JPH11504163A - アクティブマトリックスｘ線撮像アレイ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 Ｘ線撮影およびＸ線透視のためのデジタル検出器。この検出器は、従来のＸ線室バッキートレイ(bucky tray)に容易に適合する大面積の平面パネルを具備する。この検出器は、Ｘ線を検出して該Ｘ線のエネルギーを電荷に変換する光導電体（即ち、好ましい実施例ではａ−Ｓｅ）の層と、この電荷を読み出すための、非常に大きい領域に集積された回路の形のアクティブマトリックスＴＦＴアレイとを利用する。ＴＦＴアレイのために二重ゲート構造が使用され、ここではＴＦＴの高電圧保護を提供するように、画素電極の延長として頂部ゲートが形成される。低い画素電圧、低い漏れ電流および大きな電荷漏れ時間定数でＸ線エネルギーの吸収を高めるための、集積された画素蓄積キャパシタが提供される。好ましい実施例では、画素電極を、アクティブマトリックス読み出しアレイの隣接したゲートラインまたは別の接地ラインに重ねることによって、集積された画素蓄積キャパシタが作製される。画像電荷捕集効率は、光導電層における電界分布を操作して、画像電荷が画素電極に負荷され且つＴＦＴ読み出し装置には付加されないようにすることによって改善される。また、Ｘ線曝露を測定するために、画像検出器の中に光タイマーが集積される。

Description

【発明の詳細な説明】 アクティブマトリックスＸ線撮像アレイ 〔発明の分野〕 本発明は、一般には医療診断撮像システムに関し、より具体的にはセレンアク ティブマトリックス万能読み出しアレイ撮像器(selenium active matrix univer sal readout array imager)に関する。 〔発明の背景〕 コンピュータトモグラフィー（ＣＴ）撮像、超音波撮像、核医学的撮像および 磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）のような最近の医学的撮像方式（これらはすべてデジタ ルである）の発展にもかかわらず、Ｘ線撮像システムは、未だ医学的診断のため の重要な手段である。現在使用されている主要なＸ線撮像システムはアナログ設 計であるが、最近著しく成長しているのはデジタルデジタル放射線医学の領域で ある。デジタル放射線医学は、他の撮像方式から得た画像との比較の容易さ；遠 隔アクセスおよび記録保管所に保管するための病院内での画像ネットワークを提 供する能力；放射線科医師によるコンピュータによる診断を容易にすること；遠 隔放射線医学(teleradiology)（即ち、中央施設から人口過疎地域への遠隔診断 サービス）といった、アナログ放射線医学よりも優れた著しい利益を提供する。 現在のところ、デジタル放射線医学には二つの商業的アプローチが存在する。 即ち、（１）Ｘ線画像増強器(X-ray imaging intensifier)に光学的に結合した ビデオカメラからの信号のデジタル化、および（２）刺激性蛍光体システムであ る。従来技術の刺激性蛍光体システムは、オペレータがカセットをリーダーに運 ぶことを必要とするのに対して、従来技術の増強システムは即時的読み出しを可 能にする。これらのシステムは何れも、全ての適用について許容可能な画質を与 えない。 Ｘ線画像増強器の使用に基づくデジタルシステムは、次のような欠点を有して いる。即ち、増強器が嵩高いことは患者へのアクセスを制限するため、臨床医の 邪魔になり、重要なＸ線撮影写真(radiographic view)の取得を妨げることが多 いこと；Ｘ線および光の散乱による画像コントラストの喪失（即ち、際立ちの低 下）；主に湾曲した入力蛍光体に起因した、画像に対する幾何学的（ピンクッシ ョン）歪みである。 現在新たな興味を惹いている他の従来技術によるＸ線撮像方式は、非晶質セレ ン光導電体を燐の代わりに使用することである。放射線ゼログラフィー(Xerorad iogrphy)、即ち、トナーで読み出される非晶質セレン（ａ−Ｓｅ）板を用いるこ とは、1970 年代の初期に技術的および商業的な成功を納めたものである。放射 線ゼログラフィーは、もはや商業的な競争力はない。これは、トナー読み出し法 に起因するものであり、ａ−Ｓｅの根元的な性質によるものではないと思われる 。ａ−Ｓｅに対する商業的興味および科学的興味が復活してきている。例えば、 フィリップス社は、アーヘンに所在の同社の研究所での初期の研究に基づいて、 胸部Ｘ線撮影のためのａ−Ｓｅｒドラムスキャナーに関する商業的可能性につい て述べている。コダック社は、顕著なアーティクラフトのない高精細乳房Ｘ線写 真画像を調製するために、燐コートされたトナーおよびレーザスキャナーを用い た、ａ−Ｓｅプレート読み出しを使用している。３Ｍ社もまた、ａ−Ｓｅのレー ザ放電読み出しに関する彼等の研究について、その予備的記述を公表している。 この研究は、かなり前に発行された刊行物、即ち、（１）「電子写真画像および 電子Ｘ線撮影画像の電子的読み出し法」(Korn et a，Journal of Applied Photo graphic Engineering，4，178-182(1978))；（２）「静電写真のレーザ読み出し 」(Zermeno et al，In Application of Optical Instrumentation to Medicine VII，Edited by J．Gray，et al，SPIE 173，81-87(1979)；および（３）「デジ タルＸ線撮影のための新規な光導電体撮像システム」(DeMonts et al，Medical Physics，16，105-109(1989))に関連したものである。 全ての現存する医学的Ｘ線画像システムの基礎は、「スクリーン」上の燐層で ある。該スクリーンに吸収されたＸ線は光を放出し、この光は表面に到達して画 像を形成する。光の横方向の広がりは拡散によってのみ制限されるから、スクリ ーンの厚さに関係する。従って、スクリーンが厚い（これは量子吸光係数を増大 させるためには望ましいものである）ほど、画像はぼやけてくる。これは従来技 術の燐システムにおける高度画像情報の喪失を示すものであり、基本的かつ殆ど 不可逆的なものである。この喪失は、光ファイバーの形で成長され得るＣｓＩの ような蛍光体を用いることによって、或る程度緩和することができる。 ぼやけを排除するためのより良い方法が見出されており、これにはＸ線を検出 する無構造の光導電体の使用が含まれる。光導電体中で相互作用するＸ線は電子 ／正孔対を放出し、これは印加された電界によって光導電体の表面へと直接引っ 張られる。従って、光導電体表面における電荷潜像は、光導電体層が殆どの入射 Ｘ線を吸収するのに十分に厚くても、顕著にぼやけることはない。非晶質セレン （ａ−Ｓｅ）は、Ｘ線適用のための最も高度に開発された光導電体である。その 非晶質状態は、大きな領域に亘って、均一な特徴を極微小なレベルに維持する。 Ｘ線を収束させる手段が設けられておらず、撮像すべき身体部分よりも大きな影 Ｘ線を伴うので、Ｘ線撮影には大面積の検出器が不可欠である。 光導電体Ｘ線検出器の領域にで活発に行われている研究の一つの領域は、電荷 読み出しシステムの開発である。アントヌク等(Antonuk et al)は、下記の文献 に記載されているように、電荷読み出しのためのアクティブマトリックスアレイ を利用したＸ線撮像検出器の概念を開示した：（１）「放射線による治療および 診断撮像用の非晶質シリコン光ダイオードアレイの開発における、信号、ノイズ および読み出しの考察」(Medical Imaging V: Imaging Physics，SPIE 1443，10 8-119(1991))、（２）「デジタルＸ線撮像のための、高解像度および高フレーム 速度の平面パネルＴＦＴアレイ」（Medical Imaging 1994: Physics of Medical Imaging，Rodney Shaw，Editor，Proceedings of SPIE，2163，118-128(1994)) 、および（３）「水素添加非晶質シリコンアレイを用いた、メガボルトの診断用 Ｘ線撮像」(Medical Physics 19，1455-1466(1992))。彼等の初期の研究は、他 の研究者によって引き続き発展された：「２ｄ・ａ−Ｓｉ画像センサの高感度読 み出し」(Ichiro Fujieda，Robert A．Street，Richard L．Weisfield，Steve N elson，Per Nylen，Victor Perez-Mendez and Gyuseong Cho，Jpn．J．Appl．Ph ys．32，198-204)； 「直接的なＸ線光変換プロセス」(Henri Rougeot，In: Di gital imaging: AAPM 1993 Summer School Proceedings Ed: William Hendee an d Jon Trueblood(AAPM monograph 22，Medical Physics Publishing，1993)pp． 49-96)； 「非晶質シリコン薄膜アレイを用いたＸ線透視(fluoros copy）Ｘ線撮像」(UW Schiebel，N Conrads，N Uung，M Weilbrecht，H Wieczor ek，TT Zaengel，MJ Powell，ID French and C Glasse，Medical Imaging 1994 ：Physics of Medical Imaging，Rodney Shew，Editor，Proc．SPIE，2163，129 -140(1994))；および「非晶質シリコン画像センサアレイ」(MJ Powell，ID Fren ch，JR Jughes，NC Bird，OS Davies，C Glasse and JE Curran，Mat．Res．Soc ．Symp．Proc．258，1127-1137(1992))。 これら従来技術のシステムでは、Ｘ線を吸収するために蛍光体スクリーン（好 ましくは構築されたＣｓＩ層）が用いられ、発生した軽い光子は各画素に一つの 光ダイオードおよびトランジスタを有するアクティブマトリックスアレイにより 検出される。アントヌクは、「多重エレメント非晶質シリコン検出器アレイ(Mul ti-element Amorphous Silicon Detector Array)」について、MASDA という頭文 字略語を案出した。 〔発明の概要〕 本発明によれば、現在入手可能な放射線医学方式、Ｘ線撮影（迅速な連続Ｘ線 撮影を含む）およびＸ線透視の全てを実行する、デジタル検出器が提供される。 該検出器は、従来のＸ線室バッキートレイ(bucky tray)に容易に適合する大面積 の平面パネルを具備する。この検出器は、Ｘ線を検出して該Ｘ線のエネルギーを 電荷に変換する光導電体（即ち、好ましい実施例ではａ−Ｓｅ）の層と、非常に 大きい領域に集積された回路の形のアクティブマトリックスＴＦＴアレイとを利 用する。本発明を導く広い概念が、下記の論文に開示されている： 「非晶質セ レンの自己走査読み出しを用いたデジタル放射線医学」(Medical Imagin VII:Ph ysics of Medical Imaging，SPIE 1896，114-120(1993))。しかし、この従来技 術には、該装置の実施における一定の発明的側面は開示されておらず、この側面 は本件出願の基礎を形成するものに過ぎない。 本発明の一つの側面に従えば、ＴＦＴの高電圧保護を与えるために、二重ゲー ト構造が利用される。追加されるゲートは、下層電極の延設部として形成され、 半導体チャンネルを覆う所定厚さの誘電体を覆ってその上に重ねられる。過剰電 荷が電極に集められると、ＴＦＴがオンして、高い漏れ電流が画素電極上の過剰 電荷を流し去る。 本発明の更なる側面に従えば、低い画素電圧、低い漏れ電流および大きな電荷 漏れ時間定数をもった、Ｘ線エネルギーの吸収を高めるための集積された画素蓄 積キャパシタが提供される。好ましい実施例では、アクティブマトリックス読み 出しアレイの隣接したゲートラインまたは別の接地ラインに画素電極を重ねるこ とによって、集積された画素蓄積キャパシタが作製される。 本発明の他の側面に従えば、画像電荷捕集効率は、光導電層における電界分布 を操作して、画像電荷が画素電極に負荷され且つＴＦＴ読み出し装置には付加さ れないようにすることによって改善される。本発明の更に別の側面に従えば、Ｘ 線曝露を測定するために、画像検出器の中に光タイマーが集積される。 以下で更に詳細に説明するように、静電的なＸ線画像変換器が利用されるので 、好ましい実施例のシステムは、蛍光体に基づくシステム（構築されたＣｓＩを 用いたものも含む）よりも高い解像度の画像を提供する。従来技術のMASDA シス テムおよび好ましい実施例のシステムにおける信号／ノイズ比は、（NASDA では ＣｓＩおよびａ−Ｓｉ：Ｎ、好ましい実施例のシステムではａ−Ｓｅと仮定すれ ば）両者についてのＸ線から電荷への変換利得が同じであるから、本質的には同 一である。従って、本発明によるシステムの全体の画質は、従来のMASDA 装置を 用いて発生された画像の質よりも遥かに良好である。 更に、従来のMASDA システムに比較すると、好ましい実施例のシステムを製造 するための要件は有利である。第一に、MASDA はＣｓＩ構造を必要とし、これは 原理的には、均一なａ−Ｓｅ層よりも製造が困難である。第二に、Ｘ線はａ−Ｓ ｅにより直接的に電子に変換されるから、各画素に光ダイオードを設ける必要が なくなり、アクティブマトリックスアレイは単純化される。これによって、本発 明によるシステムは、従来技術のMASDA 装置に比較して更に単純化される結果、 経済的な製造をもたらす。 〔図面の簡単な説明〕 好ましい実施例の詳細な説明については、下記の図面を参照して後述する。 図１Ａは、好ましい実施例に従う撮像アレイの模式的平面図である。 図１Ｂは、図１Ａの撮像アレイについての等価回路である。 図２は、図１に示したアレイの一つの画素を横切る断面図である。 図３は、本発明による高電圧保護ＴＦＴのＩ−Ｖ特性を示すグラフである。 図４Ａは、図１に示したアレイの二つの画素を横切る断面図であり、好ましい 実施例に従い、ガイドレールを用いて電界線を曲げることにより改善された充填 因子(fill factor)を示している。 図４Ｂは、アレイの頂部層の平面図であり、ガードレールの配置を示している 。 図４Ｃは別の実施例を示しており、ここでは、画素電極の間に頂部誘電材料の 電荷トラップ特性を用い、電界線を曲げることにより充填因子が改善されている 。 図５は、好ましい実施例の光導電層をバイアスし、且つ別の実施例に従うドー ズ測定を与えるための、バイアス電極の配置を示す平面図である。 図６Ａおよび図６Ｂは、図５の線ＶＩ−ＶＩに沿った二つの異なる断面図であ る。 図７は、図５および図６の実施例に従った、ドーズ／ドーズ比率を測定するた めの光タイマー(photo-timer)および回路構成の模式図である。 〔好ましい実施例の詳細な説明〕 図１を参照すると、複数の画素を有するアクティブマトリックス１０が示されて おり、夫々の画素は画素電極１２、蓄積キャパシタ１４および薄膜トランジスタ （ＴＦＴ）１６を備えている。外部の走査制御回路１８は、画像電荷を画素から 複数のデータライン２０へ転送し、次いで外部の夫々の電荷増幅器２２へと送る ために、複数の制御ライン１９を介して、一行のＴＦＴを一度にオンさせる。同 時に、電荷増幅器２２の入力（仮想接地）によって、夫々の画素電極１２の電位 がリセットされる。夫々の行について得られた増幅された信号は、並列／直列変 換器またはマルチプレクサ２４によって複合化され、次いでアナログ／デジタル 変換器またはデジタイザ２６に送られる。 夫々のＴＦＴ１６は、三つの電気的接続を具備している。即ち、ドレイン（Ｄ ）は画素電極１２および画素蓄積キャパシタ１４に接続されている。ソース（Ｓ ）は、同じ列の全てのＴＦＴに共有された共通データライン２０に接続され、ま た 外部の電荷感受性増幅器２２に接続されている。ゲート（Ｇ）は、ＴＦＴ１６の 「オン」および「オフ」状態を制御するために用いられる。通常は、ＴＦＴ１６ をオンおよびオフさせるために、１０Ｖおよび−５Ｖが夫々適用される。 走査制御回路１８は、アクティブマトリックスＴＦＴアレイにワイヤボンディ ングされた、単結晶シリコン集積回路として製造すればよい。電荷増幅器２２お よびマルチプレクサ２４もまた、当該アクティブマトリックスアレイにワイヤボ ンディングされた単結晶シリコン集積回路として製造すればよい。 次に図２を 参照すると、大面積集積回路アクティブマトリックスの一つの画素が示されてい る。 先ず、ガラス基板２８上に金属層（好ましくはＣｒまたはＡｌ）を蒸着し（熱 蒸着またはスパッタリング）、フォトリソグラフィーを用いてパターンニングし て、ＴＦＴアレイのためのゲート電極領域（Ｇ）を形成する。以下で更に詳細に 説明するように、隣接した画素のゲートラインを延出させて、ゲートラインおよ び画素電極１２が、それらの間で延出した絶縁層３０と共に集積された、画素蓄 積キャパシタ１４を形成するようにしてもよい。或いは、蓄積キャパシタのため の別の接地復帰電極を、第一の金属層上で、ゲート電極ラインの間に形成しても よい。絶縁層３０は、ＰＥＣＶＤ（プラズマ増強化学的気相成長）または熱蒸着 を用いて堆積される。この絶縁材料は、ＳｉＯ２、Ｓｉ３Ｎ４、または両者を交 互に積層したものとすることができる。該絶縁層の厚さは、典型的には0.1 〜0. 5 μｍである。 次に、ドレイン（Ｄ）およびソース（Ｓ）の金属層を堆積し（熱蒸着またはス パッタリングによる）、フォトリソグラフィーを用いてパターンニングして、Ｔ ＦＴのためのドレインおよびソースのコンタクトパッド、画素電極およびソース ライン（即ち、データライン）を形成する。ＤコンタクトパッドおよびＳコンタ クトパッドの好ましい材料はＣｒであり、また、特別のＡｌコーティングをソー スラインに追加して、ソースライン抵抗を低下させるのが好ましい。次に、半導 体層３２（厚さは数百オングストローム）を蒸着し（例えば、ＣｄＳｅの場合は 熱的蒸着またはスパッタリングを用いる）、次いでフォトリソグラフィーを用い ることによりパターンニングして、ＴＦＴチャンネルを形成する（例えば幅は 30μで長さは50μｍだが、図示のＴＦＴの形状は本発明の可能な一つの実施例の みを示している）。上記の蒸着プロセスは、底部におけるＤおよびＳコンタクト ＴＦＴ構造について、ドレイン金属、ソース金属および半導体の製造工程に使用 される。頂部コンタクト構造を形成するためには、二つの工程を逆にすればよい 。 次に、0.3 〜５μｍの厚さをもった誘電体層３４（ＳｉＯ２、Ｓｉ３Ｎ４また は両者の交互積層膜）を堆積する。次いで、画素電極の頂部上の誘電体をエッチ ング除去して、画素電極を露出させる。 ＴＦＴの最終的な頂部金属層（好ましくはＡｌまたはＩＴＯ）は、スパッタリ ングまたは熱蒸着を用いて堆積され、フォトグラフィーを用いることによりパタ ーンニングして、画素電極１２（この領域の誘電体は既にエッチングにより除去 されているから、これは底部画素電極である）を形成する。以下で更に詳細に説 明するように、画素電極１２はゲート絶縁層３４の頂部を覆って延出し、二重ゲ ートＴＦＴ構造を形成する。画素電極からＸ線光導電体への陰電荷注入を防止す るために、頂部金属（Ａｌ）層を熱酸化することによりブロック層を形成しても よい。 次いで、均一層のＸ線感受性光導電体３６を、略500 μｍの厚さになるまで、 アクティブマトリックスの表面に直接堆積させる。好ましくは、光導電体は非晶 質セレン（ａ−Ｓｅ）から製造される。 適切なブロックコンタクトを有する光導電層３６上に頂部バイアス電極３８を 堆積させて、光導電層のバルク中で発生した電荷を該バイアス電極に流す一方、 このバイアス電極から光導電体へは電荷を注入させないようにする。Ａｕおよび インジウム等の幾つかのタイプの金属によって、セレンとのブロックコンタクト を形成することができる。別の実施例は、該バイアス電極を堆積する前に、絶縁 体（例えばＣｓＯ２）薄層をセレンの表面に堆積させるものであり、この絶縁膜 薄層はブロック層として働く。 図１Ｂに戻って簡単に説明すると、セレン層３６および頂部バイアス電極３８ は、各画素の陰極で高バイアス電圧（ＨＶ）に接続された光ダイオードとして、 模式的に示されている。 Ｘ線の照射に際し、Ｘ線エネルギーはＸ線光導電体３６により吸収され、電子 ／正孔対が発生する。バイアス電極３８と画素電極１２との間の電位差により発 生した印加電界の下で、放射線により発生した電荷は光導電体３６の表面に引き 寄せられ、画素電極１２に集められる。各画素における電荷の差がＸ線画像を表 す。 上記で述べたように、画素電極はＴＦＴ１６のドレイン（Ｄ）に接続される。 夫々の読み取りの際に、電荷増幅器２２の仮想接地入力により、画素電極の電位 はＴＦＴを通して接地電位にリセットされる。、 Ｘ線透視を適用するためには、バイアス電極３８に一定の高電圧が印加されて 、撮像検出器がリアルタイムで走査される（即ち、１秒当たり３０フレーム）。 １／３０秒フレーム毎に画像が得られ、リアルタイムで処理されて表示される。 Ｘ線撮影の適用については、バイアス電極３８に高電圧が適用され、またＸ線 曝露の際には走査は停止される（即ち、全てのＴＦＴ１６はオフされる）。当該 画像を読み出すために、曝露の直後に走査が再会される。 ａ−Ｓｅの場合、殆どの入射Ｘ線を吸収するためには、光導電体層３６は500 μｍオーダーの厚さとすることが必要とされる。従って、バイアス電圧は、10Ｖ ／μｍの電界下で5000ボルトのオーダーとしなければならない。異常な条件下で は、各画素での電位は損傷を与える高い値（例えば1000ボルト）に到達し得る。 好ましい実施例のＣｄＳｅ・ＴＦＴ１６は、略200 ボルト以下のＶｐで正常な機 能を維持することができる。従って、誤った異常な条件下であったとしても、Ｖ ｐは確実に100Ｖを超えないようにする必要がある。 上記で簡単に述べ且つ図２に示したように、ＴＦＴ１６を高電圧による破損か ら保護するために、二重ゲート構造が利用される。特に、画素電極１２（これは ＴＦＴのドレイン（Ｄ）に接続される）がＴＦＴ１６の上を延出し、第二ゲート として働く。頂部ゲートの電圧は、画素電圧に等しい印（即ち、ＶＴＧ＝ＶＰ） 。 頂部誘電体層３４の厚さを調節することによって、ＴＦＴ１６の転送特性に対 するＶＰの影響を制御することができる。頂部誘電体層３４は、100 Ｖの画素電 位での高電圧保護のために、通常は底部ゲート誘電体層の厚さの５〜１０倍であ る。図３は、異なったＶＰ値における、二重ゲートＴＦＴついてのＩＤ−ＶＧ特 性曲線を示している。正常な撮像条件（即ち、ＶＰ＜10Ｖ）において、底部ゲー ト制御パルスはＴＦＴ１６を正しくオン・オフさせる。しかし、ＶＰが100 Ｖを 超えると、底部ゲート制御パルスはもはやＴＦＴ１６をオフさせることができな い。この場合、高い漏れ電流によって画素電極１２上の過剰電荷が流出されてし まうので、ＶＰはもはや危険な高電位に到達することはない。 最大画素電圧ＶＰ（ｍａｘ）と誘電体厚さとの間の関係は、次のように表され る。 （εａ／ｄａ）＝（Ｖｔｈ／ＶＰ（ｍａｘ））×（εｂ／ｄｂ） ここで、εａは誘電体層３４の誘電定数であり、ｄａは誘電体層３４の厚さであ り、ＶＰ（ｍａｘ）は画素に印加される最大電圧であり、εｂは誘電体層３０の 誘電定数であり、ｄｂはその厚さである。ＶＰ（ｍａｘ）（通常は−５Ｖ）が底 部ゲート（Ｇ）に印加される場合は、画素電極１２がＶＰ（ｍａｘ）に達すると きにＴＦＴがオンしないことが望ましい。Ｖｔｈは、これが底部ゲート（Ｇ）に 印加された場合に、Ｖｐ＝０の時のＴＦＴをオンさせるであろう最小電圧を表す 定数である。従って、0.1〜0.5 μｍの範囲の厚さ、100 Ｖの最大画素電圧、お よび10Ｖの定数Ｖｔｈを有する誘電体層３０について、誘電体層３４は、誘電体 層３０と同じ誘電性が与えられるならば１〜５μｍの厚さを有するであろう。 可能な限り多くのＸ線エネルギーを吸収するように厚い光導電体層を作製するこ との別の重要性は、各画素のための小さなセンサー容量（例えば略0.01ｐＦ）が 創られることである。これによって三つの問題が生じ得る。第一に、画素容量（ 即ち、センサ容量Ｃｃａ、並びにＴＦＴのゲートおよびドレイン間のカップリン グ容量（Ｃｃｐ））が小さいために、ＴＦＴ１６のドレイン（Ｄ）上の画素電圧 Ｖｐは、画像電荷と共に迅速に上昇する（例えば略100 Ｖ／ｐｃ）。これは、Ｔ ＦＴ１６および外部電子部品（例えば走査制御回路１８、電荷増幅器２２、マル チプレクサ２４）に高電圧破損を起こし得る。第二には、夫々のＴＦＴ１６がオ フしたときに、操作制御回路１８から出力されるゲートパルス（例えば15ボルト ）の負の縁部(negative edge)による画素電極１２への電荷注入によって、画素 に負の電位が発生し、ゲート（Ｇ）とドレイン（Ｄ）との間に小さな順方向のバ イアスがもたらされる。これによって、ＴＦＴ１６の漏れ電流は著しく増大し得 る。第三に、夫々の画素についての電荷漏れ時間定数Ｃｐ×Ｒｏｆｆ（略 １０１３Ω）は、100 ｍＳである。従って、Ｘ線撮影適用の場合、最後に読み出 される画素では、短い漏れ時間定数に起因して著しい信号ロスが生じるであろう 。 好ましい実施例に従えば、図１および図２に示すように（ここでは、画素電極 １２を隣接画素のゲートライン（Ｇ）に重ねることにより、蓄積キャパシタ１４ が形成される）、画素電極１２を隣接画素のゲートライン（Ｇ）に重ねることに よって、集積された画素蓄積容量（ＣＳＴ）がＴＦＴアクティブマトリックスア レイに与えられる。画素電極１２を隣接ゲートラインに重ねる代わりに、別の接 地ラインを利用しても良い。薄い絶縁層３０（典型的には0.1 〜0.5 μｍ）から 大きな画素容量が得られ、0.5 〜１ｐＦの蓄積容量ＣＳＴを生じるが、これはＣ ＧＤよりも20倍大きく、光導電体層３６の容量よりも二桁大きい。画素電極の大 きさが200 μｍ（例えばＸ線透視および典型的なＸ線撮影について）よりも大き いとき、このＣＳＴの値は、各画素電極１２の領域の下にゲート電極（または別 の接地ライン）のパターンを延設することによって達成される。乳房Ｘ線写真の 適用については、画素の寸法はもっと小さくなければならないから（50μｍのオ ーダー）、ゲート電極を延設することに加えて、絶縁体を薄くすることが必要と される。 大きな集積された画素蓄積容量ＣＳＴにより、第一には、画素電圧ＶＰが画像 電荷と共に２Ｖ／ＰＣよりも大きく上昇せず、従って診断時のＸ線曝露レベル下 において破壊的な高電位に達しないことが保証される。第二に、ＴＦＴ１６がオ フした後は、画素電極上の電圧が接地電位近傍に復帰することにより、低い漏れ 電流が保証される。第三に、電荷漏れ時間定数は略１０秒であり、従ってＸ線撮 影適用のための如何なる有意な信号ロスも生じない。 図４を参照すると、図２と同様の、隣接した二つの画素に亘る断面図が示され ている。しかし、図２の断面図は蓄積キャパシタ１４を横切っているのに対して 、図２の断面図はこれを横切っていない。図４に示した実施例に従えば、画素電 極１２に隣接したグリッドとして、複数の平行なレール４０がソース線（Ｓ）と 重なるように配設されている。アクティブマトリックスのセンサアレイにおける 画像電荷の捕集効率は、充填因子（即ち、画素電極１２によって占められる各画 素面積の一部）によって制御される。典型的なＣｄＳｅ・ＴＦＴアレイの充填因 子 は、200 μｍの画素について略80％である。各画素の残りの部分は、殆どがソー ス線（Ｓ）で占められている。グリッド４０に対し、画素電位よりも有意に高い 電位を適用することによって、光導電層３６における電界分布は、画素電極１２ のみに画像電荷が負荷され且つソース線（Ｓ）には負荷されないように操作され る。図４に見られるように、電界線４２は画素電極１２の方に向けて曲げられ、 有効充填因子は増大され得る。実際のところ、グリッド４０に印加される電位は 、画素電極１２の電荷捕集効率を顕著に増大させるのに十分なもの（例えば、典 型的には数百ボルトのオーダー）でなければならない。 グリッド４０の平面図は、図４Ｂに示されている。 図４Ｃを参照すると、グリッドを利用して電界を曲げる代わりに、図４Ａおよ び４Ｂの実施例に示したように、画素電極における頂部誘電体材料の電荷トラッ プ特性を利用して電界を曲げてもよい。即ち、検出器の構築が完了した後に、シ ーズンニング加工(seasoning process)を行う。このシーズンニングを行うため に、検出器は多量のＸ線（或いは、頂部バイアス電極３８がＡｕのように半透明 であるときは可視光）に曝露され、ＴＦＴ１６は全てオンされ、電界がセレン光 導電体３６に印加される。光導電体３６の中で発生した正孔は、該光導電体の底 面へと引っ張られて画素電極１２に負荷されるか、或いは画素電極間の誘電材料 ３４にトラップされることになる。画素電極１２に負荷された正孔は、オンした ＴＦＴ１６を通って流れ去り、絶縁体３４にトラップされた正孔は、トラップさ れた正孔の数に比例して増大する表面電位を発生する。該絶縁体の電位が更なる 正孔を排斥するレベルにまで上昇したときに、該システムは平衡に達する。正孔 のトラップは長期に亘る効果をもつから、この段階の後に撮像のために検出器を 使用すると、Ｘ線により発生した正孔は優先的に画素電極１２に負荷され、これ により当該システムの有効充填因子は略100 ％に増大する。このシーズンニング 加工は、検出器が構築された後に１回行ってもよく、或いは撮像を行なうことが 予想される各当日の開始時に行ってもよい。更に、十分な使用時間後には、正孔 の排斥を行うのに十分なセレンの暗電流が発生するので、当該装置の長期使用後 に反復シーズンニングを行う必要はないと思われる。 本発明の更なる側面に従えば、アクティブマトリックス平面パネル検出器にＸ 線曝露量を測定する手段を組み込んで、画像検出と同時に、光タイミング機能(p hoto timing function)を実行するようにしてもよい。 図５は、上記のように高電圧電源に接続された頂部センサバイアス電極３８の 平面図である。複数（例えば、胸部放射線電極については３個が好ましい）の、 より小さい電極４２によってＸ線量の測定領域が与えられる。 バイアス電極３８は、ＤＣ高電圧（ＨＶ）の供給源に接続される。夫々の光タ イマー電極４２は、それ自身の線量／線量比率測定回路(dose/dose rate measur ement circuit)に接続される。図７に示すように、各電極４２は、光導電体３６ に適用されるＤＣ・ＨＶバイアス電位にセットされた接地レファレンスに対して ＋15Ｖおよび−１５Ｖを与えるために、一対の分離された電源により電源を供給 される増幅器７１の反転入力端に接続される。増幅器７１の反転入力端は、その 非反転入力端と同じ電位にあり、これはＤＣ／ＨＶバイアスに接続される。従っ て、電極４２は電極３８と同じ電位にある。Ｘ線が光導電体３６に吸収されると 、光タイマーの領域に発生した電流は増幅器７１へと流れる（蓄積キャパシタ１ ４およびＣＧＤにより閉ループ回路が与えられるからである）。Ｘ線透視の場合 、Ｘ線により発生した電流が増幅器のフィードバック抵抗で測定されて、出力電 圧信号を生じ、該電圧信号はＸ線発生器（図示せず）によって測定されて、それ が予測された値であるかどうか、従ってＸ線管電流を変化させるべきかどうかが 決定される。Ｘ線撮影の場合は、短いパルス（１秒の数分の１）によるＸ線曝露 の間に発生した光電流が、増幅器のフィードバックキャパシタ７５によって積算 される。増幅器７１の出力（Ｘ線発生器における回路によってもモニターされる ）が予め定められた値に達したときに、Ｘ線発生器はＸ線の発生を停止すること になる。 撮像モード（Ｘ線透視またはＸ線撮影）は、リレー７７によって電気的に選択 される。リレー７７は増幅器回路に接続されているから、それは同じレファレン ス（即ち、ＤＣ・ＨＶ電位）をもった制御信号により動作されなければならない 。 図６Ａの実施例の断面図においては、光タイマーバイアス電極４２を共通の頂 部バイアス電極３８から絶縁するために、間隙４３が設けられているのに対して 、図６Ｂの実施例の断面図では、電界適用のための間隙は示されておらず（平面 で 見たとき）、電極間の必要な絶縁は絶縁層４４の追加によって与えられている。 本発明の他の実施例および変形もまた可能である。このような全ての改変およ び変形は、添付の請求の範囲により定義される本発明の範囲内にあるものと信ず る。

───────────────────────────────────────────────────── 【要約の続き】 よって改善される。また、Ｘ線曝露を測定するために、 画像検出器の中に光タイマーが集積される。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．アクティブマトリックス撮像装置であって： ａ）複数の行および列に配置された薄膜トランジスタ（夫々の トランジスタは制御末端および一対の信号末端を有する）のアレイと； ｂ）前記夫々の薄膜トランジスタを覆う誘電体層と； ｃ）複数の制御ライン（その夫々は、前記複数の行のうちの一 つに含められた、前記薄膜トランジスタの夫々の制御末端に接続される）を有す る操作制御回路手段と； ｄ）複数のデータライン（その夫々は、前記複数の列のうちの 一つに含められた、夫々の薄膜トランジスタにおける前記一対の信号末端のうち の第一の末端に接続される）を有する読み出し回路手段と； ｅ）複数の画素電極（その夫々は、前記薄膜トランジスタアレ イに含められた夫々の薄膜トランジスタにおける、前記一対の信号末端のうちの 第二の末端に接続される）と； ｆ）前記複数の画素電極の夫々に接続された、複数の蓄積キャ パシタと； ｇ）前記複数の画素電極および前記誘電体層を覆って重ねられ た光導電層（この中では、放射線に対する前記光導電層の曝露に応答して電子／ 正孔対が発生する）と、 ｈ）前記光導電層を覆って重ねられたバイアス電極と； ｉ）前記バイアス電極と前記複数の画素電極の一つとの間に高 電圧差を樹立するための第一の電圧手段であって、該電圧差によって、前記電子 ／正孔対により発生した電荷が前記複数の画素電極の一つに夫々捕集され、該捕 集された電荷は前記放射線曝露の強度に比例するような第一の電圧手段と； ｊ）前記一対の信号末端における前記第一の末端の近傍におい て、前記電荷を前記画素電極に向けて排斥する電界を樹立するために、前記複数 の列のうちの一つに含められた夫々の薄膜トランジスタの前記一対の信号末端に おける前記第一の末端を覆う手段とを具備した、アクティブマトリックス撮像装 置。 ２．請求項１に記載のアクティブマトリックス撮像装置であって、前記夫々の薄 膜トランジスタにおける前記一対の信号末端のうちの前記第一の末端を覆う手段 が、更に、電圧が前記バイアス電極とは反対極性であるソースに接続された複数 のグリッドラインを具備する装置。 ３．請求項１に記載のアクティブマトリックス撮像装置であって、前記夫々の薄 膜トランジスタにおける前記一対の信号末端のうちの前記第一の末端を覆う手段 が、更に、前記電荷を吸収することにより、長時間にわたって前記電荷に対する 斥力電界を形成するための誘電体層を具備する装置。 ４．請求項１に記載のアクティブマトリックス撮像装置であって、夫々の前記蓄 積キャパシタが、関連した一つの前記薄膜トランジスタにおける前記画素電極と 共通末端を有する第一の電極と、隣接した一つの前記薄膜トランジスタの制御末 端と共通末端を有する第二の電極と、それら電極の間の誘電体層とを具備する装 置。 ５．請求項１に記載のアクティブマトリックス撮像装置であって、前記蓄積キャ パシタの夫々が、前記画素電極と共通末端を有する第一の電極と、前記別の接地 リターンに接続された第二の電極と、これら電極の間の誘電体層とを具備した装 置。 ６．請求項１に記載のアクティブマトリックス撮像装置であって、更に、前記電 子／正孔対により生じた前記電荷の対立する一方を受け取って捕集するための前 記バイアス電極における複数の放射線量検出領域と、前記放射線に対する撮像措 置の積算曝露を表す出力信号を発生させるための、前記放射線量検出領域に接続 された増幅器手段とを具備した装置。 ７．アクティブマトリックス撮像装置であって： ａ）複数の行および列に配置された薄膜トランジスタ（夫々の トランジスタは第一の制御末端および一対の信号末端を有する）のアレイと； ｂ）前記夫々の薄膜トランジスタを覆う誘電体層と； ｃ）複数の制御ライン（その夫々は、前記複数の行のうちの一 つに含められた、前記薄膜トランジスタの夫々の制御末端に接続される）を有す る操作制御回路手段と； ｄ）複数のデータライン（その夫々は、前記複数の列のうちの 一つに含められた、夫々の薄膜トランジスタにおける前記一対の信号末端のうち の第一の末端に接続される）を有する読み出し回路手段と； ｅ）複数の画素電極（その夫々は、前記薄膜トランジスタアレ イに含められた夫々の薄膜トランジスタにおける、前記一対の信号末端のうちの 第二の末端に接続される）と； ｆ）前記複数の画素電極の夫々に接続された、複数の蓄積キャ パシタと； ｇ）前記複数の画素電極および前記誘電体層を覆って重ねられ た光導電層（この中では、放射線に対する前記光導電層の曝露に応答して電子／ 正孔対が発生する）と、 ｈ）前記光導電層を覆って重ねられたバイアス電極と； ｉ）前記バイアス電極と前記複数の画素電極の一つとの間に高 電圧差を樹立するための第一の電圧手段であって、該電圧差によって、前記電子 ／正孔対により発生した電荷が前記複数の画素電極の一つに夫々捕集され、該捕 集された電荷は前記放射線曝露の強度に比例するような第一の電圧手段と； ｊ）前記夫々の薄膜トランジスタの前記第一の制御末端とは反 対側の更なる制御末端であって、その夫々は前記画素電極の夫々一方の延設部を 形成しており、前記誘電体層の所定の膜厚について、所望の電圧とは無関係の予 め定められた過剰量の画素電圧が前記第一の制御末端に印加された場合にも、前 記薄膜トランジスタの夫々が動作可能なまま残り、これによって過剰な高画素電 圧に対する前記薄膜トランジスタの保護を与える更なる制御末端とを具備した、 アクティブマトリックス撮像装置。 ８．請求項７に記載のアクティブマトリックス撮像装置であって、夫々の前記蓄 積キャパシタが、関連した一つの前記薄膜トランジスタにおける前記画素電極と 共通末端を有する第一の電極と、隣接した一つの前記薄膜トランジスタの制御末 端と共通末端を有する第二の電極と、それら電極の間の誘電体層とを具備する装 置。 ９．請求項７に記載のアクティブマトリックス撮像装置であって、更に、前記電 子／正孔対により生じた前記電荷の対立する一方を受け取って捕集するための前 記バイアス電極における複数の放射線量検出領域と、前記放射線に対する撮像措 置の積算曝露を表す出力信号を発生させるための、前記放射線量検出領域に接続 された増幅器手段とを具備した装置。 10．請求項７に記載のアクティブマトリックス撮像装置であって、前記誘電体層 の前記所定の厚さが、 11．アクティブマトリックス撮像装置であって： ａ）複数の行および列に配置された薄膜トランジスタ（夫々の トランジスタは第一の制御末端および一対の信号末端を有する）のアレイと； ｂ）前記夫々の薄膜トランジスタを覆う誘電体層と； ｃ）複数の制御ライン（その夫々は、前記複数の行のうちの一 つに含められた、前記薄膜トランジスタの夫々の制御末端に接続される）を有す る操作制御回路手段と； ｄ）複数のデータライン（その夫々は、前記複数の列のうちの 一つに含められた、夫々の薄膜トランジスタにおける前記一対の信号末端のうち の第一の末端に接続される）を有する読み出し回路手段と； ｅ）複数の画素電極（その夫々は、前記薄膜トランジスタアレ イに含められた夫々の薄膜トランジスタにおける、前記一対の信号末端のうちの 第二の末端に接続される）と； ｆ）前記複数の画素電極の夫々に接続された、複数の蓄積キャ パシタと； ｇ）前記複数の画素電極および前記誘電体層を覆って重ねられ た光導電層（この中では、放射線に対する前記光導電層の曝露に応答して電子／ 正孔対が発生する）と、 ｈ）前記光導電層を覆って重ねられたバイアス電極と； ｉ）前記バイアス電極と前記複数の画素電極の一つとの間に高 電圧差を樹立するための第一の電圧手段であって、該電圧差によって、前記電子 ／正孔対により発生した電荷が前記複数の画素電極の一つに夫々捕集され、該捕 集された電荷は前記放射線曝露の強度に比例するような第一の電圧手段と； ｊ）前記電子／正孔対により生じた前記電荷の対立する一方を 受け取って捕集するための前記バイアス電極における複数の放射線量検出領域と 、 ｋ）前記放射線に対する撮像措置の積算曝露を表す出力信号を 発生させるための、前記放射線量検出領域に接続された増幅器手段とを具備した 、アクティブマトリックス撮像装置。 12．請求項１１に記載のアクティブマトリックス撮像装置であって、更に、前記 線量検出領域と前記バイアス電極との中間に、両者間の電気的絶縁を与えるため の間隙を有する装置。 13．請求項１１に記載のアクティブマトリックス撮像装置であって、更に、前記 放射線量検出領域と前記バイアス電極との中間に、両者間の電気的絶縁を与える ための絶縁物層を有する装置。 14．請求項１１に記載のアクティブマトリックス撮像装置であって、更に、前記 増幅器手段の出力端および一つの入力単に接続されたリレーを具備し、該リレー が閉じられたときに、Ｘ線透視またはＸ線撮影の何れかに際して、前記撮像装置 を動作させる一つの撮像モードで放射線量検出を行うために、前記出力端と前記 一つの入力端との間のフィードバック経路が与えられる方法。 15．請求項１１に記載のアクティブマトリックス撮像装置であって、更に、前記 増幅器手段の出力端および一つの入力単に接続された抵抗器を具備し、前記撮像 装置を動作させるＸ線透視モードで放射線量検出を行うために、前記出力端と前 記一つの入力端との間のフィードバック経路が与えられる方法。 16．請求項１１に記載のアクティブマトリックス撮像装置であって、更に、前記 増幅器手段の出力端および一つの入力単に接続されたキャパシタを具備し、前記 撮像装置を動作させるＸ線撮影モードで放射線量検出を行うために、前記出力端 と前記一つの入力端との間のフィードバック経路が与えられる方法。 17．請求項１１に記載のアクティブマトリックス撮像装置であって、夫々の前記 蓄積キャパシタが、関連した一つの前記薄膜トランジスタにおける前記画素電極 と共通末端を有する第一の電極と、隣接した一つの前記薄膜トランジスタの制御 末端と共通末端を有する第二の電極と、それら電極の間の誘電体層とを具 備する装置。