JPH07502865A - 電離放射線のリアルタイムディジタル映像化及び照射線量測定のための薄膜，平板状の画素化された検出器のアレー - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 電離放射線のリアルタイムディジタル映像化及び照射線量測定のための４Ｍ、平 板状の画素化された検出器のアレーリ世願に関する情報 この出願は、現在米国特許第５．０７９．４２６号となっている１９９１年４月 ８日付は米国出願第０７／６８１．６５０号の一部継続出願であり、その親出願 は現在放棄となっている１９８９年９月６日付は米国特許出願第０７／４０３． ４５０号の継続出願である。この発明は、政府の援助（許可第ＲＯＩＣＡ５１３ ９７）を米国健康機構（Ｎａｔｉｏｎａｌ　Ｉｎ５ｔｉｔｕｔｅ　ｏｆＨｅａｌ ｔｈ）から受けて成されたものである。政府は本発明についである一定の権利を 有する。

技術分野 本発明は一般的には放射線検知装置の分野に関するものであり、特にリアルタイ ムのディジタル放射線映像化装置の分野に関する。

背景技術 現代のメガボルト（ａｅｇａｖｏｌｔａｇｅ）の放射線治療や診断用Ｘ線映像化 の分野においては、高エネルギーのフォトン（光子）のリアルタイムな映像化が 非常に有用でかつ極めて重要な技術となっているいくつかの事例がある。

外部ビームによるメガボルト放射線治療においては、腫瘍組織を含んだ目標部位 を照射するのに高エネルギーのガンマ線やＸ線ビームが使用される。これらの高 エネルギーフォトンは通常、放射性６Ｏ−Ｃｏ供給源（１，１７ＭｅＶ及び１． ３３ＭｅＶのガンマ１１１）から得るか、あるいは３ＭＶから５０ＭＶのエネル ギーをもったＸ線の制動放射フォトンビームを発生ずる加速器によって作り出す 。

そのような治療においては、目標部位に最大量を放射し、周囲の組織には最小量 の放射となるようにすることが非常に望ましい。治療は普通数週間にわたって毎 日患者に照射することにより行われるが、その治療に先だって、患者は、照射す る領域を特定し、又照射をどのように行うかを規定する°治療プラン”を決定す るための数多くの準備ステップに従う。しばしば、これらのステップの１つは患 者を“治療シミュレーター°に乗せることであるが、この装置は治療装置の動き とジオメトリ−（ｇｅｏｍｅｔｒｙ）をシミュレートするものであり、患者の透 視及び放射線写真による診断用Ｘ線映像を提供する。このシミュレーターはこの ように、メガボルトの放射線の代わりに診断用Ｘ線を使って患者に対する治療を シミュレートする手段を提供してくれるものである。シミュレーションの間、透 視のＸ線映像は、患者の位置を操作しながら患者の体を即時に観察するという、 リアルタイムの手段を提供してくれるのである。このようなやり方で、模擬治療 ビームに対する望ましい患者の向きが得られる。ノミュレーノヨンの後、シミュ レーションの間に記録されたＸ線映像を、患者の治療プランを策定するために利 用する。

この治療プランの最終的な目標は、実際の治療をどのように行うか、すなわち、 目標部位に十分な照射を行い、かつ周囲の正常組織への照射を抑えるために、幾 何学的及び量的にメガボルトビームをどの様に組み合わせて使用するかを、正確 に決定することにある。ノミュレーンタンで得た情報やＣＴやその他の映像化情 報類を処理できるコンピューターの助けを借りて治療プランが決定されると、通 常そのプランの幾何学的な正確さを確認するための“確認シミュレーション”を 行うために患者は再びシミュレーターに戻される。

患者か治療室に連れてこられた後、治療に先だって、治療用ビームに対する患者 の向きか、ンミュレーター室で設定した向きと正確に一致しているかどうかを確 認することか非常に望ましい。それか確認されれば、処方された量を目標部位に 照射する。患者の体か患者の無意識あるいは意識的な動作によって動いてしまう ことから、目標部位にうまく照射できない。このため、目標部位への照射量が過 少になったり、あるいは周囲の組織への照射量が過剰になったりすることが起こ り得る。さらに加えて、コンピューターでコントロールされた走査式の治療用ビ ームを用いる治療装置では、そのビームかバースト（ｂｕｒｓｔ）毎に正しい方 向に向いているかどうかという別の不確かさもある。

上記の問題は、メガボルトのフォトンビームをリアルタイムで映像化することで 解決することができる。い（っかのリアルタイム映像化装置が世界中で開発され つつある。リアルタイムのメガボルト映像化装置の１つがアムステルダムにある オランダ癌協会（Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓ　ＣａｎｃｅｒＩｎｓ　ｔ　ｉ　ｔｕ ｔｅ）のＨ，ミールテンス（Ｈ，Ｍｅｅｒｔｅｎｓ）により開発さね、ヨーロッ パ特許出願第０１９６１３８号（米国特許第５，０１９，７１１号対応）に開示 されている。このミールテンスの装置は走査式の液体イオン化チャンバの原理で 作動するものである。しかしながらこのミールテンスの装置は、与えられた時間 内では全体像の一部分の映像信号しか検出することができない。

放射線検知装置は、ハイネセソク（Ｈｙｎｅｃｅｋ）による米国特許第４．６７ ９．２１．２号；ルデレールら（Ｌｕｄｅｒｅｒ　ｅｔ　ａｌ、）による米国特 許第４．２５０．３８５号、ディビアン力（ＤｉＢｉａｎｃａ）による米国特許 第４，７０７．６０８号；ヘイク（Ｈａｑｕｅ）による米国特許第４．２８８． ２６４号、クルガー（Ｋｒｕｇｅｒ）による米国再発行特許第３２．１６４号、 バルネス（Ｂａｒｎｅｓ）による米国特許第４．６２６．６８８号、ディビアン カら（ＤｉＢｉａｎｃａ　ｅｔ　ａｌ、）による米国特許第４．５２５．６２８ 号に開示されているが、これらの検知装置はメガボルトのフォトンをリアルタイ ムで映像化できない。

カメラと透視法との組み合わせによる映像化装置の開発努力によって、品質か大 きく変化する映像を、１秒間に４枚から８秒ごとに１枚の速度で得ることができ るようになった。このようなシステムは、視野全体にわたる映像信号を同時に検 出できる点にメリットかある。しかしながら、カメラの高価で繊細な映像化用電 子部品は約１０ないし１３０キロランドの照射量を受けると修復不能に攪傷して しまう。したかって、金属−蛍光体スクリーンの組み合わせで生み出される光を 、直接の照射を受ける領域の外に設置されたカメラに反射させるために鏡が使わ れる。こうすると、本来邪魔になるようなものを置くことが極めて望ましくない 治療台の近くに大きな光学用の箱を置かなければならなくなる。しかも、カメラ はスクリーンから２．３フイートに置かれることになり、またカメラの目標物は スクリーンに比べて小さいため、スクリーンから放出される光の極く少量、１％ 以下だけがカメラによって利用されることになる。その結果、映像の品質は金属 −蛍光体スクリーンで検出される高エネルギーの量子（ｑｕａｎｔａ）によって ではな（、カメラの集光段階によって制限されてしまい、したがってそこで得ら れる映像は最適のレベルより低いものとなる。

最近、密封式で先細の光ファイバーから成る別のカメラ−透視式メガボルト映像 化装置が、Ｉｎｔ、Ｊ、Ｒａｄｉａｔｉｏｎ　Ｏｎｃｏｌｏｇｙ　Ｂｉｏｌ、。

ｐｈｙｓ　第１８巻、１４７７−１４８４頁に報告されている。このファイバー は表面積４０ｘ４０ｃｍ”、厚さ１２ｃｍのもので、金属−蛍光体スクリーンの 後ろ側のビーム中に置かれ、光をビデオカメラに“導く”ようになっている。こ の光ファイバーは、入り口側で１．５ｘ１．５ｃｍ”の束に束ねられ、この映像 化装置の厚さは１２ｃｍである。残念ながら、このシステムの集光効率は鏡−カ メラ方式よりも悪く、かつそれらのシステムと同様にかさばる。

上述のような光学式のメガボルト映像化システムにおいては、蛍光層から放出さ れる可視光フォトンのうち１％よりも相当少ない量しか信号に変換されない。

従って、減衰は、Ｘ線が高エネルギーのエレクトロンに変換され蛍光体に入る段 階ではなく、光を集める段階で起こる。そのために、上記システムでの映像化の 品質とスピードに悪影響を与える。更に、カメラ−捜方式や光フアイバー透視映 像化システムの両方ともかさばり、これらの映像化装置の臨床での使用を制限す ることになっている。

診断用のＸ線映像化においては、映像化される対象物はＸ線源とＸ線レセプター の間に置かれる。Ｘ線はＸ線管で発生され、使用されるＸ線エネルギーの範囲は Ｘ線管の最高電圧約２０ｋＶｐないし約１５０Ｋｖｐに対応したものである。

診断用のＸ線映像化は２つのモード、放射線写真法と透視法に分類されるであろ う。現在性われている放射線写真映像化においては、１回のＸ線の照射によって 得られる１枚又は複数枚のＸ線写真を、その映像又は映像群を見ることができる ようにする前に何らかの（フィルム現像のような）中間ステップが必要とされる 方法で記録している。したかって、それらの映像又は映像群は照射の直後に提示 することはできない。つまり数秒以内にそれらの映像を得ることはできないわけ である。映像化される対象物は動きのあるものであり、通常その映像化の目的は そうした動きを固定するに十分な短い間隔で個々の映像をとらえることにある。

透視法による映像化においては、照射の期間中に一連の連続した映像が作られる とともに観察者に提示され、これによって対象物をリアルタイムで映像化するこ とができる。

同様に、放射線治療の映像化も放射線写真と透視モードに分けられる。毎日の主 治療に先だって、まず主治療の照射量に比べて少量の照射を行って、患者の映像 １枚を得る。あるいは、治療用の全照射量を用いて１枚の映像を得ることもでき る。この両者の映像化の形は基本的には映像を得るための放射線写真モードであ る。代わりの方法として、治療用の全量又は一部の照射量で照射している間、一 連の連続映像を得て表示することもできる。これは明らかに、透視モードの映像 化である。

放射線写真と透視によるＸ線映像化（Ｘ線写真法及びＸ線透視法とも呼ばれる） は、１８９５年にＸ線が発見されて以来発展し続けている。この分野の発展を要 約（７たものは多くあるが、簡略に書かかれた最近のものとしては１９８９年１ １月発行のラジオグラフィックス誌（ＲａｄｉｃＧｒａｐｈｉｃｓ）第９巻第６ 号にある。

現在では、殆どの診断用放射線写真映像化はフィルム−スクリーンシステムを使 用して行われるが、これはＸ線をフィルム感光用の光に変換する１枚の蛍光体ス クリーンの隣又は２枚の蛍光体スクリーンの間にＸ線フィルムを置くものである 。そしてこのフィルムを現像し、フィルムから直接映像を見たり、あるいはモニ ターで表示するためにフィルムをディジタル化する。放射線写真映像をつくる２ 番目の方法は、いわゆる走査式レーザー励起発光法とよばれるものである（Ｒａ ｄｉｏＧｒａｐｈｉｃｓ誌、第９巻第６号、１９８９年１１月、１１４８頁）。

この方法では、光感応性の蛍光体を含んだ板に、フィルムを感光させるのと同し ように、光を当てる。そして、レーザーによってこの蛍光体から″信号を読出し ゛、この信号をディジタルの形に直接変換するのである。フィルム及び光感応性 の蛍光体は、ともに放射線写真映像を得るための実用的で有用な手段を提供する ものである。しかしなからこの両方法とも、フィルムの現像あるいはレーザーの スキャニングのだめの時間か必要なため、照射直後に映像を提示することはでき ない。フィルムの現像には通常約９０秒程度かかり、また一方のレーザースキャ ニングには数分かかり、さらにフィルム現像装置やレーザースキャナーへの送り 込みや取り出しに更に数分かがる。そのうえ、ＸＩＩ管は簡便に持ち運び可能で あるのに対し、フィルム現像装置やレーザースキャナーはとても持ち運びはでき ない。そして最後に、高品質のフィルム現像のためには、フィルム現像装置の化 学薬品の温度及び品質を常にチェ’７りしなければならない。照射直後に、っま り１．２秒の間に放射線写真映像を提示できる映像技術の開発が切望されるとこ ろである。これが開発されれば、撮影技師にすばやくフィードバックすることが でき、得られた映像が品質的に十分であるかあるいは撮り直しが必要かを撮影技 師に判断させることができるようになる。これは放射線写真映像化に関わる時間 と費用を大幅に節減することになる。さらに、照射毎に最適に近い映像を確実に 得られるように、電子映像化装置にコントロール装置を組み込むこともでき、こ れにより再撮影の回数を減らすことかでき、患者に対する照射総量も減らすこと ができることになる。ディジタルの診断用映像を得るための電子装置を開発する 数々の試みが報告されているが、最も有望なのはフォトダイオード走査形直列ア レーとコリメーンヨンであろう（Ｒａｄ　１ｏＧｒａｐｈ　ｉ　ｃｓ誌、第９巻 第６号、１９８９年１１月、１１４８頁）。現在までのところ、このような装置 は実際の臨床使用には適用されるに至っていない。

診断用の透視映像化は、現在Ｘ線映像強化管を使用して行われている（Ｒａｄｉ ｏＧｒａｐｈｉｃｓ誌、第９巻第６号、１９８９年１１月、＋１３７．１１３８ 頁）。この映像強化管は、通常Ｃｓｌスクリーンを使用して、入射放射線を光に 変換している。そして、いくつかのステップを経て光が増幅され、映像強化管か ら出た光は、カメラやＣＣＤあるいはそれらに類似した装置により捕捉され電子 映像に変換される。すなわち、Ｘ線映像強化管は、カメラやＣＯＤあるいはそれ らに類似した装置とともにＸ線映像強化（ＸＲＩ＋）透視写真映像化ユニットを 構成する。ＸＲＩ＋ユニットは非常に有用な透視映像化装置ではあるが、この装 置には多くの重大な欠陥がある。第１に、ＸＲＩ＋ユニットは通常長さが５０ｃ ｍを越え、比較的かさばる。これは種々の臨床使用においては決定的な障害とな る。例えば、ＸＲＩ＋ユニットは放射線治療シミュレーターの可動域を制限し、 シミュレートできる治療位置を限定してしまう。また種々の診断用Ｘ線処置にお いてもこのＸＲＩ＋ユニットの大きさゆえの制限か起きる。第２に、映像強化装 置やカメラに付随する種々の周知の影響によって、歪みやグレアが起こり、映像 の品質か損なわれる。さらに、ＸＲＩ＋ユニットは迷走磁場の影響を受けやすく 、一般的には最高の映像化性能を保つのか難しい。これに代わる技術として、薄 く、軽量で、歪みやグレア、ならびにＸＲＩＩユニットかこうむるような磁場の 影響を受けないような技術かあれば非常に有用である。さらに、そのような代替 技術は高品質の映像を提供するポータプルタイプの透視映像化装置も可能にする であろう。ＸＲＩＩユニットではこれらの可能性を実現することはまず無理であ る。

上記の議論か呟メガボルトＸ線及びガンマ線、ならびに診断用品質のＸ線を使用 する透視映像化には、照射期間中の連続的な映像の生成と提示か含まれることは 明らかである。つまり、このような映像化は必然的にリアルタイムのものである 。さらに、フィルムースクリーンンステムや光感応蛍光体のような技術を利用し て実施される放射線写真映像化では、映像を提示できるようにする前の段階で、 （フィルム現像やレーザースキャニングのような）時間のかかる中間ステップが 必要とされる。したがってこのような映像化は本質的にリアルタイムとはいえな い。診断用放射線写真映像化の一つのバリエーションとして、一連のＸ線フィル ムを高速で次から次へと露光するか、あるいは１本のロールフィルムに次々と露 光するものか出てきている。しかしこれもまた、照射の間あるいは照射の直後に 映像を提示できないものであることから、リアルタイム映像化ではない。しかし ながら、もし高品質の放射線写真映像を照射の直後に提示できるような実用的な 技術か開発されれば、これはまた別の形のリアルタイム映像化ということになる 。さらに、もしこの代わりの映像化装置かディジタルの形で映像を提供すること かできれば、像の電子的処理や提示、及び電子的な記録及び転送が容易になるの で、極めて有用なものとなるであろう。以上概観してきたように、リアルタイム の放射線治療ないしは診断用のディジタル映像化を提供できる技術かあればその 利点は極めて大である。

メガボルトの７オトン照射による治療や診断用Ｘ線映像化のためのリアルタイム 映像化装置のための材料の選択に当たっては、材料が長期間にわたる高レベルの 照射に耐え得るものであるよう注意を払わなければならない。もう一つ考慮すべ き点は、照射検出エレメント類は比較的広範囲の表面に配置しなければならない ということである。例えば、頭部や首の門脈の放射線治療においては少なくとも ２５Ｘ２５ｃがの検出面積が必要である。骨盤、腹部及び胸部門脈の場合は５０ Ｘ５０ｃｍ’の表面積が望まれる。歯の映像化においては、大体２　Ｘ　２　ｃ ｗ”から大きくても３　Ｘ　４　ｃｍ”程度の小さな映像化装置であれば臨床上 有用である。診断用のＸ線写真法やＸ線透視法においては、６０Ｘ６０ｃｃ程度 の大きさの映像化装置か有用であろう。固体状の映像化装置も切望されるところ であるが、上記のような面積の結晶性半導体検出装置の製造はまぎれもなく極端 に高価なものとなるであろう。

ａ−Ｓｉ：Ｈ（水素化アモルファスシリコン）の発展によって、広い面積を非常 に経済的にカバーすることかできる放射線に対して高い耐性をもった材料が実現 した。これについてはブイ・ペレスーメンデスら（Ｖ、Ｐｅｒｅｚ　−Ｍｅｎｄ ｅｚ　ｅｔ　ａｌ、）、”アモルファスシリコン検出器における信号、リコンビ 不−ション効果及びノイズ”、Ｎｕｃｌｅａｒ　ＩｎｓｔｒｕｍｅｎｔａｎｄＭ ｅｔｈｏｄｓｉｎＰｈｙｓｉｃｓＲｅｓｅａｒｃｈＡ２６０（１９８７）：１９ ５−２００Ｓ　Ｅｌｓｅｖｉｅｒ　５ｃｉｅｎｃｅＰｕｂｌｉｓｈｅｒｓ　Ｂ、 Ｖ、；及びアイ・ディ・フレンチら（１，Ｄ。

Ｆｒｅｎｃｈ　ｅｔ　ａｌ、）、“アモルファスシリコン電界効果トランジスタ ーへのγ−照射の影響”、Ａｐｐｌｉｅｄ　Ｐｈｙｓｉｃｓ　Ａ３１，１９−２ ２．１９８３、Ｓｐｒｉｎｇｅｒ−Ｖｅｒｌａｇを参照。

いまやアモルファスシリコン薄膜トランジスターは、広面積のエレクトロニクス 機器類へ応用できることが認識されている。これについては、エッチ・ンー・ツ ウアン（Ｈ，Ｃ，Ｔｕａｎ）　、“アモルファスシリコン薄膜トランジスター及 びその広面積エレクトロニクスへの利用”、Ｍａｔ、Ｒｅｓ、Ｓｏｃ、Ｓｙｍｐ Ｐｒｏｃ、Ｖｏｌ、３３　（１９８４）Ｅｌｓｅｖｉｅｒ　ＳｃｉｅｎｃｅＰｕ ｂｌｉｓｈｉｎｇ　Ｃｏｍｐａｎｙ、Ｉｎｃ、を参照。

水素化アモルファスシリコンで作られたアモルファスシリコンの電離粒子検出器 は、高エネルギーの電離粒子の存在、場所、及びその量を検出できることが知ら れている。これについてはストリートら（Ｓｔｒｅｅｔ　ｅｔ　ａｔ、）、米国 特許第４．７８５．１８６参照、ただし、この特許は、リアルタイム映像化装置 を作るために、ａ−３ｉ：Ｈフォトダイオードを他のエレメントと組み合わせて どのように利用するかについては開示していない。

ロウゲット（Ｒｏｕｇｅｏｔ）の米国特許第４，７９９．０９４号は、僅かにｒ ｌ−ドープされた水素化アモルファスシリコンの基板に接続されたｐ−ドープの フローティンググリッドのアレーを膏する光感応性の装置を開示している。ロウ ゲットはトランジスターを光検出器として使用しているので、発生する電子正孔 対の数がリアルタイム映像化を実現するためには相当不足するものと思われる。

発明の開示 したがって、本発明の一つの目的は、放射されるメガボルトの照射ビームの中心 軌跡をパルスごとにモニターできるようにすることである。

もう一つの別の目的は、メガボルトビームを照射された患者のリアルタイムの放 射線写真又は透視の映像を得ることにある。

さらに別の目的は、目標部位に対する治療量の正確な照射を確実にするため及び 確認するために、リアルタイムで、照射フィールドでの照射量を測定することで ある。

また別の目的は、フィルムの現像や光感応蛍光体プレートのレーザースキャニン グのために待つ必要なしに、リアルタイムの診断用Ｘ線放射線写真映像を照射後 ただちに提示できる形で得ることにある。

また別の目的は、映像強化透視装置よりはるかにコンパクトな装置を用いてリア ルタイムの診断用Ｘ線透視映像を得ることにあり、そしてこの装置は歪みやグレ ア、及びＸＲＩＩユニットかかかえている磁場の影響がない、より高品質の映像 を提供できるものであることである。

また別の目的は、かさばるＸＲＩＩユニットより相当薄い映像化装置を用いてリ アルタイムの診断用Ｘ線透視映像を得ることにあり、これにより放射線治療のシ ミュレーンヨンやその他の診断用Ｘ線処理において制約か少ないものとすること である。

また別の目的は、リアルタイムの診断用透視映像及び放射線写真映像を、映像情 報を直接ディジタルの形で提供する映像化装置を用いて得ることにある。

また別の目的は、リアルタイムな診断用品質の透視映像を、ポータプルユニット にできるような十分にコンパクトな装置を用いて得ることにある。

また別の目的は、リアルタイムな診断用品質の放射線写真映像を、フィルム現像 装置やレーザー読みとり器とは別に単独で操作できるポータプル装置を用いて得 ることにある。

これら及びその他の目的は、放射線治療装置がら放射されるメガボルトの放射線 バーストあるいは診断用Ｘ線発生器から発生されるような入射電離放射線に用い るリアルタイム映像化装置を提供することによって達成される。この映像化装置 には、入射電離放射線からのフォトンをエレクトロンに変換する変換層、この変 換層で作られたエレクトロンが可視光フォトンを作り出す蛍光体又はシンチレー ティング層、及び、この蛍光体又はシンチレーティング層がらの可視光を、放射 線検出表面領域を構成するために縦横列に並べられた複数の光感応センサーに通 すための透明な上部電極層か含まれる。それぞれの光感応センサーは薄膜の電界 効果トランジスターとペアになっている。この映像化装置上の画素のＲＣ時定数 は、トランジスターの抵抗と光感応センサーのキャパシタンスを掛けあわせて得 られるが、以下で議論する所定の物理的及び動作パラメータに基づいて選定され る。

蛍光体又はノンチレーティング層から放射されセンサーへの入射した高エネルギ ーのエレクトロン及び可視光７オトンか映像化信号を構成する。十分な量の映像 化信号が検出されると、電子正孔対か作り出され、センサーのキャバンタンスに 蓄えられる。その後、この信号は、以下で議論するファクターで決定されるタイ ムスケールに従って読み出され、これによりリアルタイムでの映像化が可能とな る。センサー・トランジスターの組み合わせ体に接続された前置増幅器、マルチ プレクサ、及びディジタイザ−で構成される公知のインターフェース用電子回路 が、これらの信号をディジタルの形に変換し、それによりこの装置が本質的にデ ィンタル映像化装置となる。

診断用Ｘ線ビームのリアルタイム映像化への利用においては、相互作用の可能性 かきわめて高いこと、ならびにフォトンによって作り出されるエレクトロンの範 囲か非常に短いことから、診断エネルギーフォトンの変換及びそのエレクトロン による光フォトンの生成のためには単層で十分である。

メガボルト映像化及び診断用Ｘ線映像化の両方において、代替手段となるものは 、十分に厚い（５０μｍから２０００μｍ）センサーを使用し、その中で入射放 射線か直接センサーと相互作用（、て信号を作りだすことによって、変換層や蛍 光体あるいはシンチレーティング層の必要性を無くしたものである。

さらに、アモルファスシリコンセンサー及びそれらか乗せられている基板の薄さ と均質さを考えると、映像化情報の大幅な劣化を招くことなしに、１つの映像化 装置の上にさらにもう１つ別の映像化装置を積み重ねることも可能である。例え ば、走査式放射線治療用ビームの位置確定を受け持つアレーを、メガボルトフォ トンビームの映像化を受け持つアレーの下に配置することができる。あるいは、 リアルタイムの診断用Ｘ線映像化を受け持つアレーを、リアルタイムのメガボル ト映像化を受け持つアレーの上に配置することも可能である。このような配置は 放射線治療に非常に大きな利点をもたらす。

図面の簡単な説明 本発明及びこれに付随する多くの利点については、付帯する図面と関連させて後 述の詳細な説明を参照することによってそれらかより良く理解されることにより 分かるであろう。ここで： 図１は本発明の側面断面図であり。

図２はセンサー及びトランジスターのアレーを示す上面図であり１図３は遮蔽さ れたハウシングに入れられたセンサーアレーの切り欠き透視側面図であり。

図４はセンサー及びトランジスターと公知の支援用電子回路との接続を示した概 略ブロック図であり； 図５は臨床現場において本発明かどのように使用されるかを示した一般的な図で あり、そして 図６及び図７は本発明の種々の動作方式を示すタイミングチャートである。

発明を実施するための最良の形態 図面において同し参照番号はい（っかの図を通して同し又は相当する部品を示し ている。これらの図面、特に図１を参照すると、センサー３ｏ及び薄膜電界効果 トランジスター５２かガラス基板１２に装着されているのが示されている。薄膜 電界効果トランジスターのゲート接触領域１４かガラス基板１２の上に置かれて いるのか示されている。ゲート接触領域１４をとりまいているのは窒化シリコン ＳＩ＋Ｎｔのゲート誘電層１６であり、これもまたガラス基板１２に接触してい る。ゲート誘電層１６の上部はａ−３ｉ：ＨＩ１１８である。

ゲート接触領域１４のすぐ上でａ−５ｉ：ＨＭ！１８に接触しているのは、窒化 シリコン製の第２のゲート誘電層２４である。この第２のゲート誘電層２４の下 部側面には、ｎ＋ドープのドレイン層２５とソース層２９が隣接配置されている 。

これらはｎ十層２０の一部であり、第２のゲート誘電層２４の下側部分をそれら の間に挟み込むように配置されている。ドレイン接触部２６とソース接触部２８ は第２のゲート誘電層２４の上側部分をそれらの間に挟み込むように配置されて いる。ゲート接触部の上及び側面にあるこれらの層構造か薄膜電界効果トランジ スター５２を構成している。あるいはこの代わりに、読み出し速度を速くするた めに、ａ−５ｉ・Ｈの約３０倍もの大きいチャンネル移動度を有する多結晶性の ノリコン薄膜トランノスターとしてもよい。

この薄膜電界効果トランジスター５２は、ｐ−１−ｎフォトダイオードを構成す るセンサー３０に接続されている。このセンサー３０は、ソース接触部２８と一 体に形成された下側電極層２２によって、薄膜電界効果トランジスター５２のソ ース接触部２８に接続されている。

下側電極層２２の上には、ｐ＋ドープされたａ−３ｉ：Ｈｊ１３６があり、この 層３６は厚さ約４００人である。この層３６の上には真性ａ−８ｉ：８層３４が あるか、これはあとで議論する理由によって、厚さは最低０．１ミクロンから３ ミクロンまで、あるいはそれ以上とされる。真性層３４の上にはａ−Ｓｉ：Ｈの ｎ士ドープ層３２かあり、その厚さは約１００人である。

ｎ＋ドープ層３２の上には、可視光を透過する材料で作られた上側電極層３８が ある。この上側電極層３８の材料としては、酸化インジウム−スズ（ＩＴＯ）の ようなものが好適である。この透明な上側電極層３８のすぐ上には、好ましくは これに接触して、エレクトロンを可視光に変換するための蛍光体又はその他のシ ンチレーティング層４４が配置されている。蛍光体又はシンチレーティング層４ ４は、カルシウムタングステン（ＣａＷＯ４）シンチレーティングスクリーン（ 例えばＣＲＯＮＥＸ　（商標）スクリーン）、ガドリニウム酸硫化物（Ｇｄ２０ ｔＳ　：　Ｔｂ）シンチレーティングスクリーン（例えばＬＡＮＥＸ　（商標） スクリーン）、Ｃｓ［シンチレーティングスクリーン、又はその他適当な材料の ものである。

ｎ−１−ｐセンサーは図１に示されているｐ−１−ｎセンサーの代替物である。

ｎ−１−ｐセンサーは、ｐ−１−ｎセンサーにくらべて信号反応がいくらか良好 である。なぜならば、ｐ−１−ｎセンサーでは正孔移動により信号が発生される のに対し、ｎ−１−ｐセンサーでは信号が工１ツクトロンの移動から生じるため である。さらにｎ−１−ｐセンサーでは、ｐ層は透明度を高くするためにａ−３ ｌ・■］以外の材料、例えば微品性シリコン又はノリコンカーバイドで作られる 。

これにより信号大きさか増す。

メガボルトビームにおいては、フォトン−エレクトロン変換層４６は蛍光体又は シンチレーティング層４４のすぐ上に接触させて置かれる。変換層４６は厚さ約 １ミリメートルの銅のシート又は相応のタングステン、鉛あるいはその他適当な 材料の層である。ただし厚さはそれか曝される照射のエネルギーレベルに応じて 変えられる。１ｍｍの厚さの銅の７−トは、ＣＲＯＮＥＸ　（商標）シンチレー ティングスクリーンと組み合わせた時、メガボルト（約３から５０ＭＶ）の７オ トンビームに曝されると約１０マイクロ秒の光のパルスを発生する。１ｍｍの厚 さの銅のシートをＬＡＮＥＸ　（商標）シンチレーティングスクリーンと組み合 わせた場合、メガボルトビームに曝されると約１マイクロ秒の光のパルスを発生 する。

あるいは、映像化装置の空間解像度を最適なものとするために、適当な蛍光体又 はその他のシンチレーティング層をセンサー即ちフォトン−エレクトロン変換層 の上に直装置いてもよい。診断用の映像化においては、Ｘ線とシンチレーティン グ層４４の交点には変換層４６は不要である。

メガボルト映像化の場合は、もう一つのオプションとして、別のフォトン−エレ クトロン変換層４６が不要となるような十分な厚さの蛍光体又はシンチレーティ ング層４４をアレーの上に置くことである。この場合には、入射メガボルトのＸ 線又はガンマ線は蛍光体又はレンチ１ノーテイング層の中で相互作用し、その同 じ層の中で光を発生する。

この発明の別の実施例では、センサー３ｏは、メガボルト映像化の場合はフォト ン−エレクトロン変換層４６が不要になるような、あるいはメガボルト又は診断 用映像化の場合には蛍光体又はシンチレーティング層が不要となるような、十分 な厚さく５０μｍから２０００μｍ）に作られる。この場合には、入射放射線と センサーの直接相互作用によって映像化信号が発生し、これにより電子正孔対が 形成され、センサーのキヤパシタンスに蓄えられる。この実施例においては、光 の散乱により空間解像度が必然的に低下する光生成の段階が省かれることによっ て、映像化装置の最終的な空間解像度が改善される。この場合には、センサーは 厚い水素化アモルファスシリコンダイオードで作られる。限定するものでないが その一例としては、成瀬ら、ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ　０ｎＮｕｃ ｌｅａｒ　５ｃｉｅｎｃｅ、第３６巻、第２号、１９８９年４月、＋３４７−１ ３５２頁、及びベレスーメンデス（Ｐｃｒｅｚ−Ｍｅｎｄｅｚ）ら、Ｍａｔｅｒ ｉａｌｓ　Ｒｅ５ｅａｒｃｈ　５ｏｃｉｅｔｙ、第１４９巻、１９８９年、６２ １−６３２頁に記載されているもの、又はアモルファスセレン、Ａｓ）Ｓｅｓ、 ＧｅＳｅ２、及び関連する合金などのカルコゲナイドガラスの厚い層（米国特許 第５．０１７．９８９号参照）（ｐ＋ドープａ−３ｉ：Ｈ層３６、真性ａ−３ｉ ：８層３４、及びｎ＋ドープａ−８ｉ：８層３２を置き換えて）、又はその他い くつかの適当な材料がある。

図１に示されているように、平坦化及び不動態化のために、ポリイミド４２が電 界効果トランジスター５２の上及びセンサー３０の間におかれる。

図２は本発明に基づくセンサー５０のアレーを示したものである。所定の縦列の 個々のセンサーの上側電極層３８（図１に示されている）を横切る接続によりセ ンサー３０間を接続するバイアス線４０が見える。当業者には周知のように、ア ルミニウム等の金属層（図示されていない）がセンサー３０間に位置するバイア ス線４０の部分と完全に−・敗亡しめられている。所定の金属層はトランジスタ ー５２を光から遮断するのに役立つ。それぞれの縦列の個々の電界効果トランジ スター５２のドレインをつなぐための信号線５４か示されている。

図１に見られるように、ドレイン電極層２３かトレイン接触部２６の側面から延 びている。金属被覆（図示されていない）かドレイン電極層２３の端部２７から 、トランジスター５２から離れる方向に、上に向かって垂直に延びている。この 金属被覆は、基板１２の上でセンサー３０の横を通っている信号線５４とつなが るように作られる。所定の横列の中の薄膜電界効果トランジスターのゲートをつ なぐためのゲート選択線５６（図２）か見える。

このように、個々のセンサーとそれに付属する薄膜電界効果トランジスターが映 像化の１つの画素を構成する。これらの画素は縦横にならべられ、ガラス基板１ ２の上に取付けられたアｌノー５０として１枚の映像化パネルを形成する。

そのような映像化パネルの一例としては、約６５．５３６の個々のセンサーを画 素ピッチ１０００μｍに対応する２５６ｘ２５６のアレーに配列した２５．６Ｘ ２５．６ｃｍ’の映像用表面、としたものかある。そのようなアレーでは、各セ ンサーの長さは０．９ｍｍ以上で、密度は１ｍｍ’当たりｌセンサーである。

２５．６Ｘ２５．６ｃｍ’のパネル４枚を組み合わせることにより５０Ｘ５０ｃ ｍ”の映像用表面を作ることかできるので、本発明は、事実上いかなる映像化機 能にも使用できる。映像化用アレーを組み立てる基板は薄いものであるので、映 像化装置をフィルムカセットとほぼ同し大きさの断面１〜２ｃｍの容器に組み込 むことか可能である。

図４は読み出し用の電子回路のレイアウトを示したものである。それぞれのゲー ト選択線５６はシフト１ノジスターによって順番にアドレスを旨定される。個々 の信号線５４は前置増幅器及びスイッチング用の電子回路につながれる。電荷感 応形前置増幅器又は電圧計前置増幅器のいずれかが用いられる。もし後者を使用 する場合は、それぞれの信号線ごとにアレーの上にコンデンサか取り付けられる 。

横列の画素からの信号は、ゲートパルスを対応するゲート選択線５６に送り、こ のゲート選択線に沿う薄膜電界効果トランジスターを導通させることによって読 み出される。電荷又は電圧がそれぞれの信号線５４について検知され、次のゲー トパルスか送られる前に接地電位にリセットされる。

図１に示されているように、放射線ビーム１０は、放射線ビームのフォトンをエ レクトロンに変換するフォトン−エレクトロン変換層４６に当てられるが、その エネルギーの一部は蛍光体又はシンチレーティング層４４に吸収され、そこで可 視光に変換される。あるいは、変換層４６がない場合は、入射放射線ビームの一 部又は全てのフォトンが蛍光体又はシンチレーティング層でエレクトロンに変換 され、そこで可視光か発生する。どちらの場合も、この可視光は透明の上部電極 層３８を通り、センサー３０に入り、そこで電子正孔対が真性層３４の中に発生 する。本発明では、蛍光体又はシンチレーティング層４４から放射され、センサ ー３０で受けとめられた可視光７オトンの約５０〜約９０パーセントが電子正孔 対に変換される。センサーが厚い（５０μｍないし２０００μｍ）場合は、よく 知られている原理によって、放射線とセンサーが直接相互作用することができる ので、フォトンからエレクトロンへの変換層、蛍光体又はシンチレーティング層 か必要ないほど十分な量の電子正孔対を発生させる。センサー３０は、バイアス 線４０で逆バイアスかかけられると容量性効果を持つ。この逆バイアスは電子正 孔対を上部及び下部電極３８及び２２に引きつけ、そこで放射線バーストから発 生された信号か蓄えられる。

ａ−３ｉ：Ｈの中での光の減衰はよく知られており、全ての入射光を完全に吸収 するのに必要な真性層の厚さは波長の関数となる。真性層３４の厚さは０．　１ から３０ミクロン又はそれ以上に実用面に応じて変えられる。°放射線治療及び 診断用Ｘ線映像化のためのアモルファスノリコンフォトダイオードアレーの開発 における信号、ノイズ、及び読み出しに関する考察”５ＰＩＥ第１４４３巻、Ｍ ｅｄｉｃａｌ　Ｉｍａｇｉｎｇ　Ｖ：Ｉｍａｇｅ　Ｐｈｙｓｉｃｓ　（１９９］ ）頁１０８−１１９、アントヌークら（Ａｎｔｏｎｕｋ　ｅｔ　ａｌ、）、に示 されているように、これによって入射光の一部又は全てが真性層に吸収される。

真性層の厚さが増えるほど、注意しなければならない他の影響が出てくる。第１ に、センサーのキヤパシタンスが減少し、読み出し及び再初期化の時定数に影響 が出てくる。第２は、真性層全体で発生する電子正孔対を効率的に上部及び下部 電掻に集めて位置させるのを確実にするために、厚みに比例して増加するバイア スを大きくしなければならない。したがって、真性層の厚さの選択は、蛍光体又 はンンチ１ノーティング層によって放射される光の波長、どれだ１すの量の光が 要求されるか、要求される読み出しの速度、など種々の要素に支配されることに なる。センサーが厚い（５０μｍないし２０００μｍ）場合の厚さの選択は、厚 いセンサーと直接相互作用が可能な要求される入射放射線の割合、ならびに読み 出し速度などの点を考慮しなければならない。

本発明は、ガンマ線やＸ線に加えて電子、陽子、中性子、重陽子、アルファ粒子 など、あらゆる形の入射電離放射線のリアルタイム映像を作り出すものである。

さらに、センサー類の吸収特性は、蛍光体又はシンチレーティング層から放出さ れる、可視領域からおそらく紫外領域にわたる波長の光を利用できるように、調 整可能である。

入射可視光のエネルギーをＥとすると、フォトンはｅｘｐ　（−α（Ｅ）ｘ）で 与えられる空間分布で吸収される。ここで、Ｘは表面からの距離、α（Ｅ）はフ ォトンエネルギーＥの吸収係数である。センサー材料は、その材料のバンドギャ ップＥＧに応じた特定の吸収スペクトルα（Ｅ）を持っている。蛍光体又はンン チレーティング材料かセンサーの上に堆積あるいは他の形で置かれる場合、セン サーの吸収スペクトルを蛍光体又はンンチレーティング材料の放射特性に合わせ ることが望ましい。ａ−３ｉ：Ｈセンサーの吸収スペクトルは、他の元素を混ぜ ることによって変えることができる。ａ　−Ｓ　ｒ　＊　：　Ｃ＋−＊　・Ｈ（ ただし０くｘく１）、合金はより大きなバンドギャップを持ち、緑及び青色領域 のスペクトルを放射する蛍光体に適する。ａ−５ｉ、：Ｇｅ＋□　：Ｈ（ただし Ｏくｙ〈１）、合金の場合はバンドギャップは小さくなり、赤色領域のスペクト ルを放射する蛍光体に適する。ｎ十及びｐ＋トープの接触層もまた、蛍光体の放 射に適合した吸収スペクトルを宵することが望ましい。特に、最上面層は可能な 限り透明であることか望ましい。なぜならばこの層に吸収される光は計測信号に 寄与しないからである。ａ−３ｉ：Ｃ：Ｈ合金かこの目的には適当である。また 高い透明度を有するトープされた微品質シリコン膜も使用することかできる。

１つの薄膜電界効果トランジスター（ＦＥＴ）に接続された１つのセンサーの組 み合わせが１つの画素を構成する。議論をするために、この画素を、抵抗と直列 接続されたキャパシタンスＣｓのコンデンサであるとみなしてみよう。１つのゲ ート選択！１５６がその横列の全てのＦＥＴの導通をコントロールすることにな る。このゲート選択線５６にマイナスのバイアス（約−５ボルト）がかかってい ると、ＦＥＴの抵抗は非常に大きくなり、このトランジスターは基本的には非導 通である。このゲート選択！５６がプラスのバイアス（Ｖｇ）であると、ＦＥＴ は導通し、そのオン抵抗はＲｏ、ｌとなる。このＦＥＴのオン抵抗Ｒ０、とセン サーのキャパシタンスＣｓは次の式で与えられる：１　／　Ｒｏ。＝　（Ｗ／Ｌ ）μｍ（ＶＱ　−ＶＴ　）　「　（１）Ｃ８＝にεＯＡ／ｄ　（２） ここでＷ、Ｌはトランジスターのゲートのそれぞれ幅と長さくｃｍ）であり、ｕ ｖｔは電界効果移動度（ａ−Ｓｉ：Ｈでは０．７から１．　Ｏｃｗｌ”　／Ｖｓ 　ｅ　ｃン、Ｖｃはゲート電圧、ＶＴはしきい値電圧（約１ボルト）、ｒは単位 面積当たりのゲートキャバンタンス（約２００ｐＦ／ｍが＝２ｘ　１０−”Ｆ／ ｃｍ”　）　、Ａ：はａ−３ｉ：Ｈの誘電率（約１２）、ε。は自由空間の誘電 率（８，８５Ｘ１０”　Ｆ／ｃｍ”　）、　そしてＡ及びｄはｃｍで表したセン サーの面積及び厚さである。

センサーのアレー５０には、図２に示されているように、アレー上のバイアス線 ４０によって外部バイアス電圧、ＶＢＩ□、かかけられる。ＦＥＴが導通状態に なると、センサーのキャパシタンスは充電され、それぞれのセンサーのキャパシ タンスには全部、はぼＶｌｌＩＡＩに等しい電位差が存在するようになる。ＦＥ Ｔが非導通状態になると、センサーからの漏洩電流によってセンサーのキャパシ タンスが少しずつ放電される。さらに、センサーのアレー５０の上に置かれた蛍 光体又はシンチレータ−の中の光を発生させる入射放射線もセンサーの中で信号 を発生し、これもセンサーのキャパシタンスを放電する。厚いセンサー（５０μ ｍないし２０００μｍ）の場合、入射放射線は直接そのセンサーの中で信号を発 生し、これもセンサーのキャパシタンスを放電する。放射線及び光の強度が大き ければ大きいほど、この放電は速くなる。ＦＥＴにはまた、この放電に対抗する 比較的小さな漏洩電流かあることに留意しなければならない。これについては、 “メガボルト及び診断用映像化のためのアモルファスノリコンアレーの光反応特 性”、Ｍａｔｅｒｉａｌｓ　Ｒｅ５ｅａｒｃｈ　５ｏｃｉｅｔｙ　Ｓｙｍｐｏｓ ｉｕｍＰｒｏｃｅｅｄ　ｉｎｇｓｑ第２１９巻、１９９１年、５３１−５３６頁 、及び“水素化アモルファスノリコンの映像化画素の動的反応”、Ｍａｔｅｒｉ ａｌＳＲｅｓｅａｒｃｈ　５ｏｃｉｅｔｙ　ＳｙｍｐｏｓｉｕｍＰｒｏｃｅｅｄ 　ｉｎｇｓ、１２１９巻、１７３−１７８頁、の報文で議論されており、これは 本願の一部を構成する。このように、センサーキャパンティの放電の程度は画素 に蓄えられた映像化情報（すなわち、光の信号量）、ならびにセンサー及びＦＥ Ｔの漏洩電流の蓄積効果に依存することになる。

この蓄えられた映像化情報を測定する動作によって、画素はまた再び初期化され る。１つの横列のＦＥＴを導通状態にすることによって、それぞれの信号線の電 流は、センサーのキャパシタンスを再充電し、対応する画素を再初期化する。

この電流はそれぞれの信号線に接続された電荷感応前置増幅器（図示されていな い）で積分される。あるいは代わりに、それぞれの信号線に接続された電圧前置 増幅器で電圧をサンプリングする。さらに接続されている他の電子回路によって ディジタル数値に変換するが、この数値はそれぞれの画素から読み出された映像 化信号の測定値ということになる。さらに、ＦＥＴを導通状態にするためにＦＥ Ｔの電圧をマイナスからプラスにスイッチすると、ＦＥＴのゲートーソースキャ バノタンス及びゲート選択線の所定の抵抗から生まれる過渡的な信号が発生する 。

ＦＥＴをプラスからマイナスに切り換えるときも、反対の極性をもった同様の過 渡的な信号か発生ずる。ディジタル化数値にこれらの過渡的信号を含ませるか否 かは電子回路の設計及びサンプリング技術の選択の問題である。いかなる有用な 信号も失わないようにするためには、最初のスイッチング過渡信号を含める。２ 番目のスイッチング過渡信号を含めることは、最初のスイッチング過渡信号の影 響を打ち消すという利点があろう。

読み出しの期間中の画素の再初期化は、時定数“τ゛で指数関数的に行われる。

正確なτの数値はアレー構造の詳細ならびにとのような方法で読み出しを行うか に関わってくる。単純な画素モデルでは、ｒは、オームで表したトランジスター のオン抵抗Ｒ０＋１と、フアラツドで表したキャパシタンスＣｓを掛は合わせた 積で表される。

ｒ＊ｃ＝ｃ　Ｓ　Ｘ　Ｒ（ＩＮ（３ａ）ここで、τ。はこのモデルにおける画素 のＲＣ時定数である。もっと複雑なモデルでは、画素の再初期化の動作、上述の スイッチングの過渡状態の終了に必要とされる時間にも影響される。もしも外部 のゲート選択回路か瞬間的な電圧変化を与えたとしても、ＦＥＴの所定のゲート −ソースキャパシタンス及びゲート選択線の所定の抵抗によって、トランジスタ ーのゲートに印加される電圧は瞬間的に変化しない。さらに、アレー、及びゲー ト選択線の抵抗か大きくなるほど、この過渡状態かおさまる時間が長（なる。こ れらのスイッチングの過渡的な状態の再初期化に対する影響は、いくつかのケー スでは大きいが、この影響を無視できる程度に小さくすることが非常に望ましい 。これは、ゲート選択線５６に、例えばアルミニウムのような抵抗の小さい金属 を使用することによって達成することができる。こうすれば、ｔｉｃで与えられ る時定数τでの再初期化を推定する前述の単純モデルは、全てのケースにおいて ほぼ正確なものとなる。

我々の画素用コンデンサ・レジスターモデルでは、センサーキャパシタンスの再 充電は時定数τ＝τＩＩＣで指数関数的に行われる。ここでτにはＦＥＴのオン 抵抗Ｒ６ＮとセンサーのキャパシタンスＣｓを掛は合わせた積で与えられる。こ のτ−τＩの単純なモデルでは、センサーキャパシタンスの初期電荷Ｑ□Ｘ！Ｌ のレベルへの再充電Ｑ　（ｔ）は、簡単な指数関数で表される；Ｑ　（ｔ）　＝ Ｑｐ＋ｘ！Ｌ（１ｅＸＩ）（−ｔ／ｒｉｃ〕）　（３ｂ）本発明者は画素の再初 期化の動きに関する体系的な検討を行い、その結果を１９９１年のＩＥＥＥ　Ｎ ｕｃｌｅａｒ　５ｃｉｅｎｃｅ　Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍａｎｄ　Ｍｅｄｉｃａｌ　 Ｉｍａｇｉｎｇ　Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅに“メガボルト放射線治療の映像化のた めのアモルファスノリコンアレーの照射反応特性”というタイトルで提出公表し たが、その論文は本願の一部を構成する。

この論文において、種々のアレーについての再初期化時定数τの測定値を報告し ている。再初期化の動きの一例は、その論文の図１に示されている。それらの再 初期化のデータは、式（３ｂ）で与えられる指数関数的な形でうまく表されるこ とかわかる。そのような関数をデータに当てはめ、その計算で使用されるτは、 計算において決定される自由パラメータとする。そうして得られたτの数値が、 その論文の表ＩＩ＋に、τとその計算値τＲＣとの比とともに示されている。

４５０μｍのアｌノーの場合、測定された時定数τは計算値τ、Ｃとよく近似し ている。２７０μｍと９００μｍのアレーについては、τＲＣの方がτより小さ いが、これはおそらく２７０μｍと９００μｍのアレーは第１世代のデザインの ものであり、４５０μｍのアレーはより新しいデザインのものであることによる ものであろう。この４５０μｍのアレーは、特に放射線治療への適用のために設 計されたものであり、現在開発されている実用的な映像化装置の代表的なもので ある。

さらに、４５０μｍのアレーで測定された時定数はｌＯμｓよりかなり小さく、 この特性が、アレーの設計においてＷ／Ｌ比を１６：１とすることにより得たも のであることは興味深いところである（論文の表Ｉ参照）。

これらの結果は、再初期化の時定数の計算値τ３ｃが測定した時定数τとよく一 致していることを示している。

一般的に、時定数τが可能な限り小さくなるアレーを設計することが非常に望ま しい。というのは、画素の映像化信号の内容をできるだけ短時間でサンプリング すれば、アレーから離れた位置にあるインターフェース用電子回路により測定さ れる信号に対するノイズの影響が小さくなるからである。時定数τの最高値を制 限するものとしてさらに別の考慮すべき点かある。この考慮すべき点は、読み出 し時間、即ち、横列内の画素のサンプリングと再初期化である。読み出し時間の 仕様は時定数τの上限値を示す。時定数τか短いほど、画素を速くサンプリング して再初期化することができ、それゆえ画素の横列を速く読み出すことができる 。画素列の読み出しが速ければ、映像フレームをより速く作り出すことができる 。読み出し時間に対する要求を満たすファクターについて検討するのは興味深い ことである。

要求される読み出し時間に関わる第一のファクター（１）は、映像化のアブリケ ーンヨンで必要とされる程度に画素を再初期化しなければならないということで ある。具体的には、もしそのアプリケ−７ジンで一定の信号大きさでＸ％のコン トラスト感度が要求される場合、観察者かこのコントラストで見ることができる ようにするのに十分な信号対ノイズ比を提供できるようにアレーを働かさなけれ ばならない。経験則としては、信号対ノイズ比は要求されるコントラスト感度の 約３ないし４倍良好なものでなければならない。例えば、０．　３％のコントラ スト感度というのは１０００に対して３ということであるがら、信号対ノイズ比 は少なくとも１ｏｏｏ対ｌでなければならない。画素の信号が次のフレームに持 ち越されることがないように、要求される信号対ノイズ比の程度に一致するよう に画素は再初期化されなければならない。したがって、読み出しの間中、ＦＥＴ はこれが達成されるのに十分な時間、導通状態になっていなければならない。上 の例では、これはセンサーが少なくともｌ／１０００の期間は再初期化されなけ ればならないことを意味する。

読み出し時間に関する第二のファクター（２）は、映像化のアプリケーションで 必要とされる程度に、画素の中の映像化信号の内容がサンプリングされなければ ならないという要求である。ファクター（１）のケースと同じように、ＦＥＴは これが達成されるのに十分な時間、導通状態になっていなければならない。しか しながら、電圧がサンプリングされる場合でも、電荷がサンプリングされる場合 でも、この時間の長さは、長くてファクター（１）を満足させるのに必要な時間 と同じで、それ以下の場合も多いであろう。

読み出し時間に関する第三のファクター（３）は、アプリケーションで設定され る、映像の表示のスピードに関わる要求である。透視映像化においては、あるア プリケーションでは１秒間にある枚数のフレームが要求されるであろう。リアル タイムの放射線写真映像化の場合には、照射のあと規定の時間内に映像を提示で きることが要求されるであろう。さらに、ＦＥＴが導通状態でないときは常に、 画素は飽和する方向にドリフトするので、放射線写真映像化においては、映像の 品質を保つために、照射終了後アレーを迅速に読み出すことが非常に望ましい。

読み出し時間に関する第四のファクター（４）は、インターフェース用電子回路 に関わる多くの影響であり、この要素か１列の読み出しに要求される最低時間を 左右する。例えば、ゲート選択線がマイナスのバイアス電圧に戻された後、前置 増幅器のフィードバックコンデンサは、次の列の画素の読み出しの前にリセット されなければならない。実際には、これは小さく、無視できる影響であろう。

さらに、原理的には、インターフェース用電子回路はファクター（１）（２）（ ３）のみが読み出し要求時間を規定するように組み立てることができる。

このように、１列を読み出すのに必要な時間は、映像化のアプリヶ−ノヨンで要 求される度合いに見合った、画素の再初期化とサンプリングに関する要求である ファクター（１）及び（２）と、アブリケーンヨンで設定される映像の表示スピ ードに関わる要求であるファクター（３）とに支配されることとなる。読み出し 時間に対するこのような要求課題は、再初期化の時定数τが十分に短くなるよう に、アレーを組立て、動作させることによって達成することができる。ファクタ ー（］）、（２）及び（３）によって課される制限は次のように定量化すること かできる。

映像化のアプリケーションで必要とされるコントラスト感度の程度に合致するよ うに画素を再初期化するためには、要求される信号対ノイズ比ＳＮに合致するよ うに、列内のＦＥＴを、時定数に対して十分大きな倍数Ｎτの時間、導通状態に しておかねばならない。したかって。

１／５Ｎ＝ｅｘｐ　（−Ｎｒ）　（４ａ）又は Ｉ　ｎ　（ＳＮ）　＝Ｎｒ　（４ｂ） 前述の例では、信号対ノイズ比１０００：Ｉ、すなわち５Ｎ＝１０００、でＮｒ −約７であることを要す。

映像化の期間、画素は入射放射線により作り出される信号を積分し、この信号を 測定するために一列ずつ読み出す。全て又は一部の画素のそのようなデータを得 たときに、１つの画像又はフレームかできる。映像を得るためのアレーの動作に は数多くの方法かある。多分もっとも直接的な方法は、各横列の画素を連続的に 次々と読み出すものである。しかしなが呟横列の読み出しはどのような順番でも よく、また列を省くことすらも可能である。さらに、各横列の読み出しの時間的 間隔は事例ごとに相当異なるものである。最も一般的には、二つの読み出しモー ドか設定されるか、それについて次に述べる。下記の議論において、−列目から スタートして順番に全ての列か読み出されるものと仮定するか、別の読み出し方 も可能である。

“透視”モードにおいては、照射は連続しており、映像はフレーム毎に連続的に 休みなしに得られる。そのようなモードの動作では、対象物の動きをリアルタイ ムに映像化して観察できる（例えば心臓のリズミカルな鼓動のように）。このモ ードでは、１つのフレームからの映像情報が次のフレームに持ち越されないこと か望ましい。これを達成する直接的な方法は、各横列の画素を読み出すために、 式（４ａ）及び（４ｂ）に示されているように、放射線像についての要求されて いる信号対ノイズ比に合致するようにセンサーを再初期化することである。映像 化のアブリケーンヨンで要求される一秒あたりのフレーム数を達成することもま た必要である。

図６は透視モードにおける横列の読み出しのタイミング手順の４つの例を概略的 に示したものである。それぞれのケースにおいて、もっとも新しいフレームのデ ータか得られる時点が（“Ｍ−ビ、“Ｍ”、“Ｍ＋１”、“Ｍ＋２＠、、、）で 示されている。同じように、各列か読まれる時間間隔が（°ビ、“２”１．。

”ｎ”）で示されている。最後に、−列目（列“１″）及び最後の列（列“ｎ” ）の積分間隔の長さが示されている。この４つの例は次の通りである。Ｆ−ＭＯ ＤＥ−Ａにおいては各列は休止なしに次々と読み出される。そして、休みなしに 、読みたしか再び始まる。Ｆ−ＭＯＤＥ−Ｂにおいては、全部のアレーの読みと りか終わるまで、各列は次々と読み出される。その後、次の読みたしが始まるま で休止する。Ｆ−ＭＯＤＥ−Ｃにおいては各列は一定のペースで、各列の間に休 みをおきながら読み出される。Ｆ−ＭＯＤＥ−Ｄにおいては小さなグループの列 が次々と読み出され、休止をおいた後、次の小さなグループが読み出される。

ここに示したケースでは、グループの中の列の数は３としているが、他の数でも 可能である。これら４つの例は、通常行われるアレーの読み出しの殆どの方法を 一般的に述べたものである。しかしながら、発明者は透視モードの読ろ出しのた めの別の方法もあることを承知している。

“放射線写真”モードにおいては、あらかしめ選択された所定の期間、ｔ７、の 照射か行われる。この期間にセンサーのアレー５０か積分を行うことにより１枚 の映像を得、照射か終わればすぐにこの情報の読みだしを行う。センサーのアレ ー５０は照射の始まる直前に、式（４ａ）及び（４ｂ）で規定されているように 、アブリケーンヨンで必要とされる信号対ノイズ比に合致する程度に初期化され ることか望ましい。このモードにおいては、センサーのアレー５０がｔ３期間の 始まる前に正しく初期化されるのを確実にするために、映像化装置を照射源の制 御装置と連動させることが望ましい。さらに、このようにすれば、照射が“ムダ になる（つまり利用されない）ことを確実に防止できる。

照射期間の前にセンサーのアレー５０を初期化するにはいろいろな方法が考えら れる。多分最も有用な方法として３つの例を図７に示す。Ｒ−ＭＯＤＥ−Ａにお いては、照射期間を除いて、アレーは１つの列から次の列へと休止なしに連続的 に読み出される。この方法は、アレーのどの位置であっても、現在読みとられて いる列の読みだしか完了した時点ですぐに積分期間を始めることができるという 利点かある。したがって、このケースでは照射の要求と実際に照射か始まる時点 の間の遅れは絶対的に最小となる。Ｒ−ＭＯＤＥ−Ｂにおいては、アレーは１つ の列から次の列へと、列の間の休止なしに連続的に読み出されるが、１つのアレ ーの読みだしと次のアレーの開始の間には、期間ｔ、の休止がおかれる。この期 間はどのくらいであってもよいか、特にｔ、があらかじめ決められている場合は 、１＋＋と同じにすればよい。この方法は較正の目的には利点がある。

Ｒ−ＭＯＤＥ−Ｃの場合は、いままで述べてきた方法とは異なり、アレーは連続 的には読み出されない。むしろ、照射が始まることを示す信号を受け取ってから 、全部のアレーか初期化されるまで各横列は次々と読み出され、その後、照射か 始まる。

放射線写真モートにおいてはまた、照射の後規定された時間内に映像を提示する ことかできる程度に、また画素のドリフトＩこよって映像の品質か低下しないよ うにするために、アレーを十分早く読み出すことが望ましい。

各センサーのキャパシタンス及び各トランジスターの抵抗は、それぞれのキャパ シタンスと抵抗の積か、要求される列読みだし時間を満足させるのに必要な時定 数より小さいか等しくなるように設計されなければならない。画素に蓄えられた 信号情報か的確にサンプリングされ、画素か的確に再初期化され、そして映像か 要求されるスピードで表示されれば、リアルタイム映像化を実現することができ る。

真性層３４は、可視スペクトルのほぼ全域でフォトンを変換し集めるためには、 その厚さは少なくともＯ，１ミクロン又はそれ以上でなければならプｉい。真性 層の厚さが増せば高エネルギー量子からの直接電離信号が増え、センサーのキャ パシタンスが小さくなる。もしセンサーが十分に厚く（５０ｊ１ｍないし２００ ０μｍ）作られていると、可視光フォトンを作り出すための７才トン−エレクト ロン変換層及び／又は蛍光体あるいはンンチレーティング層の必要なしに、映像 化信号の全量が入射放射線とセンサーの直接相互作用により出てくる。さらに、 薄膜電解効果トランジスターの縦横比（Ｗ／Ｌ）を大きくすると、抵抗が小さく なる。このように、電解効果トランジスターのチャンネルを広くすることによっ て、縦横比（Ｗ／Ｌ）を大きくし、その結果抵抗を減らすことができることにな る。

また、電解効果トランジスターのゲートが受け取るバイアスを増やすことによっ ても抵抗を小さくすることもできる。

いったん信号がセンサーに蓄えられると、信号の数値を得るのは比較的容易であ る。

ゲート選択ラインにバイアス電圧を与えると、センサー３０のキャパシタンスに よって蓄えられた信号は、電解効果トランジスターのソース領域からドレイン領 域に解放され、信号ライン５４を通ってインターフェース用電子回路に送り込ま れる。

アレー及び付属する電子回路は、可視、無線周波数、及び電離の迷走電磁放射線 から十分に遮蔽されていることが必要であり、図３に映像化パネル５０を中に組 み込んだ銅製の遮蔽ハウジング６０を示す。メガボルト映像化のケースでは、遮 蔽ハウシング６０の上には、フォトン−エレクトロン変換層４６及び蛍光体ある いはノンチレーティング層４４が組み込まれる。診断用Ｘ線映像化の場合は、こ の上部遮蔽ハウジングは何らかの薄い不透明材料、例えばアルミニウム、ボール 紙など、もしくはノンチレーターの裏側そのもの、のいずれかとされる。それら の映像化装置をいくつか組み合わせるのか望まれるケース、例えばメガボルト映 像化用の映像化装置と、走査ビームの中心軌跡をバースト毎に測定するもう１つ 映像化装置とを組み合わせる場合には、これらの映像化装置用のアレーは、フォ トン−エレクトロン変換器及びンンチレーティングスクリーンとともに遮蔽ハウ ジングの中に積み重ねて入れられる。

図４はアレーと公知のインターフェース用電子回路を示す。図４は、端末７４か 接続されたマイクロプロセッサ−７２に接続されたゲート選択電子回路によって 、ゲート選択ライン５６かいかにして活性化されるかを示すものである。マイク ロプロセッサ−（又は映像化ワークステーション）７２及びビデオモニター７８ に接続された前置増幅回路７５及びアナログ−ディジタル変換器７６に、信号ラ イン５４か接続されているのが見える。

図５は照射装置８０及び、テーブル８２の上に横たわって放射線ビームＩＯから の治療を受ける患者６６を示している。センサーのアレー５０を入れた遮蔽ハウ ／ノブ６０はｗ者の下のテーブル８２の下側にあるのが見える。この配置は放射 線治療ノミュレーター室又は診断用Ｘ線室におかれる診断用映像化装置の場合も 同しようなものである。

次に本発明での、“リアルタイム”という用語か、放射線写真モード及び透視モ ・−ドの両動作モード、及び走査式放射線治療ビームの中心軌跡の測定において 、どのような意味であるかを説明する。

しし本発明を走査式メガボルトビームの中心軌跡をパルスごとに測定するために 使用するとすれば、リアルタイムの動作のためには、バーストごとの間にセンサ ーの大部分、望ましくは全部を読み出すことか要求される。この動作モードは走 査式メガボルトビーム装置では望ましいものである。そのような装置は通常６０ から５００ヘルツの範囲で変動可能なパルス反復速度を有している。したがって 、バースト間の時間は２から１６．７ミリ秒である。このリアルタイムの要求を 満たずために、アレーのある列を読み出さなければならない速度は、アレーごと の列の数とパルス反復速度に依存することになる。なお、アレーを読み出すこの 方法は基本的には透視モートの場合のものである。

本発明のリアルタイムのメガボルト映像化の１つの形においては、与えられた量 の放射線を使用して１枚の映像を作り、照射の終了直後にその映像を見ることか 望まれる。これかリアルタイムの放射線写真映像化である。あるケースでは、虫 者に対するビームの正しい位置を確認するために、本治療の前に少量の照射を与 えるのか望ましい場合かある。この場合には、センサーに記憶された信号は照射 か終了するまで蓄積され、その時屯でセンサーが読み出される。本発明により、 映像化の条件及び要求されるコントラストに応じて変化するが、Ｏ，１秒から数 秒の期間の後に受け入れ可能な水準の映像か得られるであろうということが、現 在のメガボルトビームの知識によって示されている。２番目のあるケースは、全 治療量の放射線を用いて１枚の映像を得、照射直後にそれを見るというものであ る。これもまた放射線写真モードの動作である。これらどちらのケースでも、最 終的な画像か照射の後数秒間あるいはそれ以下で得られればリアルタイム映像化 か達成されることになる。

リアルタイムのメガボルト映像化の別の形態においては、治療の間、次々と映像 を作り出すことか望ましい。これは透視モードの動作である。治療が約１０〜１ ００秒又はそれ以上続くとして、また映像情報がＯｌないし数秒後に得られると すると、この場合のリアルタイム動作では十分な情報がセンサーに蓄えられた後 、映像化装置かできるだけ早く読みだしを行うことが要求される。

診断用Ｘ線映像化においては、局所的映像化のように、その目標は最少の放射で 高品質の映像を作り出すことにある。本発明は、放射がメガボルト又は診断用Ｘ 線のいずれであっても、透視及び放射線写真モードの両方で映像をリアルタイム で作れるものである。

尺Ｃ時定数に関しては、本発明はセンサーの列ができるだけ早く読み出されるよ うにデザインされている。これはセンサーから信号をサンプリングする外部電子 回路か種々のソースからのノイズもサンプリングするという事実に基づくもので あり、このノイズの影響はサンプリング期間か長くなるほど増加する。したがっ て、センサーの荷電をサンプリングする期間を短くすることによって、このノイ ズを最小にすることが強く望まれる。先にも述べたように、このサンプリングか 起きる速度を決める最大の要因はセンサーのキャパシタンスと薄膜トランジスタ ーのオン抵抗の積である。このように、ＲＣ時定数を最小に保つことにより、本 発明はすぐれた信号対ノイズ比を持つリアルタイム映像化を達成している。

ある映像化のアプリケーションにおいては、画素のもつ時定数τの最高値が制限 される。この最高値は下記のパラメータに関係する：Ｎτ−画素を、即ちアレー の画素列をサンプリングし再初期化するのに必要な時間をＲＣ時定数の倍数で表 した数。

Ｌ＝ｃｍで表したアレー上の画素の１つの縦列の長さ。もしＬとＰが同じ単位で あれば、ＬをＰで割ったものはアレーの横列の数になる。

Ｐ＝画素間ピッチ、すなわちμｍで表したアレー上のとなりあった画素の中心間 の距離。

ＩＦＰＳ＝１秒間あたりの瞬間的なフレームの数、すなわちアレーが読み出され る有効速度。これはアレーの全ての横列を読み出すのに必要とされる時間の合計 の逆数で与えられる。図６の透視モードにおいては、ＩＦＰＳはＦ−ＭＯＤＥ− Ａで映像が作り出される速度と同じである。

Ｆ−ＭＯＤＥ−Ｂ及びＦ−ＭＯＤＥ−Ｃのような他のモードでは、読みだしシー ケンスに休止期間が組み込まれているので、どの列も読み出されていないときは 、ＩＦＰＳは映像が作り出される速度よりも早くなる。放射線写真モードでは、 後で述べる理由により、ＩＦＰＳは約１．０秒−’（＝ｌＦＰＳ）にとられる。

ＳＮ−アプリケーションで要求される信号対ノイズ比に合致するように画素を再 初期化させるのに必要な度合いの逆数。例えば１０００対ｌの信号対ノイズ比が アプリケーションで要求されるとすると、画素は少なくとも１０００に対して１ の割合で再初期化されなければならず、したかって５Ｎ＝１０００となる。

したがって、もし縦列の長さＬｃｍ、画素ピッチが２μｍであり、そしてもし１ 抄出たりＩＦＰＳフレームの瞬間読み出し速度か要求されるとすると、それぞれ の横列のサンプリング及び再充電のために当てられる時間は次のように与えられ る ＴＰＲ＝］の横列のサンプリング及び再充電のための時間（マイクロ秒）＝１０ ０・Ｐ／（Ｌ−ＩＦＰＳ） 要求される信号対ノイズ比ＳＮとこの信号対ノイズ比を達成するために必要な時 定数の倍数との関係は次式で与えられる：１／５Ｎ＝ｅｘｐ　（−Ｎｒ） 即ち、 Ｉ　ｎ　（ＳＮ）　−Ｎｒ もし要求される信号対ノイズ比ＳＮに合致するように画素を再初期化させようと すると、時定数τと要求される信号対ノイズ比を達成するのに必要な時定数の倍 数Ｎτの積は、ｌの横列の初期化の時間ＴＰＲより大きくなってはならない・τ ｘＮτ≦ＴＰＲ したがって、この最後の式から、アレーのコラム長をＬ（ｃｒｎ）、画素ピッチ をＰ（μｍ）、フレームの瞬間読み出し速度をＩＦＰＳ　（ｆｐｓ）　、信号対 ノイズ比をＳＮとした時の時定数の最大値を導き出すことができる：τ≦Ｔ　Ｐ 　Ｒ／Ｎτ ≦１．００−Ｐ／（Ｌ・ＩＦＰＳ−Ｉｎ　（ＳＮ））ここでての単位はマイクロ 秒、すなわち時定数は次の条件に従わなければならなしたかって、この制約を再 初期化時定数τに適用すると、アレーはτ、Ｃがでの要求値に合致するように設 計されなければならない。

センサー及びＦＥＴに関しては、ＲＣＣ時定数音規定するパラメータの値の適当 な範囲はニ ーセンサーの厚さｄは、光感応センサーの場合は約０．　１μｍから約３μｍ１ 光を発生させる必要のない、照射を直接検知する厚いセンサーの場合は、センサ ーの厚さｄは約５０μｍから約２０００μｍ０−センサーの面積については、こ れはピンチに支配される。アレーの構造を決定する現在のデザインルールでは、 ２７０．４５０及び９００μｍアレーのアレー面積は、アントヌークら（Ａｎｔ ｏｎｕｋ　ｅｔ　ａｌ、）の“メガボルト放射線治療の映像化のためのアモルフ ァスノリコンアレーの照射反応特性”、１９９１年のＩＥＥＥ　Ｎｕｃｌｅａｒ 　ＳｃｉｅｎｃｅＳｙｍｐｏｓｉｕｍ　ａｎｄ　Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｉｍａｇｉｎ ｇＣｏｎｆｅｒｅｎｃｅに提出、の表Ｉで与えられている。ピッチか小さくなる と、アントヌークら（Ａｎｔｏｎｕｋ　ｅｔ　ａｌ、）、５ＰＩＥｖｏ１．１４ ４３、Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｉｍａｇｉｎｇ　Ｖ：Ｉｍａｇｉｎｇ　Ｐｈｙｓｉｃｓ 　１０Ｂ−１１９、（１９９１年）の図３に概略か示されているように、アレー の面積のセンサーに占められる割合（“占有率（ｆｉｌｌ　ｆａｃｔｏｒ）”と 呼ばれる）か減る。現在存在している３種類のアレー、２７０．４５０及び９０ ０μｍ１の占有率は、それぞれ０４８．０，６２、及び０．８３である。さらに 、デザインルールの進化で占有率か増加して細かいピッチか徐々に可能となり、 多分約２５μｍまで可能となった。そのようなデザイン変更の一例としては、各 々の薄膜トランジスターをそれに対応するセンサーの下に置くことによって、セ ンサーかより多くの面積を占め、したがって占有率か大きくなるようにアレーを 作るものかある。限定するものではないかその一例は、ペレスーメンデス（Ｐｅ ｒｅｚ−Ｍｅｎｄｅｚ）ら、Ｍ、Ｒ，Ｓ、、ｖｏｌ、１４９．１９８９年、６２ １−６３２頁に記載されている。そのようなデザイン変更は、ｐ＋ドープのａ− ３ｉ：８層３６、真性ａ−３ｉ：８層３４、ｎ＋ドープのａ−３ｉ：８層３２、 及び上部電極層３８を、画素化しない連続したものとし、アレーの全表面を占め るようにするものである。このようなケースでは、下部電極層２２のみか画素化 され、個々のセンサーを規定するものとなる。これは占有率をその最高値１に到 達させることになる。上部電極層３８か外部電圧バイアスに直接連結できるので 、バイアスのための線４０は不要となる。アモルファスセレノセンサーの場合は 、ｐ＋ドープのａ−３ｉ：Ｈ１！１３６、真性ａ−３ｉ：８層３４、ｎ＋ドープ のａ−３ｉ：８層３２は、アモルファスセレンの連続した厚い層に置き換えられ る。また、下部電極層２２は画素化されるか、上部電極層３８は連続したものに なる。

−トランジスターのゲートの幅と長さ、Ｗ及びＬｌについては、必要とされる寸 法に作られるであろうが、現在使用されている最も短い寸法は約１５μｍである 。この最小寸法はさらに約８μｍに減らすことかできるであろう。

種々のメガボルト及び診断用映像化のアプリケーションについて、式（５）によ る時定数の決定に関わるパラメータの範囲を以下に示す。式（５）により計算さ れた時定数τの最高値の多くの例もあわせて示した。この例示したリストは決し て全部を網羅するものではないか、これらの計算は、計算された最大時定数τか 種々の映像化の条件下において、本発明の可能性の範囲に十分大るものであるこ とを示している。

下記の例では、計算に用いられたＩＦＰＳの値と映像化の条件の関係は次の通り である。現在までのところ、最も直接的で簡便なアレーの動作方法は、横列の最 充電のパターンをサイクル毎に繰り返す周期的な方法である。放射線写真及び透 視映像化の両方におけるそれらの方法の各種を図６及び図７に示す。Ｘ線透視法 においては、画素の横列を次々に連続的に、１列ずつ休みなしに、再充電するの か最も簡単な方法の１つであり、図６にＦ−ＭＯＤＥ−八として示した。このケ ースの場合、ＩＦＰＳは単純に、映像が作り出される速度、すなわちフレーム速 度と等しいか、これか下記の透視の例で作用されているアレーの動作方法である 。図６に示されているような透視動作のそのほかの方法では、種々のタイミング が規定されればＩＦＰＳの値は簡単に決められる。Ｘ線写真法の場合、照射中に 各横列を次々と再充電し、このシーケンスの途中に休止を入れて画素内で信号を 積分するのが、照射の前にアレーを初期化し、照射後に映像化情報を読み出す直 接的な方法である。これは、Ｒ−ＭＯＤＥ−Ａ、Ｒ−ＭＯＤＥ−Ｂ、及びＲ−Ｍ ＯＤＥ−Ｃとして図７に例示している。リアルタイムのＸ線写真法では、照射の あと数秒間以内に映像を提示することか望ましい。インターフェース用電子回路 や映像化ワークステーションでの時間が必要であるので、照射の後約１秒でアレ ー全部を読み出すことが妥当な目標である。この時間はまた、映像品質に対する 照射後の画素のドリフトの影響を比較的小さなものとするためにも十分なもので ある。下記の放射線写真の例では、読み出し速度は照射の前も後も同一と仮定し た。口の場合、式（５）の計算に適当なＩＦＰＳの値は、放射線写真モードにお いては、１ｆｐｓである。異なる読み出し速度及び／又はそのほかの放射線写真 動作についてのＩＦＰＳＯ値は、前と同じく、種々のタイミングが規定されれば 決められる。

下記の時定数の計算に関する全ての例は、これらの時定数は、記載された読み出 し条件を満たす“最大”の値であることを理解しなければならない。それらは、 サンプリング時間、再初期化時間、及び映像表示速度のみが、要求される横列の 読み出し速度に寄与する要因であるこという考えのみに基づいている。前に述べ たような他の影響と、電子回路に関して起こる実際的な問題のため、アレーの設 計を慎重に行い、計算された限界値の約半分のτ値とする。これもまた、より厳 しい要求を満たす本発明の可能性の範囲である。

放射線治療用 一メガボルト・ビームのリアルタイムな映像化用−ピノチＰは、約４００μｍか ら約１．５００μｍの範囲であろう。

−アレーの高感度な領域の辺の長さしは、約２０ｃｍから約６０ｃｍの範囲であ ろう。

＝−透視モードでのフレーム速度は、１抄出たり１０フレームからｌＯ秒抄出り 約１フレームの範囲であろう。放射線写真モードでの画像毎の照射期間は、約０ ．　１秒から長くて約１００秒の範囲であろう。しかしながら、放射線写真モー ドにおける照射積分期間の最後においては、アレーの読み取りを実際に約１秒以 内に行うことか望ましい。これは十分速く、インターフェース用電子回路と映像 表示用のワークステーションが必要とする時間を考慮しても、数秒の照射時間の 間に像か表示される。透視像の映像化におけるＩ　ＦＰＳは実際のフレーム速度 と等しく、放射線写真の映像化におけるＩＦＰＳは約１ｆｐｓに等しい。

−３Ｎ比は、約１０から約１０．０００の範囲であろう。

−従って、時定数か制限される幾つかのケースは下記の通りである一透視におけ るメガボルトでの映像化のため等に使用される、Ｐ＝４００ｆｔｍ、Ｌ＝５０ｃ ｍ、１ＦＰｓ＝ＩＯｆｐｓＳＳＮ＝１．０００の、適度に高い信号対ノイズ比を 持ち、高いフレーム速度で動作される高解像度で非常に大型のアレーについては 、 τ　≦約１２μｓ −放射線写真におけるメガボルトでの映像化のため等に使用される、Ｐ＝１．５ ００１１ｍ、Ｌ＝２０ｃｍ、１ＦＰｓ＝Ｉ　ｆｐｓＳ　５Ｎ＝１．０００の、適 度に高い信号対ノイズ比を持ち、放射線写真モードで動作される低解像度の中型 アレーについては、τ　≦　約１０９０μｓ −放射線写真におけるメガボルトでの映像化のため等に使用される、Ｐ＝４００ μｍ、Ｌ＝５０ｃｍ、ＩＦＰＳ＝ｌ　ｆｌ）ｓ、５Ｎ＝１０．０００の、非常に 高い信号対ノイズ比を得るため長い積分期間を持つ放射線写真モードで動作され る高解像度の大型アレーについては、τ　≦　約８７μｓ 放射線治療用 一走査放射線治療ビームの追跡用 一ピツチＰは、５００μｍから１０．０００μｍの範囲であろう。

−Ｌは、上記のようになるであろう。

−フレーム速度は、１抄出たり約５００フレームから１抄出たり約ｌフし・−ム の範囲であろう。

一３Ｎ比は、約１０から約１０．０００の範囲であろう。

−従って、時定数か制限される幾つかのケースは下記の通りである一Ｐ＝１．Ｏ ＯＯμｍ、Ｌ＝６０ｃｍ、ＩＦＰＳ＝５００ｆｐｓ、５Ｎ＝１００の、低い信号 対ノイズ比を持ち、高いフレーム速度で動作される高解像度で非常に大型のアレ ーについては、τ　≦　約０７μ５ Ｐ＝１．０００μｍ、Ｌ＝２０ｃｍ、ＩＦＰＳ＝５００ｆｌ）ｓ、５Ｎ−１０の 、低い信号対ノイズ比を持ち、高い７１ノ一ム速度で動作される高解像度の小型 アレーについては、 τ　≦　約４．３ｚＳ −Ｐ＝１０．０００μｍ、Ｌ＝２０ｃｍ、ＩＦＰＳ＝Ｉｆｐｓ、５Ｎ＝１０．０ ００の、高い信号対ノイズ比を持ち、低いフレーム速度で動作される低解像度の 小型アレーについては、τ　≦　約５４３０μ５ −Ｐ＝１０００μｍＳＬ＝２５ｃｍＳ　ＩＦＰｓ＝５０Ｏｆｌ）ｓＳＳＮ＝１０ の、低い信号対ノイズ比を持ち、高いフレーム速度で動作される高解像度の小型 アレーについては、 τ　≦　約３５μｓ 診断用映像化用ニ 一ピツチＰは、約２５μｍから約５００μｍの範囲であろう。

−アレーの高感度な領域の辺の長さしは、約２ｃｍから約６０ｃｍの範囲であろ う。

一透視モードでのフレーム速度は、１抄出たり約１２０フレームから１抄出たり 約１フレームの範囲であろう。放射線写真モードでの画像毎の照射期間は、約１ マイクロ秒から約１０秒の範囲であろう。しかしながら、放射線写真モードにお ける照射期間の最後においては、アレーの読み取りを実際に約１秒以内に行うこ とか望ましい。これは十分速く、インターフェース用電子回路と映像表示用のワ ークステーションが必要とする時間を考慮しても、数秒の照射時間の間に像が表 示される。透視像の映像化におけるＩＦＰＳは実際のフレーム速度と等しく、放 射線写真の映像化におけるｌ　ＦＰＳは約１　ｆｐｓに等しい。

−３Ｎ比は、約ｌＯから約１０．０００の範囲であろう。

−従って、時定数か制限される幾つかのケースは下記の通りであるニー放射線写 真による胸部の映像化のため等に使用される、Ｐ＝２５μｍ１Ｌ＝３０ｃｍ、１ ＦＰｓ＝１　ｆｐｓＳＳＮ＝１．０００の、適度な信号対ノイズ比を持ち、放射 線写真モードで動作される非常に高解像度で適度に大型のアレーについては、 τ　≦　約１２μｓ −放射線写真による胸部の映像化のため等に使用される、Ｐ−２５μｍ１Ｌ＝３ ０ａｍ、ＩＦＰＳ＝１　ｆｐｓ、５Ｎ＝１０．０００の、高い信号に１ノイズ比 を持ち、放射線写真モードで動作される非常に高い解像度で適度に大型のアレー については、 τ　≦　約９μｓ −透視による心臓の映像化のため等に使用される、Ｐ＝２００μｍ、Ｌ＝２５ｃ ｍ、ＩＦＰＳ＝Ｉ２０ｆｐｓＳＳＮ＝１．０００の、適度な信号対ノイズ比を持 ち、非常に高いフレーム速度で動作される適度に低い解像度の小型アレーについ ては、 τ　≦約１．０μｓ −透視による心臓の映像化のため等に使用される、Ｐ＝２００μｍＳＬ＝２５ｃ ｍ、ＩＦＰＳ＝１２Ｏｆｌｌ）ｓ、５Ｎ＝１０．０００の、非常に高い信号対ノ イズ比を持ち、非常に高いフレーム速度で動作される適度に低い解像度の小型ア レーについては、 τ　≦　約０．７μｓ −放射線写真による胸部の映像化のため等に使用される、Ｐ＝　１００μｍ１Ｌ ＝４３ｃｍ、ＩＦＰＳ＝ｌ　ｆｐｓ、５Ｎ＝１．０００の、高い信号対ノイズ比 を持ち、放射線写真モードで動作される高解像度の大型アレーについては、 τ　≦　約３４μｓ −放射線写真による心臓の映像化のため等に使用される、Ｐ＝ｌＯＯμｍ１Ｌ＝ ４３ｃｍＳ　ＩＦＰＳ＝ｌｆｐｓ、５Ｎ＝１０．０００の、非常に高い信号対ノ イズ比を持ち、放射線写真モードで動作される高解像度の大型アレーについては 、 τ　≦　約２５　／ｒ　Ｓ ｍ一般的な透視等に使用される、Ｐ＝５θＯμｍ、Ｌ＝２５　ｃｍ、１ＦＰｓ＝ ｌｆｐｓ、５Ｎ＝１．０００の、高い信号対ノイズ比を持ち、低いフレーム速度 で動作される低解像度の小型アレーについては、τ　≦　約２９０μｓ ｍ一般的な透視等に使用される、Ｐ＝５００μｍｓＬ＝２５ｃｍ、ＩＦＰＳ＝ｌ ｆｐｓＳＳＮミ１００の、低い信号対ノイズ比を持ち、低いフレーム速度で動作 される低解像度の小型アレーについては、τ　≦　約４３４μｓ ｍ一般的な透視等に使用される、Ｐ＝５００μｍ、Ｌ＝２５ｃｍ、ＩＦＰＳ＝６ ０ｆｐｓ、５Ｎ＝１．０００の、高い信号対ノイズ比を持ち、高いフレーム速度 で動作される低解像度の小型アレーについては、τ　≦　約４．８μｓ ｍ一般的な透視等に使用される、Ｐ＝１００μｒｎ、Ｌ＝２５ｃｍ、ＩＦＰＳ＝ ６０ｆｐｓ、５Ｎ＝１．０００の、高い信号対ノイズ比を持ち、高いフレーム速 度で動作される高解像度の小型アレーについては、Ｔ　≦　約１．．０１ｌＳ ｍ一般的な透視等に使用される、Ｐ＝　１００　μｍ、　Ｌ＝２５　ｃｍ。

１ＦＰｓ＝］　ｆｐｓ、５Ｎ＝１．０００の、高い信号対ノイズ比を持ち、低い フレーム速度で動作される高解像度の小型アレーについては、τ　≦　約５８μ ｓ ｍ一般的な透視等に使用される、Ｐ＝　１００　ｔｔｍ、　Ｌ＝６０　ｃｍ。

ＩＦＰＳ＝Ｌｆｐｓ、５Ｎ＝１，０００の、高い信号対ノイズ比を持ち、低いフ レーム速度で動作される高解像度の大型アレーについては、τ　≦　約２４μｓ ｍ一般的な透視等に使用される、Ｐ＝　Ｉ　ＯＯμｍ、　Ｌ＝６０　ｃｍ１１Ｆ ＰＳ＝６０ｆｐｓ、５Ｎ＝１．０００の、高い信号対ノイズ比を持ち、高いフレ ーム速度で動作される高解像度の大型アレーについては、τ　≦　約０４０μｓ −歯科用放射線写真による映像化のため等に使用される、Ｐ＝２５μｍ、Ｌ＝２ ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１ｆｐｓ、５Ｎ＝ｌＯＯＣ１の、高い信号対ノイズ比を持ち、 放射線写真モードで動作される非常に高解像度で非常に小型のアレーについては 、 τ　≦　約１８１μｓ 予想される種々のアブリケーンヨンについてまとめると約２５　≦　Ｐ　≦　１ ０．０００　（μｍ）約２　≦　Ｌ　≦　６０　（ｃｍ） 約ｌ　≦　ＩＦＰｓ　≦　約５００　（ｆｌ）ｓ）約ｌＯ≦　ＳＮ　≦約１．． ０００ 本発明は、放射バーストに応じて、１秒間に多数回、メガボルト放射線ビームの 中心を検出でき、バースト毎に放射された放射線量を測定できる。更に、本発明 は、放射線量か必要とされる目標領域に向けられていることを確認する。本発明 は、優れた信号対ノイズ比を達成でき、０１０秒以内に形成すべきメガボルト像 （１抄出たり１０個の像）のための情報を十分受は取ることができ、限界は処理 を行うハードウェアの速度のみである。

本発明は、連続して何年間にも亙って使用しても、メガボルト放射線に継続的に 曝されたことによる性能の低下はない。アレーに放射線による損傷がある場合、 １３０−１５０°Ｃの熱処理を行うだけで、装置の元の特性が復元される。

本発明は、かさばるＸＲＩ＋ユニットを、最も邪魔にならない形状を持ち、かつ 、ひずみ、グレア、及び磁界の影響を受けることのない、薄くて軽量な平板状の ディジタル映像化システムと置き換えることを可能にする。

本発明は、Ｘ線像のリアルタイムでの表示が出来ず、携帯式でない現像ユニット やリーダーを必要とする、Ｘ線フィルム及び走査式レーザー励起発光システムを 、軽量な平板状のディジタル映像化システムと置き換えることを可能とし、かさ ばる現像ユニットやリーダーを使用することなく、Ｘｖａ像の即時のリアルタイ ム表示かでき、携帯式にすることもできる。

最後に、本発明では、映像化装置を互いに重ねて組み合せ映像化装置を作ること ができる。重ねられた種々の映像化装置は、種々の形態の映像化のために最適化 される。

上記の教示に鑑み、本発明を種々に変更したり変化させたりすることが可能であ ることは明白である。したかって、本発明は、添付の請求の範囲内において、本 明細書において具体的に述べた以外の方法で実施できるものと理解されなければ ならない。

図３ 図４ ＜　＞　Ｑ　ロ フロントページの続き （５１）　Ｉｎｔ、　Ｃ１，６識別記号　庁内整理番号ＨＯＩＬ　３１１０９ （７２）発明者　ストリート、ロバート　ニー。

アメリカ合衆国　９４３０６　カリフォルニア州、ポロ　アルド、ラポーラ　ア ベニューＩ ＨＯＩＬ　３１１００　Ａ

Claims (33)

【特許請求の範囲】
1. １．入射電離放射線ビームに用いるリアルタイム映像化装置であって、各々が所 定のキャパシタンスを有する画素センサーのアレーを含み、入射電離放射線を電 子正孔対信号に変換し、この信号を複数の画素センサーに記憶する信号変換手段 と、 各々が所定の抵抗を有する複数のトランジスタを含むスイッチング手段とを有し 、前記複数のトランジスタの各々は、前記複数の画素センサーの対応するものに 記憶された信号を読出し、これにおいて、複数の画素センサーの１つのキャパシ タンスは、関連するトランジスタの抵抗によって乗算した時、τＲＣ≦（１００ ・Ｐ／Ｌ・ＩＦＰＳ・ｌｎ（ＳＮ））（但し、 Ｐは、μｍで表した画素間のピッチで、約２５≦Ｐ≦約１０，０００であり、Ｌ は、ｃｍで表したアレーの画素センサーの１つのコラムの長さで、約２≦Ｌ≦約 ６０であり、 ＩＦＰＳは、アレーの有効読出速度である１秒当たりの瞬間的なフレーム速度で 、約１≦１ＦＰＳ≦約５００であり、ＳＮは、各画素センサーがサンプルされ、 そして再充電される度合いの逆数で、約１０≦ＳＮ≦約１，０００である）の関 係を満足する時定数τＲＣ（μｓｅｃ）を生じ、これによって放射線ビームのリ アルタイムな映像化を可能にするリアルタイム映像化装置。
2. ２．メガボルトの放射線ビーム又は診断的なＸ線ビームを前記入射電離放射線ビ ームとして発生する手段を更に含む請求項１の装置。
3. ３．複数のトランジスタが薄膜電界効果トランジスタである請求項１の装置。
4. ４．複数のトランジスタが多結晶シリコンによって作られる請求項１の装置。
5. ５．画素センサーが、 放射線ビームを可視光線に変換する手段と、ａ−ＳｉｚＣ１−ｚ：Ｈ（０＜ｘ＜ １）、ａ−ＳｉｙＧｅ１−ｙ：Ｈ（０＜ｙ＜１）、ａ−Ｓｉ：Ｈ、及び徴結晶シ リコンを含むグループから選択される材料によって形成された複数の光感応セン サーとを含み、それぞれのセンサーは、真性層を挟む逆にドープされた外側層を 有し、ｐ−ｉ−ｎ構造又はｎ−ｉ−ｐ構造を形成する請求項１の装置。
6. ６．画素センサーが厚いａ−Ｓｉ：Ｈダイオードを含む請求項１の装置。
7. ７．画素センサーがカロゲナイド（ｃｈｏｌｏｇｅｎｉｄｅ）ガラスの厚い層を 含む請求項１の装置。
8. ８．複数の光感応画素センサーが、 ドープされたａ−Ｓｉ：Ｈ層、ドープされたＳｉｘ：Ｃ１−ｘ：Ｈ層、ドープさ れた徴結晶シリコン層を含むグループから選択され、変換手段とに対向する層を 持つセンサーを含む請求項５の装置。
9. ９．光感応画素センサーに逆バイアスを加えるバイアス手段を更に含む請求項５ の装置。
10. １０．入射電離放射線バーストから得られる映像信号を記憶するとともに取り出 すためのリアルタイム映像化装置であって、シンチレーション層と、 このシンチレーション層と光学的に結合された光感応画素センサーのアレーであ って、各々の光感応画素センサーが、第１の導電形にドープされた第１の半導体 層、第２の導電形にドープされた第２の半導体層、及び真性の第２の半導体層と を有するアレーと、 各々が所定の抵抗を有し、記憶された信号を読み出すために前記光感応センサー にそれぞれ接続された複数のトランジスタとを含み、各光感応センサーとそれに 接続された対応するトランジスタが１つ画素を形成し、これにおいて、複数の画 素センサーの各々のキャパシタンスは、関連するトランジスタの抵抗によって乗 算した時、 τＲＣ≦（１００・Ｐ／Ｌ・ＩＦＰＳ・ｌｎ（ＳＮ））（但し、 Ｐは、μｍで表した画素間のピッチで、約２５≦Ｐ≦約１０，０００であり、Ｌ は、ｃｍで表したアレーの画素センサーの１つのコラムの長さで、約２≦Ｌ≦約 ６０であり、 ＩＦＰＳは、アレーの有効読出速度である１秒当たりの瞬間的なフレーム速度で 、約１≦ＩＦＰＳ≦約５００であり、ＳＮは、各画素センサーがサンプルされ、 そして再充電される度合いの逆数で、約１０≦ＳＮ≦約１，０００である）の関 係を満足する時定数τＲＣ（μｓｅｃ）を生じ、これによって前記放射線バース トのリアルタイムな映像化を可能にするリアルタイム映像化装置。
11. １１．光感応画素センサーが、 ａ−ＳｉｚＣ１−ｚ：Ｈ（０＜ｘ＜１）、ａ−ＳｉｙＧｅ１−ｙ：Ｈ（０＜ｙ＜ １）、ａ−Ｓｉ：Ｈ、及び微結晶シリコンを含むグループから選択される材料に よって形成された複数のセンサーを含み、それぞれのセンサーは、真性層を挟む 逆にドープされた外側層を有し、ｐ−ｉ−ｎ構造又はｎ−ｉ−ｐ構造を形成する 請求項１０の装置。
12. １２．複数の光感応画素センサーが、 ドープされたａ−Ｓｉ：Ｈ層、ドープされたＳｉｘ：Ｃ１−ｘ：Ｈ層、ドープさ れた微結晶シリコン層を含むグループから選択され、変換手段とに対向する層を 持つセンサーを含む請求項１１の装置。
13. １３．放射線バーストからのフォトンをエレクトロンに変換する変換層を更に含 み、前記シンチレーション層は、変換層で作られたエレクトロンを可視光に変換 し、更に メガボルトの放射線バーストを前記入射電離放射線バーストとして発生する手段 を含む請求項１１のリアルタイム映像化装置。
14. １４．各トランジスタが薄膜電界効果トランジスタである請求項１０の装置。
15. １５．シンチレーション層からの可視光の通過を許容する可視光に対して透明の 上部電極層と、 下部電極層とを備え、 光感応センサーが上部及び下部電極層の間に配置されている請求項１４の装置。
16. １６．各薄膜電界効果トランジスタが、ゲート接触領域と、 ゲート接触領域の上に設けられたゲート誘電層と、ゲート誘電層の上に設けられ たａ−Ｓｉ：Ｈ層と、ゲート接触領域の直ぐ上に設けられａ−Ｓｉ：Ｈ層に接続 された第２の誘電層と、 前記ａ−Ｓｉ：Ｈ層の選択された部分に接続されるとともに、ゲート接触領域の 両側に位置決めされ、前記第２の誘電層によって分離された第１のドープされた ａ−Ｓｉ：Ｈソース領域及び第２のドープされたａ−Ｓｉ：Ｈドレイン領域と、 前記第２のドープされた領域と接触しているドレイン接点と、前記第１のドープ された領域と接触しているソース接点とを備えた請求項１４の装置。
17. １７．ソース接点が下部電極層に接続された請求項１６の装置。
18. １８．光感応画素センサーに逆バイアスを加えるバイアス手段を更に含む請求項 １１の装置。
19. １９．リアルタイムで映像化を行うために診断用Ｘ線から得られる画像信号を記 憶して取出す装置であって、 縦横列に配列された複数の光感応画素センサーのアレーを含み、この光感応画素 センサーのそれぞれが、第１の導電形にドープされた第１の半導体層、第２の導 電形にドープされた第２の半導体層、及びこれらの第１と第２の半導体層によっ て挟まれた真性層とを有し、各センサーの前記第１の半導体層の上側に結合され た可視光に対して透明の上部電極層と、 各センサーの前記第２の半導体層の下側に結合され下部電極層と、各々が所定の 抵抗を有する複数の薄膜トランジスタとを含み、各トランジスタは、前記診断用 Ｘ線の照射時に各センサーのそれぞれに記憶された映像化信号を読み出すために 、前記複数のセンサーのそれぞれに接続され、それぞれのトランジスタに接続さ れた光感応センサーの各組み合わせが、１つの画素に対応し、これにおいて、各 画素センサーのキャパシタンスは、関連するトランジスタの抵抗によって乗算し た時、 τＲＣ≦（１００・Ｐ／Ｌ・ＩＦＰＳ・ｌｎ（ＳＮ））（但し、 Ｐは、μｍで表した画素間のピッチで、約２５≦Ｐ≦約１０，０００であり、Ｌ は、ｃｍで表したアレーの画素センサーの１つのコラムの長さで、約２≦Ｌ≦約 ６０であり、 ＩＦＰＳは、アレーの有効読出速度である１秒当たりの瞬間的なフレーム速度で 、約１≦ＩＦＰＳ≦約５００であり、ＳＮは、各画素センサーがサンプルされ、 そして再充電される度合いの逆数で、約１０≦ＳＮ≦約１，０００である）の関 係を満足する時定数τＲＣ（μｓｅｃ）を生じ、これによって診断用Ｘ線のリア ルタイムな映像化を可能にする装置。
20. ２０．各薄膜電界効果トランジスタが、ゲート接触領域と、 ゲート接触領域の上に設けられたゲート誘電層と、ゲート誘電層の上に設けられ たａ−Ｓｉ；Ｈ層と、ゲート接触領域の直ぐ上に設けられａ−Ｓｉ：Ｈ層に接続 された第２の誘電層と、前記ａ−Ｓｉ；Ｈ層の選択された部分に接続されるとと に、ゲート接触領域の両側に位置決めされ、前記第２の誘電層によって分離され た第１のドープされたａ−Ｓｉ；Ｈソース領域及び第２のドープされたａ−Ｓｉ ：Ｈドレイン領域と、前記第２のドープされた領域と接触しているドレイン接点 と、前記第１のドープされた領域と接触しているソース接点とを備えた請求項１ ９の装置。
21. ２１．前記ソース接点と一体的に形成された下部電極層を含む請求項２０の装置 。
22. ２２．アレーの所定のコラムに位置し、この所定のコラム内の各センサーの第１ のａ−Ｓｉ：Ｈ層の上側の上部電極層に接続されたバイアス線を更に含む請求項 ２１の装置。
23. ２３．アレーの所定のコラムに位置し、この所定のコラム内の前記複数の薄膜電 界効果トランジスタの各ドレインに接続された信号線を更に含む請求項２２の装 置。
24. ２４．アレーの所定の横列に位置し、この所定の横列内の前記複数の薄膜電界効 果トランジスタの各ゲートに接続されたゲート選択線を更に含む請求項１７の装 置。
25. ２５．センサーのアレーを包み込む遮蔽されたハウジングを更に含む請求項２４ の装置。
26. ２６．フォトン−エレクトロン変換層を含む前記の遮蔽されたハウジングと、こ のフォトン−エレクトロン変換層の上に形成され、前記複数のセンサーのそれぞ れの上部電極層に接続されたシンチレーション層とを含む請求項２５の装置。
27. ２７．互いに積み重られた複数のアレーを有し、各アレーが縦横に配列された複 数のセンサーを有するリアルタイム映像化装置であって、各アレーの各センサー は、 入射放射線信号を可視光信号に変換するシンチレーション層と、第１の導電形に ドープされた第１の半導体層、第２の導電形にドープされた第２の半導体層、及 びこれらの第１と第２の半導体層によって挟まれた真性層とを含む光感応素子と 、 この光感応素子から信号を読み出すため、光感応素子に接続されるとともに、光 感応素子と共通の基板上に形成された薄膜電界効果トランジスタとを含み、この トランジスタと対応する光感応素子が１つの画素を形成し、これにおいて、各光 感応素子のキャパシタンスは、それに接続されたトランジスタの抵抗によって乗 算した時、 τＲＣ≦（１００・Ｐ／Ｌ・ＩＦＰＳ・ｌｎ（ＳＮ））（但し、 Ｐは、μｍで表した画素間のピッチで、約２５≦Ｐ≦約１０．０００であり、Ｌ は、ｃｍで表したアレーの画素センサーの１つのコラムの長さで、約２≦Ｌ≦約 ６０であり、 ＩＦＰＳは、アレーの有効読出速度である１秒当たりの瞬間的なフレーム速度で 、約１≦ＩＦＰＳ≦約５００であり、ＳＮは、各画素センサーがサンプルされ、 そして再充電される度合いの逆数で、約１０≦ＳＮ≦約１，０００である）の関 係を満足する時定数τＲＣ（μｓｅｃ）を生じ、これによって前記入射放射線線 信号のリアルタイムな映像化を可能にするリアルタイム映像化装置。
28. ２８．光感応素子に逆バイアスを加えるバイアス手段を更に含む請求項２７の装 置。
29. ２９．各トランジスタが、垂直方向に見てそれと関連するそれぞれのセンサーの 直ぐ下に配置されている請求項１の装置。
30. ３０．各トランジスタが、垂直方向に見てそれと関連するそれぞれのセンサーの 直ぐ下に配置されている請求項５の装置。
31. ３１．各トランジスタが、垂直方向に見てそれと関連するそれぞれのセンサーの 直ぐ下に配置されている請求項６の装置。
32. ３２．各トランジスタが、垂直方向に見てそれと関連するそれぞれのセンサーの 直ぐ下に配置されている請求項７の装置。
33. ３３．各トランジスタが、垂直方向に見てそれと関連するそれぞれのセンサーの 直ぐ下に配置されている請求項８の装置。