Brevet FR3046679A1 — publié le 20170714

Circuit de détection de rayons X pour capteur radiologique dentaire L'invention concerne le domaine de l'imagerie médicale, plus précisément pour des applications dentaires. Dans ce domaine, il existe des 5 capteurs radiologiques dentaires qui sont constitués notamment de puces de capteurs d'image en technologie CMOS. Un capteur radiologique permet d'acquérir une image grâce à l'émission de rayons X par une source. Le capteur reçoit ces rayons X et les convertis en rayons visibles par une couche de matériau spécifique appelée scintillateur qui est collée sur le 10 capteur d'image. L'image est obtenue par une lecture analogique des photons générés dans les photodiodes des pixels situés sous le scintillateur. Selon le type de photodiodes utilisées, les rayons X peuvent être convertis directement en un signal électrique sans passer par un scintillateur. Afin de synchroniser l'émission des rayons X et le début de 15 l'acquisition de l'image, un capteur radiologique doit nécessairement intégrer un système de détection de rayons X. Un tel système sert à détecter le début de l'émission des rayons X mais peut également servir à détecter la fin de l'acquisition de l'image. L'invention porte plus particulièrement sur un circuit de détection de 20 rayons X intégré dans un capteur radiologique dentaire. Un circuit de détection de rayons X fonctionne globalement de la façon suivante. Il comporte principalement un ensemble de photodiodes et un circuit électronique de détection. Un flash de rayons X est émis par une 25 source en direction des photodiodes qui convertissent les rayons X en courant. Le circuit de détection comprend principalement un amplificateur à transimpédance, un comparateur et un étage de sortie analogique. Le courant produit par l'ensemble des photodiodes est fourni à l'amplificateur qui produit un signal amplifié qui est ensuite comparé, via le comparateur, à 30 un seuil afin de réaliser la détection. 3046679 2 Les recommandations des organismes normatifs médicaux imposent des contraintes à ce système. En effet, la dose de rayonnements reçue par les patients doit être limitée au strict minimum. Pour cela, deux solutions sont possibles, soit on réduit l'intensité du flux de rayons X émis, soit on réduit la durée d'exposition du patient, autrement dit la durée de détection. Dans les deux cas, il en résulte une diminution de l'amplitude du signal à détecter et donc une diminution du seuil de détection. Or, la diminution de ce seuil engendre un autre problème. Dans les cabinets dentaires, un capteur radiologique est le plus souvent connecté directement à l'ordinateur personnel du dentiste, par exemple via un câble USB. La tension de référence fournie à l'amplificateur à transimpédance est générée à partir de tensions d'alimentation provenant de l'ordinateur du dentiste, donc d'une source externe au capteur. Ces tensions d'alimentation sont soumises à des variations aléatoires et sont également influencées par l'environnement électromagnétique. L'absence de tension de référence stable en entrée de l'amplificateur induit des variations sur le signal de sortie qui peuvent être telles que des dépassements du seuil de détection peuvent se produire de manière intempestive même en l'absence de rayons X reçus. Il existe donc un problème à résoudre pour concevoir un circuit de détection de rayons X immune aux bruits présents sur les tensions d'alimentation, qui soit performant et fiable en termes de détection et qui permette une détection rapide avec un seuil de détection diminué. On connait différents circuits de détection de rayons X pour des capteurs radiologiques dentaires décrits notamment dans les brevets américains US 8119990, US8324587, US 6307915, US 5887049 et US 7592577. Les différentes solutions décrites dans ces documents ne permettent pas d'obtenir une détection rapide et fiable de rayons X pour des circuits utilisant une alimentation externe. 3046679 3 L'invention propose un circuit différentiel de détection de rayons X qui permet de s'affranchir des variations des tensions d'alimentation externes et qui, de ce fait, permet une diminution du seuil de détection sans augmenter la probabilité de fausse alarme liée à des déclenchements intempestifs du 5 détecteur du fait de l'influence de bruits sur le signal amplifié. L'invention a ainsi pour objet un circuit de détection de rayons X comprenant un ensemble de photodiodes relié à une masse, un circuit d'amplification et une capacité, le circuit d'amplification comprenant un 10 amplificateur et une source de tension et étant connecté, sur une première entrée, à la sortie de l'ensemble de photodiodes, la capacité étant connectée entre la masse et une seconde entrée de l'amplificateur , le circuit de détection étant caractérisé en ce que le circuit d'amplification est configuré pour réaliser successivement les étapes de: 15 - Charger la capacité avec une tension de référence générée par la source de tension, - Isoler la seconde entrée de l'amplificateur (AMP) de la source de tension, - Intégrer le courant généré par l'ensemble de photodiodes. 20 Selon un aspect particulier de l'invention, le circuit d'amplification comprend un premier interrupteur connecté entre la première entrée et la sortie de l'amplificateur. Selon un aspect particulier de l'invention, le circuit d'amplification comprend un second interrupteur connecté entre la seconde entrée de 25 l'amplificateur et la sortie de la source de tension. Selon un aspect particulier de l'invention, le second interrupteur est configuré pour être en position fermée pendant une première phase d'initialisation pour charger la capacité avec une tension de référence générée par la source de tension. 30 Selon un aspect particulier de l'invention, le second interrupteur est configuré pour passer en position ouverte pendant une deuxième phase 3046679 4 d'initialisation pour isoler la seconde entrée de l'amplificateur de la source de tension. Selon un aspect particulier de l'invention, le premier interrupteur est configuré pour être en position fermée pendant la première phase 5 d'initialisation. Selon un aspect particulier de l'invention, le premier interrupteur est configuré pour être en position fermée pendant la deuxième phase d'initialisation. Selon un aspect particulier de l'invention, le premier interrupteur est 10 configuré pour être en position ouverte pendant une phase d'intégration pour activer l'intégration du courant généré par l'ensemble de photodiodes. Selon un aspect particulier de l'invention, la capacité est réalisée en masquant une partie des photodiodes de détection et en connectant la sortie des photodiodes masquées à la seconde entrée de l'amplificateur. 15 Selon un aspect particulier de l'invention, les photodiodes masquées sont réparties uniformément au sein de l'ensemble de photodiodes de détection. Selon un aspect particulier de l'invention, la proportion de photodiodes masquées par rapport aux photodiodes de détection est de l'ordre de 1/n 20 avec n, un entier au moins égal à deux. Dans une variante particulière, le circuit selon l'invention comprend une seconde capacité connectée entre la première entrée et la sortie de l'amplificateur. Dans une variante particulière, le circuit selon l'invention comprend en 25 outre un comparateur pour comparer la tension de sortie de l'amplificateur à une tension seuil. Selon un aspect particulier de l'invention, le circuit de détection est apte à produire un signal de déclenchement de prise d'image lorsque la tension de sortie de l'amplificateur dépasse la tension seuil. 30 L'invention a également pour objet un capteur d'image radiologique comprenant un circuit de détection de rayons X selon l'invention. 3046679 5 D'autres caractéristiques et avantages de la présente invention apparaîtront mieux à la lecture de la description qui suit en relation aux dessins annexés qui représentent : 5 - La figure 1 a, un schéma synoptique général d'un circuit de détection de rayons X, - La figure 1 b, plusieurs chronogrammes illustrant le fonctionnement du circuit de détection, - La figure 2, un schéma d'architecture d'un circuit amplificateur selon 10 l'art antérieur, - La figure 3, un schéma d'architecture d'un circuit de détection selon l'invention, - La figure 4, un schéma d'une barrette de photodiodes d'un circuit de détection selon un mode de réalisation particulier de l'invention. 15 La figure 1 a représente un schéma fonctionnel d'un circuit de détection de rayons X pour un capteur radiologique dentaire. La figure 1 b illustre, sur plusieurs chronogrammes, le fonctionnement général du circuit. Un circuit de détection de rayons X comprend principalement un 20 ensemble 101 de photodiodes aptes à recevoir un flux de rayons X et à le convertir en un courant I qui est fourni sur une première entrée d'un amplificateur à transimpédance 102. Selon le type de photodiodes 101 utilisé, le courant I est généré directement ou indirectement par les photodiodes. Notamment, le courant I est généré indirectement lorsque le 25 capteur radiologique utilise une couche de matériau appelée scintillateur qui converti, au préalable, les rayons X en rayons visibles. Une alimentation en tension, provenant d'une source externe, est fournie sur une seconde entrée de l'amplificateur à transimpédance 102 qui est cadencé par une horloge Cl. Le signal amplifié Vouttrans est ensuite 30 transmis sur une première entrée d'un comparateur 103 qui reçoit sur une seconde entrée un signal seuil Vseuil. Le comparateur 103 produit en sortie un 3046679 6 signal Vout_comp représentatif du dépassement du seuil Vseuil par le signal amplifié Vouttrans. Le signal de sortie du comparateur 103 est ensuite remis en forme via un étage de sortie analogique 104. La figure lb représente l'évolution des signaux d'entrée et de sortie du 5 comparateur 103 ainsi que du signal de sortie de l'étage de sortie analogique 104. Les différents signaux correspondent à des signaux en tension exprimés en Volts. Sur une période d'intégration 100, le signal amplifié Vouttrans est mis à une tension de référence Vref pendant une phase d'initialisation 110 puis il est 1 amplifié pendant une phase d'intégration 120. La phase d'initialisation 110 sert à mettre l'entrée en tension de l'amplificateur à transimpédance 102 à une tension de référence Vref qui sert de point de référence pour l'intégration du courant. Cette phase est nécessaire pour stabiliser la tension de référence en entrée de l'amplificateur 102. La phase d'initialisation 110 a une 15 durée sensiblement plus faible que la phase d'intégration 120. Par exemple, l'ordre de grandeur est une phase d'initialisation 110 de durée trois fois plus faible que la phase d'intégration 120. Lorsque le signal amplifié Vouttrans dépasse le seuil Vseuil, le signal de sortie Vout_comp du comparateur 103 passe à une valeur haute. Le signal de 20 sortie detX du circuit de détection passe ainsi à une valeur haute dès que le signal amplifié dépasse le seuil de détection afin de signaler la détection des rayons X. La valeur du seuil de détection est programmable. La figure 2 représente l'architecture d'un amplificateur à 25 transimpédance 102 selon l'art antérieur connecté à un ensemble de photodiodes 101 modélisé sous la forme d'une source de courant Ipp montée en parallèle avec une capacité parasite Co et reliée à une masse GD. La capacité parasite Co modélise la somme des capacités parasites de toutes les photodiodes. 3046679 7 L'amplificateur à transimpédance 102 comprend un amplificateur AMP, un générateur GEN d'une tension de référence VREF, une capacité C1 et un interrupteur T1. Le générateur GEN produit une tension de référence VREF qui vient 5 alimenter une première entrée (l'entrée non inverseuse +) de l'amplificateur AMP. La capacité C1 est connectée entre la seconde entrée de l'amplificateur AMP à sa sortie et permet de régler le gain d'amplification du signal. L'interrupteur T1 est également connecté entre la seconde entrée de l'amplificateur AMP à sa sortie. Le générateur GEN produit la tension de 1 0 référence VREF à partir d'alimentations externes au circuit de détection. Les alimentations externes sont représentées sur la figure 2 sous la forme d'une alimentation externe positive VDDref et d'une alimentation externe négative GNDref. La seconde entrée de l'amplificateur à transimpédance (entrée inverseuse) est attaquée par le courant ID généré par l'ensemble 101 de 15 photodiodes lorsqu'elles sont activées par un flux de rayons X. Pendant la phase d'initialisation 110 (représentée sur les chronogrammes de la figure 1b), l'interrupteur T1 est en position fermée ce qui implique que la tension de sortie V0 de l'amplificateur AMP est égale à la tension d'entrée Vref de référence. Pendant la phase d'intégration 120, 20 l'interrupteur T1 est mis en position ouverte et l'amplificateur AMP amplifie alors le signal d'entrée. Sa fonction de transfert est donnée par la relation suivante, avec A le gain de l'amplificateur AMP : Voua= 1 f Idt +Vref = 1 i pz) X At +Vref (1) - ci - c0 + Cl ci - c0 + Cl A A Le gain de l'amplificateur à transimpedance est fonction notamment 25 de deux paramètres. Il dépend du choix de la fréquence d'échantillonnage qui joue sur le pas d'intégration At mais aussi de la valeur de la capacité C1. Plus celle-ci est faible, plus le gain d'amplification est élevé. Par ailleurs, les variations DVref sur la tension d'entrée Vref et la tension de sortie V0 sont également liées par la relation (2) : 3046679 8 CO Vout = (1+ -)* DVref (2) Cl La relation (2) représente une fonction de transfert parasite qui vient s'ajouter à la fonction de transfert principale de l'amplificateur donnée par la relation (1). La somme des capacités parasites Co présente une valeur 5 significativement plus élevée que la capacité C1 qui est intégrée et dont la valeur doit être limitée afin de préserver le gain d'amplification. Typiquement l'ordre de grandeur de la somme des capacités parasites Co est 100 pF tandis que l'ordre de grandeur de la capacité Ci est 50fF. Ainsi, le ratio Co/Ci est de l'ordre de 2000. Les variations de la tension d'entrée Vref sont donc 10 amplifiées d'un facteur 2000 vers la tension de sortie V0 de l'amplificateur AMP. Comme indiqué en préambule, un problème existe lorsque la tension de référence Vref n'est pas stable, car les variations d'amplitude, mêmes faibles, sur cette tension induisent des variations amplifiées d'un facteur 15 2000 en sortie de l'amplificateur AMP. De telles variations peuvent ainsi induire des dépassements du seuil du comparateur 103 même en l'absence de rayons X, c'est-à-dire lorsque le courant ID est nul. Par exemple, une variation de 1mV sur la tension de référence lors de la phase d'intégration provoque une augmentation de 2 V sur la sortie de l'amplificateur AMP. 20 Or la tension de référence Vref est produite par un générateur GEN, intégré au dispositif de détection, mais qui utilise des alimentations externes. Typiquement, ces alimentations sont fournies par l'ordinateur personnel ou un équipement équivalent du dentiste qui vient connecter le capteur radiologique à cet équipement via, par exemple, une liaison USB ou tout 25 autre moyen de connexion adapté. Le fait d'utiliser des alimentations externes engendre potentiellement des phénomènes de variations et d'instabilité de la tension de référence Vref du fait de l'environnement électromagnétique aléatoire et de l'instabilité inhérente aux alimentations fournies par un ordinateur personnel qui ne sont 30 pas destinées à un usage dédié pour un capteur à haute précision. 3046679 9 En outre, le problème réside également dans la valeur importante des capacités parasites Co des photodiodes du fait que l'ensemble de photodiodes 101 est intégré à une matrice de grande dimension comprenant un grand nombre de photodiodes destinées à l'imagerie médicale. Ces 5 capacités parasites sont inhérentes à la nature du dispositif et ne peuvent être éliminées. Par ailleurs, il n'est pas possible non plus d'augmenter la capacité C1 de l'amplificateur pour compenser l'influence des capacités parasites Co car cela entrainerait la réduction du gain d'amplification et donc la nécessité 10 d'augmenter l'intensité du flux de rayons X ou d'augmenter la durée d'intégration afin d'obtenir un signal de sortie amplifié au même niveau. L'augmentation de l'exposition du patient aux rayons X va à l'encontre des recommandations des organismes normatifs médicaux et ne peut donc être une solution. 15 Pour corriger ce problème, l'invention propose d'éliminer la fonction de transfert parasite donnée par la relation (2) qui lie la tension de référence et la tension de sortie de l'amplificateur afin de ne conserver que la fonction d'amplification donnée par la relation (1). Pour cela, la solution consiste à 20 générer une tension de référence Vref qui soit constante et qui ne subisse aucune variation, cet effet étant obtenu en rendant cette tension de référence indépendante d'alimentations externes au circuit de détection. La figure 3 schématise l'architecture d'un détecteur de rayons X 300 25 selon l'invention. Sur cette figure, seuls sont représentés l'ensemble de photodiodes 301 ainsi que le circuit d'amplification 302. Le détecteur 103 et la chaine de sortie analogique 104 décrites à la figure 1 a sont reprises à l'identique et ne sont donc pas représentés. Le circuit d'amplification 302 selon l'invention comporte les mêmes 30 éléments que le circuit d'amplification 102 selon l'art antérieur décrit à la figure 2 à la différence prêt qu'un second interrupteur T2 est connecté entre 3046679 10 la sortie du générateur GEN de tension de référence Vref et la première entrée de l'amplificateur AMP. L'ensemble de photodiodes 301 est également modifié par rapport à l'ensemble 101 du circuit selon l'art antérieur décrit à la figure 2, par l'ajout 5 d'une capacité de mémorisation C2 connectée entre la masse GD des photodiodes et la première entrée de l'amplificateur AMP. Cette capacité supplémentaire C2 peut être obtenue via une réalisation particulière utilisant une partie des photodiodes, cette réalisation étant décrite plus en détail plus loin dans la description. Comme explicité plus en détail ci après, il est 10 important que la capacité supplémentaire C2 soit reliée à la même masse GD que les photodiodes produisant le courant I sur la seconde entrée de l'amplificateur AMP. A la mise sous tension du circuit, on ferme le premier interrupteur T1 15 et le second interrupteur T2. Pendant une première partie de la phase d'initialisation, la tension de référence Vref est générée par le générateur GEN et la capacité C2, qui est reliée à la sortie du générateur GEN, est chargée avec la tension de référence Vref. Pendant une seconde partie de la phase d'initialisation, le second 20 interrupteur T2 est ouvert. La tension de référence Vref est mémorisée par la capacité C2 et vient alimenter la première entrée de l'amplificateur AMP avec une tension de référence qui est stable et indépendante du générateur GEN. En effet, l'ouverture de l'interrupteur T2 permet d'isoler la première entrée de l'amplificateur AMP de l'environnement extérieur au circuit. La durée de la 25 seconde partie de la phase d'initialisation est nécessaire pour garantir une stabilité de la tension de référence Vref en entrée de l'amplificateur AMP. Lorsque le second interrupteur T2 est ouvert, la tension de référence Vref est alors produite par la capacité supplémentaire C2 et lors de cette action, une impulsion parasite peut intervenir. Si on ouvre le premier interrupteur T1 30 simultanément au second interrupteur T2, l'impulsion parasite peut se propager vers la sortie de l'amplificateur et générer, à nouveau une variation 3046679 11 d'amplitude parasite non désirée. C'est pour cette raison qu'un délai est nécessaire entre l'ouverture du second interrupteur T2 et l'ouverture du premier interrupteur T1, ce délai correspondant à la stabilisation de la tension de référence Vref suite à l'ouverture du second interrupteur T2. La durée de la 5 seconde partie de la phase d'initialisation doit être minimisée pour éviter la diminution de la phase d'intégration. La phase d'intégration est donc ensuite activée en ouvrant le premier interrupteur T1 pour activer la boucle de l'amplificateur via la capacité C1 et amplifier le courant produit par les photodiodes. Pendant la phase 10 d'intégration, le second interrupteur T2 est maintenu ouvert. Le fait que la capacité C2 supplémentaire introduite est connectée à la même masse GD que les photodiodes permet, lors de la phase d'intégration, également un renforcement de la stabilité du fait que les deux voies d'entrée de l'amplificateur AMP sont référencées avec la même masse et ont les 15 mêmes courants de fuite. Par exemple, si la capacité C2 était reliée à une masse extérieure au circuit, des variations potentielles de cette masse pourraient à nouveau engendrer des variations sur la tension de référence mémorisée dans la capacité. Le fait d'utiliser la même masse pour les photodiodes et pour la capacité supplémentaire C2 permet d'inhiber 20 l'influence des variations de la masse car, si elles existent, elles impactent de façon symétrique à la fois le courant produit par les photodiodes et la tension de référence mémorisée dans la capacité C2. Selon un mode de réalisation particulier de l'invention, la capacité C2 25 supplémentaire est réalisée en regroupant plusieurs photodiodes, initialement destinées à la détection, pour les masquer et utiliser uniquement leur capacité parasite en inhibant leur fonction de conversion de rayons X en courant. Le terme « masquer » est employé pour signifier qu'on rend une photodiode insensible aux rayons X en utilisant, par exemple du métal, pour 30 couvrir la photodiode et empêcher les rayons X d'atteindre la photodiode. Les photodiodes masquées sont ainsi connectées à l'entrée en tension de 3046679 12 l'amplificateur AMP tandis que les photodiodes non masquées sont connectées à l'entrée en courant de l'amplificateur AMP. Le choix du nombre de photodiodes à masquer résulte d'un compromis. Plus le nombre de photodiodes masquées est important, plus la 5 capacité C2 a une valeur importante et permettra de mémoriser la tension de référence sur une durée correspondant à la durée d'intégration. A l'inverse, un nombre important de photodiodes masquées diminue d'autant le nombre de photodiodes opérationnelles pour la détection des rayons X. Or, le nombre de photodiodes de détection influe directement sur l'intensité du 10 courant produit qui ne doit pas être trop faible pour permettre une détection fiable. Le masquage d'une partie des photodiodes dédiées à la détection est cependant possible notamment du fait qu'en réalisant le circuit de détection selon l'invention décrit à la figure 3, on élimine les détections intempestives 15 en l'absence de courant et on peut ainsi diminuer la valeur du seuil Vseuil de détection et donc s'adapter à un courant d'entrée d'intensité plus faible du à un nombre de photodiodes de détection diminué. Selon un mode de réalisation particulier décrit à la figure 4, les 20 photodiodes masquées sont avantageusement réparties uniformément au sein de l'ensemble des photodiodes afin de prendre en compte les dispersions technologiques entre les composants et d'avoir une meilleure homogénéité. Typiquement, un ensemble de photodiodes de détection est agencé dans une barrette 400 qui peut être positionnée sur une ligne ou une 25 colonne de la matrice de pixels du capteur radiologique. Dans cette barrette 400, les photodiodes sont alignées et on vient masquer une photodiode sur n, avec n un entier supérieur ou égal à deux. Un bon compromis consiste, par exemple, à fixer la valeur de n à 5. Sur la figure 4, on a représenté un exemple de répartition de photodiodes masquées PM1,PM2,..,PM, avec un 30 facteur n égal à 5. 3046679 13 L'invention n'est cependant pas limitée à l'agencement particulier décrit à la figure 4. En particulier, l'ensemble de photodiodes 101 peut être agencé de n'importe quelle autre manière, l'agencement choisi dépendant notamment de la conception du capteur radiologique. Le meilleur mode de 5 fonctionnement de l'invention correspond, comme indiqué, à un positionnement des photodiodes masquées de façon uniforme au sein de l'ensemble de photodiodes, mais l'invention peut également s'étendre à un positionnement des photodiodes masquées non uniforme, par exemple un regroupement des photodiodes masquées sur une extrémité d'une barrette 10 400. REVENDICATIONS1. Circuit de détection (300) de rayons X comprenant un ensemble (301) de photodiodes relié à une masse (GD), un circuit d'amplification (302) et une capacité (C2), le circuit d'amplification (302) comprenant un amplificateur (AMP) et une source de tension (GEN) et étant connecté, sur une première entrée, à la sortie de l'ensemble (301) de photodiodes, la capacité (C2) étant connectée entre la masse (GD) et une seconde entrée 10 de l'amplificateur (AMP), le circuit de détection (300) étant caractérisé en ce que le circuit d'amplification (302) est configuré pour : - Charger la capacité (C2) avec une tension de référence (Vref) générée par la source de tension (GEN), puis - Isoler la seconde entrée de l'amplificateur (AMP) de la source de tension (GEN), pour - Intégrer le courant généré par l'ensemble (301) de photodiodes. 2. Circuit de détection de rayons X selon la revendication 1 dans lequel le circuit d'amplification (302) comprend un premier interrupteur (T1) 20 connecté entre la première entrée et la sortie de l'amplificateur (AMP). 3. Circuit de détection de rayons X selon l'une des revendications 1 ou 2 dans lequel le circuit d'amplification (302) comprend un second interrupteur (T2) connecté entre la seconde entrée de l'amplificateur 25 (AMP) et la sortie de la source de tension (GEN). 4. Circuit de détection de rayons X selon la revendication 3 dans lequel le second interrupteur (T2) est configuré pour être en position fermée pendant une première phase d'initialisation pour charger la capacité (C2) 30 avec une tension de référence (Vref) générée par la source de tension (GEN). 3046679 2 5. Circuit de détection de rayons X selon la revendication 4 dans lequel le second interrupteur (T2) est configuré pour passer en position ouverte pendant une deuxième phase d'initialisation pour isoler la seconde entrée de l'amplificateur (AMP) de la source de tension (GEN). 6. Circuit de détection de rayons X selon l'une des revendications 4 ou 5 dans lequel le premier interrupteur (T1) est configuré pour être en position fermée pendant la première phase d'initialisation. 7. Circuit de détection de rayons X selon l'une des revendications 5 ou 6 dans lequel le premier interrupteur (Ti) est configuré pour être en position fermée pendant la deuxième phase d'initialisation. 8. Circuit de détection de rayons X selon l'une des revendications 2 à 7 dans lequel le premier interrupteur (T1) est configuré pour être en position ouverte pendant une phase d'intégration pour activer l'intégration du courant généré par l'ensemble (301) de photodiodes. 9. Circuit de détection de rayons X selon l'une des revendications précédentes dans lequel la capacité (C2) est réalisée en masquant une partie des photodiodes de détection et en connectant la sortie des photodiodes masquées à la seconde entrée de l'amplificateur. 10. Circuit de détection de rayons X selon la revendication 9 dans lequel les photodiodes masquées sont réparties uniformément au sein de l'ensemble (301) de photodiodes de détection. 11. Circuit de détection de rayons X selon la revendication 10 dans lequel la proportion de photodiodes masquées par rapport aux photodiodes de détection est de l'ordre de 1/n avec n, un entier au moins égal à deux. 3046679 12.Circuit de détection de rayons X selon l'une des revendications précédentes comprenant une seconde capacité (C1) connectée entre la première entrée et la sortie de l'amplificateur (AMP). 5 13.Circuit de détection de rayons X selon l'une des revendications précédentes comprenant en outre un comparateur (103) pour comparer la tension de sortie de l'amplificateur (AMP) à une tension seuil. 14. Circuit de détection de rayons X selon la revendication 13 dans lequel lo ledit circuit est apte à produire un signal de déclenchement de prise d'image lorsque la tension de sortie de l'amplificateur (AMP) dépasse la tension seuil. 15. Capteur d'image radiologique comprenant un circuit de détection (301) de 15 rayons X selon l'une des revendications précédentes.