利用X射线检测的放射传感器的制作方法

本发明涉及医学成像，更具体地，本发明涉及口腔内牙科放射学。现代牙科放射学系统利用硅基mos技术的图像传感器，其上覆盖了一层闪烁体材料，将x射线转换为硅对其敏感的波长范围内的可见光。图像传感器汇集了由闪烁体产生的光所产生的电荷。

背景技术：

传感器包括有源像素矩阵，每个像素包括光敏元件(最常见的是光电二极管)和若干晶体管，使得在像素中由光所产生的电荷被收集以转换成电压。传感器组件是由时序电路来操控的，以确保像素的复位，以及确保电荷经过从汇集开始的瞬间开始的一定时期被汇集，最后确保表示像素中积累电荷的电压被读出。这些电压由放置于矩阵的每一列像素的底部的读出电路来读出。像素行是通过利用行解码器，同时寻址这一行的所有像素来读出的；为了达到这个目标，每个像素都包括行选择晶体管，行选择晶体管由来自行解码器的命令来打开，这是对同一行的所有像素同时进行的。然后，行选择晶体管将像素连接至各自的列导线(列导线为同一像素列的所有像素所共用)，以向该列导线传送有用信号，有用信号代表位于选中的行和所述列的交叉点的像素中所产生的电荷。传送同时发生在行的所有像素点上，每个像素都传送至各自的列导线。

放射传感器被放置在待观察的人体部分的后面，因此，口腔内的牙科放射传感器被放置在患者的口腔内，靠近待观察的牙齿区域。x射线源被放置在患者的口腔外，面对着传感器，并用透过待观察的生物组织或其它物质的x射线的短暂闪光对传感器进行曝光。

在对使用这种系统的重要限制中，尤其应当考虑将患者以及他或她周围的人曝光在x射线下的风险。在仍然能获得所观察的区域的良好图像的同时，有必要将x射线的传送剂量降到最低。由于这个原因，x射线源发射对应于有限辐射剂量的短暂闪光。

这就要求传感器可以在发射闪光的时候立即记录图像，否则就会浪费掉一部分的传送剂量。然而，同样重要的是，在开始照射之前并不开始进行成像，因为即使在没有x射线时，由于光电二极管中存在暗电流(也就是，即使在没有光，因此也没有x射线的情况下产生的电流)，像素也会收集电荷。这些电荷必须在成像开始前移除。

因此，试图将光电二极管中有用电荷汇集的开始和x射线闪光的开始进行同步。类似地，试图将有用电荷汇集的结束与x射线闪光的结束进行同步。

在现有技术中，已经利用了多个解决方案来实现这种同步。

一个解决方案包括利用在传感器和x射线源之间有线连接，来在x射线源启动时触发电子图像的汇集。然而，在拍摄放射图像的拥挤的医疗环境中，最好避免有线连接。此外，有线连接要求传感器和源之间的公共协议，这很难与传感器可以以任何源来曝光的要求进行协调，或者反过来，很难与源可以照射任何传感器的要求进行协调。

因此，也提出了将x射线检测器放置于图像传感器的旁边，在口腔内或口腔外；这要求额外的部件和该部件和传感器之间的连接。

在其只适用于利用ccd技术的传感器，而不适用于利用mos技术的传感器的一个特殊情况下，传感器具有ccd中心电荷传送寄存器，由传感器的两部分所产生的电荷在逐步传送至矩阵之外的电荷至电压转换电路之前传送至具有ccd中心电荷传送寄存器，曾提出(专利us5510623)不遮蔽中心寄存器进行避光，而实际上应该遮蔽中心寄存器以进行避光。寄存器是基于硅的，因此自然是光敏的。如果它接收到光，它就会收集电荷，并将其电荷传送到电荷至电压转换电路中。对由此产生的电压电平进行连续监测；它代表着在x射线闪光开始之前的暗电流噪声；如果该电平显著增大，则意味着x射线闪光已经开始，可以触发完整的图像拍摄动作。这个解决方案不能转移到没有读出电荷传送寄存器的cmos传感器上；此外，在中心寄存器读出在矩阵中产生的电荷的同时，由于中心寄存器对光线敏感而干扰传感器的工作，从而对图像产生不利影响。

在另一个解决方案中，利用ccd技术，三个x射线检测二极管放置于像素矩阵的后面。这样的技术要求更多的制造步骤。

在另一个解决方案中，在整个矩阵中分布的像素被用作参考像素，并对其进行监测，如果一定数量的这些参考像素的电平超过了阈值，则触发图像的拍摄。这要求特定的寻址方式来读出参考像素。如果利用多个像素的参考区域来进行这种检测，那么这种情况也会发生。

在另一个解决方案中，为了检测x射线闪光的到达，提供了比像素大并且能够环绕整个矩阵的探测单元。这个解决方案占用空间，并且检测可能发生在由于x射线必须通过的障碍而少有x射线到达的地方。

在一个具体解决方案中，将通过像素读出的整体图像与在x射线曝光之前在黑暗中拍摄的图像进行比较。当读出图像突然变得与在黑暗中拍摄的图像显著不同时，推断闪光已经开始。这要求读出整个矩阵以获取整体图像的亮度水平突然改变的这个信息。

专利文献us2007/0176109回顾了从多个专利文献中获取的这些解决方案，并提出了另一个解决方案，利用像素来检测x射线的到达，其响应时间比矩阵的普通像素更快。这些像素位于矩阵的外围，可以通过与矩阵的像素相同的寻址方式来寻址。优选地，它们比矩阵的像素更大，因此占用了更多的空间。

在文献wo2011/008421中，像素矩阵利用子采样来读出，也就是，不是所有像素都被读出；只有位于外围的那些像素点才会被读出，以检测x射线的到达。这使得传感器及其时序电路的内部布置变得复杂。

检测x射线闪光到达的像素的暗电流取决于可能显著变化的周围的环境温度条件，考虑到这样的事实，在专利ep0757474中，指出了检测阈值是渐进的，并且依赖于先前的图像。

技术实现要素：

为了避免现有技术的装置的缺点，至少为了在这些装置中的每一个所施加的约束之间达成更好的折衷，本发明提出改进传感器上现有的检测装置。

本发明提出了利用mos技术的口腔放射图像传感器，以如下方式构建：它包括光敏像素的行和列的矩阵，每一个光敏像素都包括光电二极管和带有晶体管的电路，其使得由光在像素中产生的电荷被收集并转换为电压，并且传感器包括列导线，对于每一列像素，所述列导线为列的所有像素所共用，所述列导线连接到对应于列的读出电路，并且传感器包括行寻址电路，用于寻址选定行的像素，并将有用信号传送至列导线，有用信号由选定行的像素所产生，并表示这些像素的亮度。

根据本发明的传感器的特征在于，其包括，在矩阵的中间，取代了中心列或中心行像素的光电二极管序列，光电二极管都是在其一侧平行地电连接至参考电位，在另一侧电连接至沿着光电二极管序列延伸的同一检测导线，这个检测导线被连接至检测电路，在检测到的电流或电流的变化超过表示x射线闪光已经启动的阈值时，传送用于触发拍摄图像的信号。

如果传感器通常为矩形形状(可选地具有切角)，因此具有长度和宽度，其中长度大于宽度，规定光电二极管序列放置为定位于长度方向，取代列或行。在大多数情况下,列(沿信号收集的方向)定位于长度方向，但这不是必须的；然后，用于检测x射线闪光的光电二极管序列和检测导线沿收集有用的信号的列导线的方向延伸。

光电二极管优选地以与环绕其的像素列或像素行中的像素相同的间距分布。这些光电二极管在技术上与像素的光电二极管是完全相同的，它们优选地具有相同的尺寸。

在具体实施方案中，还规定在列中，在行中或在两者中的一个或更多个其它光电二极管序列，每个都占据了全部或部分它们所取代的像素列或像素行。

附图说明

在阅读以下详细描述并参考附图之后，本发明的其它特点和优点将变得明显，其中：

-图1显示了现有技术的牙科放射传感器的总体视图；

-图2显示了在现有技术的一个实施方案中，像素矩阵的总体布置；

-图3显示了在根据本发明的牙科放射传感器中，像素矩阵的总体布置；

-图4显示了对应于根据本发明的传感器的架构的电路图；

-图5显示了在列中具有多个检测光电二极管序列的矩阵的示例性布置；

-图6显示了具有一列和一行检测光电二极管的示例性布置；

-图7显示了这样的示例性布置，其中，在一列中有中心光电二极管序列，在三种不同的行中有多个光电二极管序列，每一个只占一行的一部分。

具体实施方式

图1的比例尺为1，其显示了口腔内牙科放射传感器10，其包括覆盖着闪烁体的可见光图像传感器，闪烁体在x射线的影响下发射可见光，整个组件被封闭在包里，包的尺寸(到一侧的距离为几厘米，厚度为几毫米)使得其可以引入患者的口腔。传感器包括输出电缆20，但是在传感器和用来接收电子图像的计算机之间也可以进行无线通信。

可见光图像传感器是由单晶硅制成的，单晶硅对闪烁体发射的可见光敏感。可见光图像传感器由光敏像素矩阵以及控制和读出电路构成，控制和读出电路能够触发电子图像的获取，并能够从每个像素中提取出表示这个像素的亮度的有用的信号。

出于患者舒适的原因，传感器的包可以是如图1所示的具有切角的矩形形状，而且其上形成了像素矩阵以及控制和读出电路的汇集电路芯片本身优选地就是具有切角的矩形形状。这种汇集电路芯片如图2所示，由附图标记cpt来表示。光敏像素矩阵由mpix来表示；它包括按照固定的间隔的规则布置的像素列和像素行。附图标记cpix表示作为示例所用并以阴影线来显示的像素列；类似地，附图标记lpix表示作为示例所用并以阴影线来显示的像素行。包括控制和读出电路的时序电路，在这里以一种高度简化的方式象征性地来呈现：

-行解码器ldec，其在芯片上的一个长度的侧面边缘上，或者甚至是在两个边缘上，它用来通过行导线来连续地寻址多行像素，每一个行导线都连接了同一行的所有像素；

-读出电路rd，其用于从被寻址行的像素提取有用信号；该信号由连接了同一像素列的所有像素的列导线来收集，并由这些导线引导至位于矩阵底部的读出电路rd。

汇集电路芯片的输出埠plt使得模拟或数字电子信号从芯片发送出去，所述模拟或数字电子信号表示在x射线下曝光而产生的电子图像。

以下，因为术语“行”和“列”可以是任意的，按照惯例，认为“行”这个词用于在由行解码器寻址的行导线的方向上延伸的像素行，而“列”这个词用于在收集来自像素的有用信号的列导线的方向上延伸的像素列。除非另有说明，像素被逐行寻址，并且在各列的底部收集有用信号。

当传感器是矩形形状(可选地，具有切角)，而不是正方形(通常情况下是这样)时，列通常定位于长度方向，而行定位于宽度的方向，但这不是必须的。

图3显示了根据本发明的传感器的布置。在传感器的长度方向和矩阵mpix的中间，一列像素已经被检测光电二极管序列sphx所取代，所有这些都连接至同一检测导线cd，检测导线cd沿被取代的列延伸，并连接至位于矩阵底部的检测电路dx。图3以符号形式显示了扩大的局部视图，更好地解释了这一点：矩阵由像素组成，像素以特定的间隔沿行有规律地分布，并且每个像素都以阴影的正方形来表示，每个像素包括一个光电二极管和若干晶体管；矩阵的一个中心列被简单的光电二极管所取代，每个光电二极管都以圆形来表示，并且这些光电二极管都直接连接至公共的检测导线cd，公共的检测导线cd本身连接至检测电路dx。矩阵的间距是恒定的，从某种意义上说，光电二极管序列占据了等于像素的行间距的最大宽度。

优选地，这个序列检测光电二极管以与像素相同的列间距分布在列的方向上。行间距和列间距在原则上是完全相同的。

此外，优选地，而不是必须的，光电二极管序列在像素矩阵的全部或几乎全部高度上延伸。

最后，优选地，在有源像素中的光电二极管在所有方面(技术和尺寸)都是完全相同的。

图4显示了对应于这种布置的电路图，在例子中，每个像素包括光电二极管ph和三个mos晶体管，它们是：晶体管trs，其用于在汇集的开始周期性地复位光电二极管；读出晶体管tl，其连接在使得出现在其栅极的电位复制到其源极的电压跟随器配置中；以及，行选择晶体管ts，其由行导线(图中未显示)控制，行导线连接至由行解码器控制的一行的所有的晶体管ts。当选择晶体管打开时，选择晶体管将读出晶体管连接至列导线cc。在图4中没有显示使得在x射线闪光的时候获取电子图像的时序电路(包括行解码器)；时序电路控制复位晶体管和行选择晶体管。像素可以包括第四个晶体管(或传送晶体管)，这对应于当像素以被这个晶体管从光电二极管中分离出中间存储节点的方式来构造的情形。然后，复位晶体管被用来复位存储节点。最后，为了分别复位光电二极管和中间存储节点，可以设置第五个晶体管。

序列sphx的每个检测光电二极管都封装在留给像素的空间内，但这个空间并不包括任何晶体管(或者，如果出于简化矩阵的设计模式的目的，它真的包括了晶体管，这些晶体管也并不像另外那些矩阵的像素的晶体管那样被控制，具体地，它们不连接至行解码器)。这些光电二极管phx都连接至地电位，即，连接至像素的所有光电二极管ph都连接到的参考电位，而且它们都额外地直接连接(也就是说，没有可控制的晶体管的介入)至列导线cd。因此，行解码器不用来寻址光电二极管phx，因为这些光电二极管有组织地连接至导线cd，并不断为导线cd提供有x射线闪光时它们在光的影响下产生的电流，或者没有x射线时它们产生的不可避免的暗电流。

检测电路dx具有连接至检测导线cd的输入。这个电路可以具有非常简单的阈值比较函数，它将输出信号传送给像素矩阵的总时序发生器，以便在检测器接收到的电流超过确定的阈值时，授权触发完整的图像拍摄动作。

电流的阈值可以是固定的阈值，或者根据环境条件自动调整的阈值(特别是根据温度情况)。在固定阈值的情况下，选择阈值以使得具有足够的值，当电流随着温度升高而增加时，在光电二极管序列的暗电流的影响下，该值不引起触发。在自动调整阈值的情况下，可以考虑多个解决方案。例如，可以规定由热敏电路产生的变量阈值随温度而增加。另一种可能是该阈值定义为特定值，其高于在x射线曝光之前导线接收到的暗电流的均值；因此，只有由于x射线闪光引起的突发的电流尖峰，才会导致超过阈值并触发图像的拍摄。还有另一种可能是阈值定义为两个连续时刻之间的时间微分，阈值为接收到的电流的增长梯度阈值。

实际上，电流经由简单的电流至电压转换电路(例如电容跨阻抗放大器(ctia))来转换成电压，利用这个电压作为绝对值或变差，来生成授权拍摄电子图像的信号。在最简单的情况下将使用简单的阈值电压比较器。

放置于矩阵和矩形传感器的最长的长度方向的中间的检测光电二极管序列phx具有非常巨大的优势，其通常比放置在像素矩阵边上的光电二极管接收更大剂量的x射线(即由x射线所产生的光的剂量，但为了简单和方便，将称为x射线的剂量)。具体地，当传感器在口腔中时，它这样放置使得在长度方向的中间行更少地被患者的牙齿或下巴所遮蔽。相反地，如果一个光电二极管序列放置于矩阵的边上，它往往会被下巴或牙齿所遮蔽，并且将接收少了许多的x射线。然而，重要的是，当开始接收x射线闪光时立即触发汇集，因此重要的是，光电二极管序列尽可能少遮蔽以更快地反应。本发明使得可以优化快速检测出现x射线闪光的可能性。

例如，当想要的图像是在患者咬住传感器支架的时候(口腔几乎关闭的情况下)拍摄的图像时，传感器放置在支架上，以使得长度方向的中间行沿支架放置。由于支架对x射线是透明的，它使得x射线的剂量直接传送至沿着传感器的中间行对齐的光电二极管序列。因此，即使在这种口腔关闭的特殊情况下，光电二极管序列也特别好地在x射线下曝光。

由于光电二极管序列只占据了一列像素的宽度，所以它对最终的电子图像的干扰非常小。典型地，像素的尺寸可以是20微米乘20微米，而医生用于诊断用途的使用细节的尺寸很少小于100微米乘100微米。每一行中丢失的像素的亮度值是通过在同一行的相邻像素之间的插值来重建的，这很容易实现，因为所有丢失的像素都位于各行中相同的中间位置。

在不需要检测光电二极管具有大于一个像素的面积的情况下，成序列的大量(数百)检测光电二极管phx使得可以获得足够的检测电流。

原则上检测电路dx将和矩阵的读出电路rd一起放置在像素矩阵的底部。在图3中，检测电路dx显示为位于读出电路rd的下方，但这不是必须的。具体地，它的位置取决于它的体积，体积的大小取决于所设想的实施方案，并取决于所期望的功能(检测x射线闪光的出现，检测接收到的剂量以停止图像拍摄，触发闪光的结束)。

制造光电二极管序列非常简单，因为光电二极管在技术上与矩阵中有用的像素的光电二极管完全相同。

检测光电二极管序列和检测导线cd也可用于确定图像拍摄的结束。具体地，可以汇集代表导线cd所接收到的电流的信号；然后，电流的积分代表了由光电二极管序列所接收到的x射线剂量。这个剂量代表了患者所接收的剂量。因此，用于控制汇集结束的电路可以像电路dx这样连接至导线cd，以检测接收到的剂量并控制时序电路，从而结束在像素中电荷的汇集。一旦接收到的剂量达到预定值，可以利用光电二极管序列和检测导线来阻止x射线闪光。于是，用于控制x射线闪光结束的电路必须连接至检测导线cd上，并且一旦接收到的剂量足够，这个电路就向x射线源发送停止信号(例如通过有线连接)。用于控制x射线闪光结束的电路可以与用于控制汇集结束的电路相同。

在由行解码器来解码的像素行定位于传感器的最长的长度方向的情况下，沿最长的长度方向放置在矩阵中间的光电二极管序列通过占据这一行的宽度来取代一行像素。

为了确保即使在传感器被放置在口腔中，使得传感器的中间行部分地被下巴或牙齿所遮蔽的情况下的有效检测，可以规定与传感器最长的长度方向对齐的一个或两个其它次级光电二极管序列，平行于第一序列，并且每个都取代了相应的像素列(或行)。这些其它光电二极管序列中的每一个都连接至平行于序列延伸的导线，并连接至检测导线cd上。这些其它序列的电流被添加到第一光电二极管序列所产生的电流中。

图5显示了如下的示例，其中，两个其它光电二极管序列sphx1和sphx2分别取代了在中心列sphx的两侧的两个其它像素列。在这种情况下，图像信息也通过对信号的插值来重建，所述信号由位于检测光电二极管两侧的行上的两个像素来提供。

出于同样的目的，也可以添加与垂直于传感器的长度的方向一致的光电二极管序列。连接这个附加光电二极管序列的公共导线被连接至第一序列sphx的导线cd，以使得来自两个序列的光电二极管的电流被叠加在一起。

图6显示了具有主序列sphx和垂直的次级序列sphy的示例。在这个例子中，次级序列放置于矩阵的中间行，但是它也可以放置于在这行的一侧或另一侧；还可以有两个或三个与这个方向一致的次级光电二极管序列。还是在本例中，对于每个次级序列，由丢失的像素来接收的亮度是通过插值来重建的，但这一次是通过对来自于位于给定的光电二极管两侧的列中的两个像素的信号来进行插值。这个解决方案可以与图5中的解决方案相结合，其中在传感器的长度方向上的列中有多个序列。在任何情况下，所有序列的导线都直接连接至中心主序列sphx的导线cd上，中心主序列sphx定位于最长的长度方向。

最后，图7显示了光电二极管序列并不需要在像素矩阵的整个长度或整个宽度上延伸。图7显示了列中的中心主序列sphx，其沿最长的长度方向在矩阵的整个高度上延伸，并且在宽度的方向上延伸的多个序列sphy，每一个都在宽度的一部分上延伸。优选地，序列从中心序列中分出来以便于对应于每个序列的各个导线之间的连接，但这不是必须的，连接也可以通过矩阵的外部实现。