混合有源矩阵平板检测器系统和方法与流程

本发明一般地涉及用于检测电离辐射的装置和方法，并且更具体地涉及用于x射线成像的混合传感器。

x射线成像领域在2000年代早期经历了“数字革命”，其中有数字放射照相术（dr）系统的扩散，所述数字放射照相术（dr）系统基于有源矩阵平板成像器（amfpi）。自那时起，基于非晶硅（a-si）有源矩阵技术，已经出现了大面积amfpi的迅速发展和临床转化。由于其紧凑的大小、迅速的图像读出和优异的图像品质，amfpi不仅用于传统x射线成像模态、诸如一般的放射照相术和荧光检查法，而且还用在断层成像应用中，包括锥束计算机断层扫描（cbct）和数字断层融合。

数字x射线系统提供x射线图案的可视表示以用于牙科和医学应用，除了其它之外尤其包括荧光检查法、锥束计算机断层扫描（cbct）和心脏成像。常规的x射线系统典型地依赖于x射线向电荷载子（例如电子-空穴对）的直接转换，或x射线经由中间状态、诸如光学光子（例如可见光）向电荷载子的间接转换。

参考图1a，直接转换途径典型地使用对x射线灵敏的光电导体12，诸如被布置在固态元件之上的非晶硒（a-se）层，所述固态元件包括各自耦合到存储电容器18的像素电极14和薄膜晶体管（tft）或二极管16的阵列。扫描控制系统22和复用器24被配置成积累并且电子地寻址图像数据。

在直接转换检测器10中，x射线11在光电导体12中交互，其中它们被转换成电子空穴对（ehp）并且通过读出电子器件（tft或cmos）而被数字化。如在所图示的示例中所示，偏置电极20可以覆在光电导体层12上。

由于光电导体12的固有分辨率，直接转换检测器10受益于高空间分辨率。然而，对于高能量应用、诸如荧光检查法、cbct和心脏成像，大多数光电导体没有用于使入射x射线完全衰减的足够量子效率。包括例如1000μm厚的a-se层的光电导体展现受限的量子效率，其导致低信噪比。此外，在这样的厚光电导体层内的拙劣的电荷输送可导致重影、滞后和/或信号损失。尽管可以通过增大所管理的辐射的量来实现充足的信号，但是如将领会到的，合期望的是实现具有足够对比度以及亮度的诊断图像，而同时最小化对于患者的x射线暴露剂量。

作为结果，高能量应用倾向于使用间接检测器，其具有更好的量子效率。参考图1b，间接转换检测器30使用闪烁体或荧光屏32来首先将x射线11转换成光学光子，所述光学光子然后被吸收到光电二极管34中并且通过电子读出被数字化。然而，虽然间接转换检测器30的量子效率典型地超过直接转换检测器10的量子效率，但是闪烁体内的光学模糊可导致相对于利用直接转换检测器可实现的空间分辨率的较低空间分辨率。

间接检测器的灵敏度和最大信噪比（snr）例如受其光学光子转换效率所限制。低转换效率不仅减小检测器灵敏度，而且还将噪声（例如次级量子噪声）添加到所获取的图像。该噪声可抑制精细细节分辨率。鉴于前述内容，将领会到，基于直接或间接辐射转换的x射线成像技术提供效率和分辨率的不适当的组合。

技术实现要素：

尽管有新近的发展，但是存在对于用于x射线应用的经改善的成像传感器的需要，所述经改善的成像传感器提供例如充足的对比度和亮度，而不需要过度的辐射剂量。

本文中公开的是一种混合检测器、诸如混合有源矩阵平板检测器系统以及用于实现系统的方法，其改善放射学成像、包括荧光检查法和cbct的x射线检测器性能。各种实施例提供经改善的图像品质，而不需要给予患者的增大的剂量。

根据各种实施例，辐射成像传感器包括低x射线衰减基底、被布置在基底之上的光电导元件，以及被布置在光电导元件之上的闪烁体。光电导元件可以包括例如非晶硒（a-se）层。

另外的示例辐射成像传感器自下而上地包括低x射线衰减基底、像素电极阵列、第一电荷阻挡层、光电导元件、第二电荷阻挡层、透明导电电极、以及光学地耦合到光电导元件的闪烁体。

混合检测器利用光电导体内的直接相互作用以及来自闪烁体的间接相互作用，并且从而组合非晶硒直接检测器的高空间分辨率与间接检测器的高量子效率。

根据另外的实施例，一种用于对x射线辐射进行成像的方法包括：将包括光电导元件和闪烁体的辐射成像传感器暴露给x射线辐射，并且响应于光电导元件对辐射的第一部分的吸收而在光电导元件内直接生成电荷载子，其中辐射的第二部分通过光电导元件。

所述方法此外包括响应于闪烁体对辐射的第二部分的吸收而在闪烁体内生成光学光子。响应于光电导元件对光学光子的吸收而在光电导元件内生成电荷载子。

一种用于形成辐射成像传感器的方法包括在低x射线衰减基底之上形成光电导元件，并且在光电导元件之上形成闪烁体。在某些实施例中，可以在形成闪烁体之前在光电导元件之上形成光电转换层。

附图说明

当结合以下附图被阅读的时候，本申请的特定实施例的以下详细描述可以被最好地理解，其中同样的结构利用同样的参考标号被指示，并且其中：

图1a是其中单个光电导层将x射线直接转换成电子-空穴对的常规x射线检测器的示意图；

图1b是常规x射线检测器的示意图，其中x射线最初在闪烁体中被转换成光学光子，继之以在光电二极管中将光学光子转换成电子-空穴对；

图2是根据各种实施例的混合x射线成像传感器的示意图；

图3a示出了通过使用具有150微米的像素节距的掺杂了铽的硫氧化钆间接检测器所产生的比较性x射线图像；

图3b示出了通过使用示例性混合成像传感器所产生的经改善的x射线图像；

图4是根据某些实施例的针对混合amfpi的检测量子效率相对于空间频率的绘图；并且

图5是根据各种实施例的包括光电转换层的混合x射线成像传感器的部件分解图。

具体实施方式

现在将更详细地参考本申请的主题的各种实施例，其中的一些实施例在附图中被图示。将贯穿附图使用相同的参考标号来指代相同或类似的部分。

参考图2，根据各种实施例的混合x射线成像传感器200包括低x射线衰减基底210、电子读出装置220、第一电荷阻挡层230、光电导元件240、第二电荷阻挡层250、透明导电电极260、以及光学地耦合到光电导元件240的闪烁体270。

可以为上覆的层和结构提供机械支持的低x射线衰减基底210可以是具有20到100微米的厚度的玻璃基底。例如，基底210可以是低钡玻璃基底或聚合物基底。低x射线衰减基底允许x射线通过而到光电导元件240和闪烁体270。如本文中所使用的，“低x射线衰减”意指通过基底210的x射线的传输是至少75%，例如75%、80%、90%、95%、97%或98%，包括在前述任何值之间的范围。

在某些实施例中，低x射线衰减基底210可以是柔性基底。例如，任何薄的柔性玻璃可以被用作基底。合适的柔性基底可以被弯曲成3cm到4cm的曲率半径。可以在基底210之上形成电子读出装置220。

电子读出装置220可以包括各自耦合到薄膜晶体管224的像素电极222的阵列，所述薄膜晶体管224具有源极区（s）、漏极区（d）和栅极（g）。阵列被分区成以行和列直线布置的多个单独的单元。每个薄膜晶体管224可以被电气连接到存储电容器。根据各种实施例，电子读出装置220是对x射线透明的并且对辐射不灵敏的。电子读出装置220被布置成接近于基底210，即在基底和光电导元件240之间，使得采样发生在传感器的x射线进入平面附近。利用这样的几何结构，改善闪烁体的空间分辨率。

位于光电导元件240与电子读出装置220之间的第一电荷阻挡层230被配置成阻止电荷、例如电子在光电导元件240与电子读出装置220、即像素电极222之间的通过。第一电荷阻挡层230可以包括介电材料、诸如例如二氧化硅或氮化硅，并且可以通过使用真空沉积技术而被形成，所述真空沉积技术诸如物理气相沉积（pvd）、包括热蒸发或溅射。

光电导元件240可以包括非晶硒（a-se）层，并且可以具有50到1000微米、例如50微米、100微米、200微米、400微米、600微米、800微米或1000微米的厚度，包括在前述任何值之间的范围。在某些实施例中，非晶硒光电导元件240可以包括一个或多个掺杂剂，诸如砷或氯。代替于非晶硒，光电导元件240可以包括其它光电导材料、诸如碲化镉（cdte）、碘化铅（pbi2）、氧化铅（ii）（pbo）、碘化汞（hgi2）或钙钛矿材料，诸如锆钛酸铅（pzt）或钛酸锶钡（bst）。在某些实施例中，光电导元件可以包括一个或多个这样的材料的量子点。

光电导元件240可以是通过任何合适的技术、诸如热蒸发、溅射、或基于溶液的工艺、诸如溶胶凝胶工艺所形成的光电导薄膜。一个或多个烧结步骤可以用于密化光电导薄膜。

位于光电导元件与闪烁体270之间的第二电荷阻挡层250被配置成阻止电荷、例如空穴在光电导元件240与高电压（hv）电极260之间的通过，而同时允许从闪烁体270发射的光学辐射被借此传输到光电导元件240中。示例第二电荷阻挡层250包括介电材料、诸如二氧化硅或氮化硅。

如本文中所使用的，化合物二氧化硅和氮化硅具有标称地分别被表示为sio2和si3n4的组分。术语二氧化硅和氮化硅不仅指代这些化学计量组分，而且还指代从所述化学计量组分偏离的氧化物和氮化物组分。

可以用高电压电极260偏置光电导元件240，并且分别地通过第一和第二电荷阻挡层230、250而与像素电极222和高电压电极260分离。高电压电极260可以是透明导电电极，其准许光子从闪烁体270向光电导元件240的光学传输。示例性透明导电电极可以包括导电金属氧化物、诸如氧化铟锡（ito），或导电有机聚合物、诸如聚（3,4-乙撑二氧噻吩）（pedot）。

闪烁体屏270被配置成吸收x射线辐射并且将所吸收的x射线辐射转换成光学辐射。用于闪烁体270的合适材料的示例是未掺杂或经掺杂的碘化铯（csi），例如掺杂了铊的碘化铯（csi:tl），其具有以大约550nm的峰值发射。还可以使用以更大或更小的波长进行发射的闪烁体。闪烁体270可以发射例如蓝光或绿光。其它示例性闪烁材料包括锗酸铋（bgo）、硅酸镥（lso）、硅酸镥钇（lyso）和闪烁玻璃。

以蓝色波长发射的闪烁体包括但不限于氟卤化钡（例如氟溴化钡、氟氯化钡、氟碘化钡等等）和钨酸钙。蓝光在a-se中具有高光学量子效率（>80%），其允许a-se被直接耦合到蓝色闪烁体。

发射绿色波长的示例闪烁体270包括掺杂了铊的碘化铯（csi:tl）以及掺杂了铽的硫氧化钆（gos）。由于以绿色发射的闪烁体的光学量子效率可以小于20%，所以在某些实施例中，附加的绿色灵敏的光电导层（未被示出）可以被包括在a-se层240与高电压（hv）电极260之间。附加的光电导层可以包括例如掺杂了碲的a-se或其它化合物半导体、诸如硒化镉。

如将领会的，可以为特定的应用选择闪烁体组分和几何结构（例如厚度）。在某些实施例中，闪烁体270的有效ehp创建能量（w±）匹配a-se的有效ehp创建能量（w±=50），使得所有x射线被相等地计数。

在放射照相术会话期间，x射线射束照在患者身上，并且在它通过患者的解剖体时按图像（imagewise）被变更。包含与患者的解剖体有关的信息的经空间上变更的辐射照在成像传感器200上。

在操作期间，x射线201通过基底210并且通过电子读出装置（tft阵列）220而入射在传感器200上。例如，x射线可以通过光电导体层240，其中x射线的第一部分被衰减并且被直接转换成电子-空穴对。在图2中示意性地示出了直接转换。

x射线的第二部分可以通过光电导体层240。x射线的第二部分可以被闪烁体270吸收，并且被转换成光学光子。光学光子进而在光电导体层240中被转换成电子-空穴对。

因而，在各种实施例中，入射的x射线201被吸收并且被转换成电子-空穴对，其经由光电导体240中的直接相互作用以及使用闪烁体270的间接相互作用二者。在某些实施例中，光电导体240被配置成感测x射线和光学光子二者。该混合结构允许超出单独利用直接或间接检测器可实现的那些的空间分辨率和剂量效率改善。

仍参考图2，入射x射线201在与闪烁体270相互作用之前与光电导体240相互作用。与较高能量x射线相比拥有更高放射照相术对比度的x射线的第一部分、例如较低能量x射线可以被光电导体240吸收，并且被直接转换成电子-空穴对。

x射线的第二部分、例如不与光电导体240相互作用的较高能量x射线可以被闪烁体270吸收，所述闪烁体270与光电导体240相比具有更高的停止功率（但是更低的空间分辨率）。这样的较高能量x射线向电子空穴对的间接转换可以增强检测器的总体吸收效率。

在各种实施例中，a-se光电导体240被适配成既充当x射线的直接检测器又充当针对光学光子的检测器。根据各种实施例，a-se的光学耦合和量子效率用于实现在闪烁体中所吸收的x射线与在a-se中所吸收的那些之间的很好地匹配的信号增益。

通过使用所公开的混合检测器200而在成像中的改善可以参考图3a和图3b来被领会。参考图3a，示出了使用比较性间接检测器所得到的经模拟的图像。通过使用具有150μm的像素节距的标准的掺杂了铽的硫氧化钆（gos）荧光屏而产生图3a的幻像。

参考图3b，示出的是通过使用如本文中所公开的混合检测器所得到的相同的经模拟的图像。在混合检测器的情况下在锐度方面的改善是明显的。在经模拟的幻影（自右下角的第二个）中的300微米线群组的对比度调制改善了例如3倍。

混合检测器的经改善的成像效率可以参考图4被领会，图4是针对以下各项的检测量子效率（dqe）相对于空间频率的绘图：（a）如本文中所公开的混合amfpi，（b）比较性的基于a-se的直接检测器，以及（c）比较性的基于磷光体的间接检测器。

检测量子效率是成像系统的信号和噪声性能的组合效应的度量。在医学放射照相术中，dqe描述了成像系统相对于理想检测器可以多有效地产生具有高信噪比的图像。参考图4，容易显而易见的是针对混合amfpi的dqe在0到7循环/mm的域上大于针对直接或间接检测器的dqe。

参考图5，根据各种实施例的平面混合x射线成像传感器自下而上包括电子读出装置220、第一电荷阻挡层230、光电导元件240、缓冲层242、光电转换层244、第二电荷阻挡层250、透明导电电极260、以及光学地耦合到光电转换层244和光电导元件240的闪烁体270。

电子读出装置220可以包括固态元件，所述固态元件具有例如各自耦合到存储电容器518的像素电极514和薄膜晶体管（tft）或二极管516的阵列。扫描控制系统522和复用器524被配置成积累并且电子地寻址图像数据。

在即时的实施例中，缓冲层242和光电转换层244被布置在光电导元件240与电荷阻挡层250之间。可以包括所掺杂的非晶硒、例如掺杂了砷的非晶硒的缓冲层242被适配成增强稳定性并且抑制光电导元件240的结晶化。在某些实施例中，可以省略缓冲层242。光电转换层244可以包括例如硒化镉（cdse）或硫化镉（cds）。在某些实施例中，光电转换层244被适配成补充光电导元件240。在使用期间，根据各种实施例，x射线可以入射在图5的平面、混合传感器的上表面（例如闪烁体270）或下表面（例如电子读出装置220）上。

本文中公开的各种混合传感器架构可以通过使用一个或多个常规薄膜沉积工艺、诸如溅射、热蒸发、电子射束蒸发或基于溶液的沉积方法而被逐层制造。再次参考图5，示例制造工艺流可以包括在电子读出装置220上形成光电导元件240。包括非晶硒的光电导元件240可以通过蒸发被形成。光电导元件240可以用作用于将x射线转换成电子电荷的转换层和/或用作用于将光电生成的电荷朝向电子读出装置220输送的漂移层。在某些实施例中，所掺杂的硒的层可以例如通过蒸发而被直接沉积在光电导元件240上以形成缓冲层242。光电转换层244可以被形成在缓冲层242——如果其存在的话——之上，或直接被形成在光电导元件240之上。光电转换层244可以例如通过热蒸发、电子射束蒸发、溅射或溶液处理、例如通过量子点的旋涂液体悬浮来被形成。在某些实施例中，以30℃或更小的沉积温度来形成光电转换层244。在某些应用中，光电转换层244被适配成充当电荷阻挡层（例如空穴阻挡层），以抑制或阻止从上覆电极往光电导元件240中的电荷注入。在各种实施例中，电荷阻挡层250、诸如氧化锌（zno）的层被形成在光电转换层244之上。可以通过热蒸发、电子射束蒸发、溅射或溶液处理、例如通过使用胶状zno颗粒或胶状量子点的液体分散、以30℃或更小的沉积温度来形成电荷阻挡层250。透明导电电极260可以被形成在电荷阻挡层250之上，并且被适配成将x射线转换成光子的闪烁体270可以被形成在透明导电电极260之上。

申请人已经证明了间接转换x射线平板成像器与高效率光电转换层244的组合提供经改善的动态范围和灵敏度，其对于数字放射照相术而言是有益的。在光电导元件240（例如a-se）与闪烁体（例如csi）之间并入光电转换层244可以改善传感器的光学光子转换效率。

经改善的光学光子转换效率为各种应用提供实践性优点，包括高的信噪比性能以及在低剂量荧光检查法中的电子噪声的负面影响方面的减小。

如本文中所公开的，混合检测器利用直接和间接检测器的优点，而同时最小化其相应的短处。硒中x射线的直接相互作用帮助保持图像锐度，并且克服在高空间频率下的电子噪声。尽管来自闪烁层的x射线信号相比于a-se中的x射线信号是模糊的，但是其高吸收效率增加总检测器信号并且改善低剂量性能。

所公开的混合检测器展现相比于常规直接转换检测器的经改善的剂量效率，以及相比于常规间接转换检测器的更好的空间分辨率。与较高空间分辨率组合的高吸收效率导致更好的量子效率以及改善的成像，尤其是对于精细细节和低对比度对象。

将领会的是，所公开的传感器可以与用于诊断成像的各种x射线系统、诸如一般的放射照相术和乳房x射线照相一起使用。

如本文中所使用的，单数形式“一”、“一个”和“该”包括复数引用，除非上下文另行清楚地规定。因而，例如，对“像素电极”的提及包括具有两个或更多这样的“像素电极”的示例，除非上下文清楚地另行指示。

除非另行明确陈述，否则决不意图本文中所阐明的任何方法被解释为要求其步骤以特定的次序被执行。因此，在其中方法权利要求不实际记载将由其步骤遵循的次序或没有在权利要求书或说明书中另行特别地声明步骤将被限制成特定的次序情况下，决不意图推断任何特定的次序。任何一个权利要求中的任何记载的单个或多个特征或方面可以与任何其它一个或多个权利要求中的任何其它记载的特征或方面相组合或置换。

将理解的是，当诸如层、区或基底之类的元素被称为被形成在、沉积在、或布置在另一元素“上”或“之上”的时候，它可以直接在该另一元素上，或还可以存在居间元素。相比之下，当元素被称为“直接在另一元素上”或“直接在另一元素之上”的时候，不存在任何居间元素。

虽然可以通过使用传统短语“包括”来公开特定实施例的各种特征、元素或步骤，但是将理解到暗含可替换的实施例，包括可以通过使用过渡短语“组成”或“基本上由……组成”所描述的那些。因而，例如，对于光电检测器包括非晶硒所暗含的可替换实施例包括其中光电检测器基本上由非晶硒组成的实施例，以及其中光电检测器由非晶硒组成的实施例。

对于本领域技术人员将明显的是：可以对本发明做出各种修改和变型，而不偏离本发明的精神和范围。由于本领域技术人员可想到并入了本发明的精神和实质的对所公开的实施例的修改、组合、子组合和变型，所以本发明应当被解释为在所附权利要求及其等同物的范围内包括任何事物。