に示されるタイプのピクセルに対して、電極オントップ技術を用いる実現に対して、本発明の第２の側面の装置を平面図で示す。図２７は、図２１の従来のレイアウトに対する改良を有する。図２７において、上端ピクセル電極とピクセルの異なるサブアレイに対する線量感知線との間のシールディングが、スクリーニングの異なる形式を用いて与えられる。
図２７において、ソース／ドレイン金属層が、代わりに線量感知線に重なるシールディング構造１５２を規定するのに用いられる。これは、線量感知線７２と上端ピクセル電極との間のシールドとして機能する。
シールディング構造は、すべてのピクセルに対して固定電位にある。図２７は、ピクセルの列に対するシールディング構造が連続的であることができることを示す。従って、ソース／ドレイン金属層は、出力電極７４、シールディング構造１５２及び線量感知線への内部接続１０７へパターン化される。ソース／ドレイン層のこれら３つの要素は、図２７の例における列方向においてすべて平行である。
図２７は、「電極オントップ」技術の１つのバージョンを示し、それは、直接変換のためのものであり、フォトダイオードを伴わない。電極１５２は、共通電極である。フォトダイオードを伴う「電極オントップ」技術に対して、図２９に示されるように、別個のシールディング電極がソースドレイン金属に存在することができるが、共通電極は、フォトダイオードの上端になければならない。図２７において、ビアは１５０として示され、これらは、上側ではピクセル電極に対する、下側では蓄積コンデンサの下端金属に対する接続をなすためのものである。
このデザインにおけるタッピングコンデンサは、もはや図２１のような専用のクロスオーバにより規定される必要がない。その代わり、タッピングコンデンサは、ピクセル電極が誘電体として与えられる上部ポリマ層と共に、内部接続１０７とピクセル電極との間で規定されることができる。クロスオーバに対する必要性を削減することが、歩留まりの欠点の１つの原因を除去する。
図２７のデザインは、列におけるピクセルの共通電極端子のすべてを一緒に接続するための別個の列電極(図２１における１０２)に対する必要性も回避する。ゲートインシュレータを通り必要とされるビアの数もまた減らされる。なぜなら、もはやゲート金属層から形成されるいずれの列電極も存在しないからである。
浮遊容量の１つの原因は、図２７においても残っている。これは、１５４として図示されており、線量感知出力線７２とピクセル電極との間の側面容量結合を有する。なぜなら、ピクセル電極は、蓄積コンデンサの下端金属の大きな領域へ接続されるからである。
図２８において、図示されるように、ソース／ドレイン金属層から形成されるスクリーニング電極１５０がここでも与えられる。これらは、行方向に伸び、従って、線量感知線７２とは平行である。各線量感知線７２は、従って、スクリーニング電極１５０と行コンダクタ４４との間に挟まれ、これら３つのコンダクタは、同じ金属層から形成され、互いに平行である。
図２９は、フォトダイオードピクセルに対する本発明の追加的な例を示し、そこでは、正確に線量感知線７２を覆うような形状をした別個のスクリーニング電極１５１が与えられる。この図は、図１８の構造、つまり(直接変換ではなく)フォトダイオードピクセル構造に対する電極オントップ技術への本発明の実現を表す。スクリーニング電極１５１構造は、ピクセル構造の他の部分へ接続されないが、列データ線２４及びピクセルの内部線量感知線７２ａと同じ層から形成される。シールディング層１５１は、図１８でむき出し(exposed)の線量感知出力線７２のほとんどを覆う。タッピングコンデンサCtapは、ピクセル電極７９への厚い誘電体を通して直接の重複により与えられると仮定される。しかしながら、図１８に見られるような別個のタッピングコンデンサがなお使用されることができるであろう。
図３０は、再度図１８の構造、つまりフォトダイオードピクセル構造に対する電極オントップ技術に対する本発明の実現を示すが、スクリーニング電極として使用される線量感知内部線７２ａを伴う(従って、図２９の別個にパターン化された構造１５１に対する必要性を回避する)。ここでも、シールディング層７２ａは、図１８でむき出しの線量感知出力線７２のほとんどを覆う。この実現は、１つの線及び関連付けられるクロスオーバを減らす。また、図１８に見られるような別個のタッピングコンデンサがなお使用されることができるであろう。ピクセル電極７９は、線量感知出力線がそのピクセル電極と直接に重複することがないような形状とされる。その結果、むき出しのままの線量感知出力線の部分が、ピクセル電極により覆われない。
多くの異なる技術が上記に示される。本発明は、こうした異なる技術を異なる態様で変形するのに使用されることができる。本発明は、追加的な垂直スクリーニング電極、追加的な水平スクリーニング電極及び垂直線量感知内部線を用いるスクリーニング電極として、特に、線量感知出力線が最下部の金属であるとき実現されることができる。
これらの異なる手法は、１つ又は複数の異なる利用可能な技術にそれぞれ適している。つまり、平面TFTフォトダイオード、ダイオード・オントップ、電極オントップ(直接変換のため及びフォトダイオード・ピクセルタイプのため)及びコンデンサ・オントップである。本発明は、線量感知ピクセルサブアレイが、ただ１つのTFTのみを必要とするタッピングコンデンサピクセルだけでなくツインTFTマルチプレキシングピクセルを用いても実現されるようなピクセル構成に適用されることができる。
線量感知内部電極をスクリーニング電極として使用することは、電極オントップ技術を用いるフォトダイオードピクセルの実現に特に適している。そこでは、共通電極がフォトダイオードの上端にあるよう制約される。電極オントップ、コンデンサ・オントップ及びダイオード・オントップ技術において、すでに都合よく位置する共通電極があり、それがスクリーンとして機能する(例えば図２７にあるように)。
上述されたように、特に注目する画像の領域に対する最適な画像コントラストを与えるための被ばく制御が好ましく実行される。そこで、行われる特定のX線検査に対して、注目するサブアレイの特定のパターンを処理ユニットが分析することが可能である。
更に、重み付き線量信号及び線量レート信号を得るため、特定の線量感知ピクセルサブアレイに対して異なる重みが割り当てられることができる。
線量感知信号は、アナログ領域において、又は被ばく情報を得るためのサンプリングの後に解析されることができる。所与の条件に達すると、サンプリングされた出力の解析が、結果として、読み出し段階により後続されるX線被ばく期間の終了を生じさせる。X線被ばくはパルス化されることができ(pulsed)、被ばく制御は、いつX線被ばくが終わるかを指示する。
上述された例において、線量感知ピクセルはそれぞれの場合で、4x4ピクセルのブロックを形成するよう概略的に示される。もちろん、これは必ずしもあてはまらなくてよい。実際、線量感知ピクセルがより多くのグループでグループ化されることもあるであろう。もちろん、アレイは必ずしも同じ数の行及び列を持つ必要はないであろう。実際、共通線量感知信号出力を共有するピクセルブロックが必ずしも方形ではない場合があるであろう。
半導体デバイスを形成することに関する製造プロセスは、詳細には説明されていない。本発明のピクセル構成は、従来のセルに対して適用される薄膜技術を用いて実現されることができる。通常、斯かるデバイスは、薄膜技術を用いて加工される非結晶質又は多結晶シリコンデバイスである。
様々な変形が当業者には明らかであろう。
知られたX線検査装置を示す図である。 図１の装置で使用される半導体画像センサに対する第１の知られたピクセルレイアウトを示す図である。 図１の装置で使用される半導体画像センサに対する第２の知られたピクセルレイアウトを示す図である。 線量感知機能を備える第１の知られたピクセル装置を示す図である。 線量感知機能を備える第２の知られたピクセル装置を示す図である。 線量感知機能を備える第３の知られたピクセル装置を示す図である。 共有線量感知出力を提供するために、知られた態様でどのようにピクセルがサブアレイにグループ化されることができるかを示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 半導体画像センサを実現し、本発明を実現するのに採用されることができる様々な知られた技術を、断面図及び平面図で示す図である。 図５に示されるタイプのピクセルに対する、コンデンサ・オントップ技術を用いる実現のための本発明の第１のピクセル装置を、平面図で示す図である。 図３及び図４に示されるタイプのピクセルに対する、コンデンサ・オントップ技術を用いる実現のための本発明の第２のピクセル装置を、平面図で示す図である。 図２４のピクセル間の接続を示す図である。 図５に示されるタイプのピクセルに対する、電極オントップ技術を用いる実現のための本発明の第３のピクセル装置を、平面図で示す図である。 図２７のピクセル装置の改良を示す図である。 図５に示されるタイプのピクセルに対する、電極オントップ技術を用いる実現のための本発明の第４のピクセル装置を、平面図で示す図である。 図２９のピクセル装置の改良を示す図である。

Claims (29)

  1. 入射放射線を電荷の流れへ変換する変換要素を各ピクセルが有する検出器ピクセルのアレイと、電荷蓄積要素と、蓄積された電荷が前記ピクセルの出力へ与えられることを可能にするスイッチング装置とを有するX線検出器装置であって、前記ピクセルアレイが、複数のサブアレイに配置され、各サブアレイは、複数のピクセルを有し、各サブアレイにおける前記ピクセルが、前記ピクセルアレイの周囲へ伸びる線量感知出力コンダクタに与えられる共通センシング出力を共有し、一のピクセルサブアレイに対する前記線量感知出力コンダクタは、別のピクセルサブアレイにより占められる領域を通過し、
    複数の追加的なスクリーニング電極が与えられ、前記スクリーニング電極は各ピクセルサブアレイに対する前記線量感知出力コンダクタに実質的に隣接している、X線検出器装置。
  2. 前記スクリーニング電極が、前記線量感知出力コンダクタと同じプロセス層から形成される、請求項１に記載の装置。
  3. 各線量感知出力コンダクタが、スクリーン電極と追加的な電極との間に挟まれ、前記線量感知出力コンダクタ、スクリーニング電極及び追加的な電極は、互いに平行で前記同じプロセス層から形成される、請求項２に記載の装置。
  4. 前記ピクセルが行及び列に配置され、前記線量感知出力コンダクタは列方向に伸びる、請求項１乃至３のいずれかに記載の装置。
  5. 前記線量感知出力コンダクタが、前記検出器出力コンダクタとしても機能する、請求項４に記載の装置。
  6. 前記ピクセルが行及び列に配置され、前記線量感知出力コンダクタは行方向に伸びる、請求項１乃至３のいずれか一項に記載の装置。
  7. 列方向に伸びる検出器出力コンダクタが与えられる、請求項６に記載の装置。
  8. 前記スクリーニング電極が、すべて電気的に一緒に接続される、請求項１乃至７のいずれかに記載の装置。
  9. 前記スクリーニング電極が、前記ピクセルアレイの外側ですべて電気的に一緒に接続される、請求項８に記載の装置。
  10. 前記検出器装置が、２つのモードで動作可能であり、第１のモードにおいては、電荷の流れが、入射放射線に応じて線量感知信号としての測定用の線量感知出力と部分的に結合され、第２のモードにおいては、電荷の流れが、前記電荷蓄積要素と検出信号としての測定用の前記線量感知出力との間のピクセルスイッチング装置を通して結合され、前記スイッチング装置は、前記サブアレイ内の単一のピクセルが選択されることを可能にする第１及び第２の制御信号によりスイッチオンされる、請求項５に記載の装置。
  11. 各ピクセルに対するピクセル電極が、前記アレイの上部領域で形成され、前記線量感知出力コンダクタは、前記アレイの下部領域で形成され、各ピクセルが、他のピクセルサブアレイに対する前記線量感知出力コンダクタと重なり、かつ前記ピクセルサブアレイにより占められる前記領域を通る中間コンダクタ層を更に有する、請求項１乃至１０のいずれかに記載の装置。
  12. 前記線量感知出力が、行アドレスコンダクタも形成する層から形成される、請求項１１に記載の装置。
  13. 前記中間コンダクタ層が、前記検出器出力コンダクタも形成する層から形成される、請求項１１又は１２に記載の装置。
  14. 入射X線信号を光学信号へ変換する変換層を更に有し、前記変換要素が光学センサを有する、請求項１乃至１３のいずれかに記載の装置。
  15. 前記光学センサが、フォトダイオードを有する、請求項１４に記載の装置。
  16. 前記電荷蓄積要素が、前記フォトダイオードの自己容量を有する、請求項１４に記載の装置。
  17. 前記変換要素が、フォトコンダクタを有する、請求項１乃至１３のいずれか一項に記載の装置。
  18. 読み出し増幅器が、各ピクセルサブアレイに対して与えられる、請求項１乃至１７のいずれかに記載の装置。
  19. 入射放射線を電荷の流れへ変換する変換要素を各ピクセルが有する検出器ピクセルのアレイと、電荷蓄積要素と、蓄積された電荷が前記ピクセルの出力へ与えられることを可能にするスイッチング装置とを有するX線検出器装置であって、前記ピクセルアレイが、複数のサブアレイに配置され、各サブアレイは、複数のピクセルを有し、各サブアレイにおける前記ピクセルが、前記ピクセルアレイの周囲へ伸びる線量感知出力コンダクタに与えられる共通センシング出力を共有し、一のピクセルサブアレイに対する前記線量感知出力コンダクタは、別のピクセルサブアレイにより占められる領域を通過し、各ピクセルが、前記アレイの上部領域に形成される各ピクセルに対するピクセル電極を更に有し、前記線量感知出力コンダクタは、前記アレイの下部領域に形成され、
    各ピクセルが、他のピクセルサブアレイに対する前記線量感知出力コンダクタと重なり、かつ前記ピクセルサブアレイにより占められる前記領域を通る中間コンダクタ層を更に有する、X線検出器装置。
  20. 前記ピクセルが行及び列に配置され、前記線量感知出力コンダクタは行方向に伸びる、請求項１９に記載の装置。
  21. 列方向に伸びる検出器出力コンダクタが与えられる、請求項２０に記載の装置。
  22. 前記線量感知出力が、行アドレスコンダクタも形成する層から形成される、請求項２１に記載の装置。
  23. 前記中間コンダクタ層が、前記検出器出力コンダクタも形成する層から形成される、請求項２１又は２２に記載の装置。
  24. 複数の追加的なスクリーニング電極が与えられ、前記スクリーニング電極は各ピクセルサブアレイに対する前記線量感知出力コンダクタに実質的に隣接している、請求項１９乃至２３のいずれか一項に記載の装置。
  25. 各ピクセルサブアレイが、タッピング容量を通る前記線量感知出力へ各ピクセルを結合する内部接続を更に有し、前記タッピング容量は、前記内部接続と前記ピクセル電極との間で規定される、請求項１９乃至２４のいずれか一項に記載の装置。
  26. 前記内部接続が、前記中間コンダクタ層により規定される、請求項２５に記載の装置。
  27. 各ピクセルサブアレイが、前記線量感知出力へ各ピクセルを結合する内部接続を更に有し、前記内部接続は、前記中間コンダクタ層により規定される、請求項１９乃至２４のいずれか一項に記載の装置。
  28. 各ピクセルの前記変換要素が、フォトダイオードを有する、請求項１９乃至２７のいずれか一項に記載の装置。
  29. 検査される対象物をX線エネルギーに照射させるX線源と、
    前記検査される対象物による減衰の後のX線画像を受信する、請求項１乃至２８のいずれかに記載のX線検出器とを有するX線検査装置。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20130132860A (ko) * 2010-12-15 2013-12-05 케어스트림 헬스 인코포레이티드 고 전하 용량 픽셀 아키텍처, 광전 변환 장치, 방사선 촬상 시스템 및 그 방법

Families Citing this family (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7759680B2 (en) 2005-11-30 2010-07-20 General Electric Company Thin-film transistor and diode array for an imager panel or the like
US7605376B2 (en) * 2007-10-29 2009-10-20 Fairchild Imaging, Inc. CMOS sensor adapted for dental x-ray imaging
CN110398769B (zh) * 2008-06-16 2024-03-22 皇家飞利浦电子股份有限公司 辐射探测器和制造辐射探测器的方法
RU2566539C2 (ru) 2009-12-15 2015-10-27 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Компенсация параметров детекторного элемента построения изображения на основе дозы излучения
US8827554B2 (en) 2010-04-13 2014-09-09 Carestream Health, Inc. Tube alignment for mobile radiography system
US8873712B2 (en) 2010-04-13 2014-10-28 Carestream Health, Inc. Exposure control using digital radiography detector
US8821017B2 (en) 2010-04-13 2014-09-02 Carestream Health, Inc. Projector as collimator light
US8824634B2 (en) 2010-04-13 2014-09-02 Carestream Health, Inc. Configurable AEC sensor for an X-ray system
US10165992B2 (en) 2010-10-18 2019-01-01 Carestream Health, Inc. X-ray imaging systems and devices
US8821015B2 (en) 2011-03-08 2014-09-02 Carestream Health, Inc. Alignment apparatus for X-ray imaging system
US8792618B2 (en) 2011-12-31 2014-07-29 Carestream Health, Inc. Radiographic detector including block address pixel architecture, imaging apparatus and methods using the same
WO2013126502A1 (en) 2012-02-22 2013-08-29 Carestream Health, Inc. Mobile radiographic apparatus/methods with tomosynthesis capability
KR101965259B1 (ko) * 2012-07-27 2019-08-08 삼성디스플레이 주식회사 엑스선 검출기
JP6555909B2 (ja) * 2015-03-20 2019-08-07 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
JP6576102B2 (ja) * 2015-05-26 2019-09-18 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、放射線撮像システム、積算照射量を求める方法および露出制御方法
US9658347B2 (en) 2015-06-15 2017-05-23 General Electric Company Digital X-ray detector having multi-tap pixels
CN110034136B (zh) * 2017-12-08 2022-12-16 X-Scan映像股份有限公司 基于集成并排式像素阵列传感器的多能量x射线检测器
EP3653124A1 (en) 2018-11-15 2020-05-20 Koninklijke Philips N.V. System for adjusting a relative position of an interior body portion relative to an x-ray sensitive surface
US11846739B2 (en) * 2021-01-12 2023-12-19 Innocare Optoelectronics Corporation Circuit for sensing X-ray
FR3119708B1 (fr) * 2021-02-11 2023-08-25 Trixell Détecteur numérique à étages de conversion superposés
CN117321769A (zh) * 2022-04-28 2023-12-29 京东方科技集团股份有限公司 光电探测器及电子设备

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0645578A (ja) * 1992-07-27 1994-02-18 Nec Corp 薄膜イメージセンサ
JPH09171080A (ja) * 1995-09-05 1997-06-30 General Electric Co <Ge> 固体放射線イメージング装置
JP2001116846A (ja) * 1999-07-13 2001-04-27 Edge Medical Devices Ltd 放射線撮像装置、放射線感知装置、放射線撮像方法、及び検出及び制御のための方法
WO2002025314A1 (en) * 2000-09-20 2002-03-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Exposure control in an x-ray image detector
WO2003100459A1 (en) * 2002-05-24 2003-12-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. X-ray detector array for both imgaging and measuring dose__

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR900003772B1 (ko) * 1984-11-28 1990-05-31 가부시끼가이샤 도시바 이미지 센서(image sensor)
DE4426451C2 (de) 1994-07-26 1998-07-16 Siemens Ag Röntgendiagnostikeinrichtungen mit einem Festkörperbildwandler
JP2001509252A (ja) 1995-07-31 2001-07-10 リットン システムズ カナダ リミテッド 電子ノイズの少ない放射線画像形成のためのフラットパネル検出器
US5610404A (en) 1995-09-05 1997-03-11 General Electric Company Flat panel imaging device with ground plane electrode
US5770871A (en) 1996-06-20 1998-06-23 Xerox Corporation Sensor array with anticoupling layer between data lines and charge collection electrodes
JP2001210813A (ja) * 2000-01-27 2001-08-03 Sharp Corp 二次元画像検出器およびその製造方法
US6404851B1 (en) 2000-03-30 2002-06-11 General Electric Company Method and apparatus for automatic exposure control using localized capacitive coupling in a matrix-addressed imaging panel

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0645578A (ja) * 1992-07-27 1994-02-18 Nec Corp 薄膜イメージセンサ
JPH09171080A (ja) * 1995-09-05 1997-06-30 General Electric Co <Ge> 固体放射線イメージング装置
JP2001116846A (ja) * 1999-07-13 2001-04-27 Edge Medical Devices Ltd 放射線撮像装置、放射線感知装置、放射線撮像方法、及び検出及び制御のための方法
WO2002025314A1 (en) * 2000-09-20 2002-03-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Exposure control in an x-ray image detector
WO2003100459A1 (en) * 2002-05-24 2003-12-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. X-ray detector array for both imgaging and measuring dose__

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20130132860A (ko) * 2010-12-15 2013-12-05 케어스트림 헬스 인코포레이티드 고 전하 용량 픽셀 아키텍처, 광전 변환 장치, 방사선 촬상 시스템 및 그 방법
KR101977422B1 (ko) * 2010-12-15 2019-05-10 케어스트림 헬스 인코포레이티드 고 전하 용량 픽셀, 픽셀 아키텍처, 광전 변환 장치, 방사선 촬상 시스템 및 그 방법

Also Published As

Publication number Publication date
US7601961B2 (en) 2009-10-13
CN1969387A (zh) 2007-05-23
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CN100505284C (zh) 2009-06-24
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