FR 2879755 A1 20060623 FR 0512961 A 20051220 TRANSISTOR A COUCHES MINCES POUR SYSTEME D'IMAGERIE L'invention concerne d'une façon générale les systèmes d'imagerie. En particulier, l'invention est relative à des transistors à couches minces destinés à servir dans des détecteurs de tels systèmes d'imagerie. L'imagerie non invasive couvre globalement des techniques servant à produire des images des structures internes ou de régions d'une personne ou d'un objet qui, autrement, sont inaccessibles pour un examen visuel. Par exemple, les techniques d'imagerie non invasive sont couramment employées dans l'industrie pour examiner les structures internes de pièces et, dans le domaine de la sécurité, pour vérifier le contenu de paquets, vêtements, etc. Cependant, l'une des meilleures utilisations connues de l'imagerie non invasive concerne la médecine dans laquelle ces techniques servent à produire des images d'organes et/ou d'os à l'intérieur d'un patient, lesquels ne seraient pas visibles autrement. Une catégorie de techniques d'imagerie non invasive utilisables dans ces divers domaines repose sur la transmission différentielle de rayons X à travers un patient ou un objet. Dans le contexte médical, une technique d'imagerie radiographique simple peut consister à produire des rayons X à l'aide d'un tube radiogène ou d'une autre source et à diriger les rayons X à travers un volume dont on souhaite réaliser une image et dans lequel se trouve la partie du patient dont on veut réaliser une image. A mesure que les rayons X traversent le patient, les rayons X sont atténués du fait de la composition des tissus qu'ils traversent. Les rayons X atténués frappent ensuite un détecteur qui convertit les rayons X en signaux qui peuvent être traités d'après l'atténuation des rayons X pour créer une image de la partie du patient traversée par les rayons X. Ordinairement, le procédé de détection radiographique utilise un scintillateur, lequel produit des photons optiques lorsqu'il est frappé par des rayons X, et un réseau d'éléments photodétecteurs qui produisent des signaux électriques en fonction du nombre de photons optiques détectés. Certaines techniques radiographiques utilisent des rayons X à très faible énergie de façon à pouvoir prolonger l'exposition des patients. Par exemple, des techniques fluoroscopiques sont couramment employées pour surveiller une opération ou un état en cours, comme l'insertion d'un cathéter ou d'une sonde dans le système circulatoire d'un patient. Ces techniques fluoroscopiques obtiennent ordinairement de grands nombres d'images à faible énergie qui peuvent être affichées successivement pour représenter en temps réel ou presque en temps réel un mouvement dans la zone dont des images sont obtenues. Cependant, les techniques fluoroscopiques, ainsi que d'autres techniques d'imagerie à faible énergie, risquent de souffrir d'une mauvaise qualité d'images en raison de la faiblesse relative du signal radiographique par rapport au bruit électronique attribuable au détecteur. De la sorte, il est ordinairement souhaitable d'améliorer l'efficacité du processus de détection, notamment en réduisant le bruit électronique du détecteur pendant son fonctionnement. Divers aspects des transistors à couches minces (TCM) employés dans le détecteur peuvent contribuer au bruit électronique global. Par exemple, la capacité entre l'électrode de drain et l'électrode de grille du TCM est un élément constitutif majeur de la capacité globale de la ligne de données. Cela aboutit à son tour à deux grandes sources de bruit associées à la ligne de données, à savoir le bruit de Johnson lié à la résistance de la ligne de données et le bruit lié aux composants électroniques de lecture. En outre, les courants de piégeage de charges dans les TCM contribuent également au bruit électronique global. On a donc besoin de réduire le bruit électronique produit par des composants électroniques présents dans le détecteur. Selon un premier aspect de la présente technique, il est proposé un système d'imagerie radiographique, lequel système d'imagerie radiographique comprend une source de rayons X configurée pour émettre des rayons X, et un détecteur. Le détecteur comprend un réseau d'éléments détecteurs, chaque élément détecteur comportant un transistor à couches minces conçu pour servir de commutateur. Le transistor à couches minces comprend une électrode de drain et une électrode de source qui ne sont pas symétriques l'une par rapport à l'autre. Le système d'imagerie radiographique comporte également des circuits d'acquisition de détection conçus pour acquérir les signaux électriques, une unité de commande de système conçue pour commander la source de rayons X et/ou les circuits d'acquisition du détecteur, et des circuits de traitement d'images conçus pour traiter les signaux électriques afin de produire une image. Chaque élément détecteur peut également comprendre un scintillateur conçu pour émettre des photons optiques en réponse à des rayons X, et un élément photodétecteur conçu pour produire des signaux électriques en réponse aux photons optiques. Le détecteur peut également comprendre un élément photodétecteur conçu pour produire des électrons en réponse à des rayons X, et un condensateur de stockage conçu pour produire des signaux électriques en réponse aux électrons produits par le photoconducteur. De manière préférentielle, l'électrode de drain est plus petite que l'électrode de source. De manière préférentielle, la source de rayons X comporte une source de rayons X à faible énergie. Selon un autre aspect de la présente technique, il est proposé un transistor annulaire à couches minces, lequel transistor annulaire à couches minces comprend une couche d'un matériau semi-conducteur, une électrode annulaire de source disposée au-dessus de la couche de matériau semi-conducteur, une électrode de drain disposée par-dessus la couche de matériau semi-conducteur dans l'électrode annulaire de source, et un canal actif entre l'électrode de drain et l'électrode annulaire de source, une surface du canal actif comportant un matériau semi-conducteur découvert. De manière préférentielle, le canal actif a une longueur sensiblement constante. De manière préférentielle, l'électrode de drain est circulaire. De manière préférentielle, le canal actif est sensiblement exempt de matériau semi-conducteur découvert ne faisant pas partie du canal actif. Selon encore un autre aspect de la présente technique, un transistor sinueux à couches minces comprend une couche de matériau semi- conducteur, une électrode sinueuse de source disposée par-dessus la couche de matériau semi-conducteur, une électrode de drain disposée par- dessus la couche de matériau semi-conducteur et sensiblement dans un évidement formé par l'électrode sinueuse de source, l'électrode de drain étant configurée pour épouser sensiblement l'évidement, et un canal actif entre l'électrode de drain et l'électrode sinueuse de source, le canal actif ayant une longueur sensiblement constante, et une surface du canal actif comportant un matériau semi-conducteur découvert. Selon encore un autre aspect de la présente technique, il est proposé un procédé de fabrication de détecteur destiné à servir dans un système d'imagerie. Le procédé comprend la formation d'un réseau d'éléments détecteurs, chaque élément détecteur comportant un transistor à couches minces. Selon un autre aspect de la présente technique, il est proposé un procédé de fabrication d'un transistor annulaire à couches minces. Le procédé comprend les étapes consistant à former une couche d'un matériau semi-conducteur, former une électrode annulaire de source disposée pardessus la couche du matériau semi- conducteur, former une électrode de drain disposée par-dessus la couche du matériau semi-conducteur à l'intérieur de l'électrode annulaire de source, et former un canal actif entre l'électrode de drain et l'électrode annulaire de source. Selon encore un autre aspect de la présente technique, un procédé de fabrication de transistor sinueux à couches minces comprend les étapes consistant à former une couche d'un matériau semi-conducteur, former une électrode sinueuse de source disposée par-dessus la couche du matériau semi-conducteur, former une électrode de drain disposée par-dessus la couche de matériau semi-conducteur et sensiblement à l'intérieur d'un évidement formé par l'électrode sinueuse de source, et former un canal actif entre l'électrode de drain et l'électrode sinueuse de source. L'invention sera mieux comprise à l'étude de la description détaillée d'un mode de réalisation pris à titre d'exemple non limitatif et illustré par les dessins annexés, sur lesquels: la Fig. 1 est une représentation schématique d'un exemple de système d'imagerie radiographique selon un premier aspect de la présente invention; la Fig. 2 est une vue écorchée en perspective d'un détecteur selon un premier aspect de la présente invention; la Fig. 3 est une vue écorchée en perspective d'un transistor annulaire à couches minces selon un premier aspect de la présente invention; la Fig. 4 est une vue latérale du transistor annulaire à couches minces selon un premier aspect de la présente invention; la Fig. 5 est une vue écorchée en perspective d'un transistor sinueux à couches minces selon un autre aspect de la présente invention; et la Fig. 6 est une vue latérale du transistor sinueux à couches minces selon un 30 autre aspect de la présente invention. La Fig. 1 illustre un système d'imagerie radiographique désigné globalement par un repère 10. Dans la forme de réalisation illustrée, le système d'imagerie radiographique 10 est conçu pour acquérir et traiter des données d'image selon la présente technique, d'une manière décrite plus en détail ci-après. Le système d'imagerie radiographique 10 comprend une source 12 de rayons X placée au voisinage immédiat d'un collimateur 14. Dans une première forme de réalisation, la source 12 de rayons X est une source à faible énergie et est employée dans des techniques d'imagerie à faible imagerie, comme des techniques fluoroscopiques ou analogues. Le collimateur 14 permet à un courant de rayons X 16 d'entrer dans une région dans laquelle se trouve une cible 18, par exemple un patient humain. Une partie du rayonnement est atténuée par la cible 18. Ce rayonnement atténué 20 frappe un détecteur 22 tel qu'un détecteur fluoroscopique. Comme le comprendra un spécialiste ordinaire de la technique, le détecteur 22 peut fonctionner par scintillation, c'est-à- dire par conversion optique, par conversion directe ou par d'autres techniques utilisées pour produire des signaux électriques à partir d'un rayonnement incident. Par exemple, un détecteur reposant sur un scintillateur convertit des photons de rayons X incidents sur sa surface en photons optiques, ces photons optiques peuvent ensuite être convertis en signaux électriques à l'aide de photodiodes. Inversement, un détecteur à conversion directe produit directement des charges électriques en réponse aux rayons X et les signaux électriques sont stockés et extraits de condensateurs de stockage. Comme décrit en détail par la suite, ces signaux électriques, quelle que soit la technique de conversion employée, sont acquis et traités pour construire une image des détails présents dans la cible 18. La source 12 de rayons X est commandée par des circuits d'alimentation électrique/commande 24 qui fournissent des signaux d'alimentation et de commande pour des séquences d'examen. En outre, le détecteur 22 est couplé à des circuits 26 d'acquisition du détecteur, qui commandent l'acquisition des signaux produits dans le détecteur 22. Les circuits d'acquisition 26 du détecteur peuvent également exécuter diverses fonctions de traitement et de filtrage de signaux, notamment, pour le réglage initial de dynamiques, l'entrelacement de signaux numériques, etc. Dans l'exemple de forme de réalisation illustré, les circuits 24 d'alimentation électrique/commande et/ou les circuits 26 d'acquisition du détecteur réagissent à des signaux provenant d'une unité de commande 28 du système. Dans certains exemples de systèmes, il peut être souhaitable de déplacer le détecteur 22 et/ou la source 12 de rayons X. dans de tels systèmes, un sous-système de moteur peut également être présent comme organe de l'unité de commande 28 du système pour réaliser ce mouvement. Dans le présent exemple, l'unité de commande 28 du système comprend aussi des circuits de traitement de signaux, reposant ordinairement sur un ordinateur polyvalent ou un calculateur numérique spécifique d'une application. L'unité de commande 28 du système peut également comporter des circuits de mémoire afin de stocker des programmes et des routines exécutés par l'ordinateur, ainsi que des paramètres de configuration et des données d'image, des circuits d'interfaçage, etc. Des circuits de traitement 30 d'images sont également présents dans la forme de réalisation illustrée du système d'imagerie radiographique 10. Les circuits de traitement 30 d'images reçoivent, des circuits d'acquisition 26 du détecteur, des données de projection acquises et traitent les données acquises pour produire une ou plusieurs images d'après l'atténuation des rayons X. Un ou plusieurs postes de travail 32 d'opérateurs sont également présents dans la forme de réalisation illustrée du système d'imagerie radiographique 10. Le poste de travail 32 d'opérateur permet à un opérateur de lancer et de configurer un examen par imagerie radiographique et d'examiner les images produites dans le cadre de l'examen. Par exemple, l'unité de commande 28 du système est généralement en liaison avec le poste de travail 32 d'opérateur de façon qu'un opérateur, par l'intermédiaire d'un ou de plusieurs dispositifs de saisie associés au poste de travail 32 d'opérateur, puisse fournir des instructions ou des demandes à l'unité de commande 28 du système. De même, les circuits de traitement 30 d'images sont en liaison avec le poste de travail 32 d'opérateur de façon que le poste de travail 32 d'opérateur puisse recevoir et afficher les signaux délivrés par les circuits de traitement 30 d'images sur un dispositif de sortie 34 tel qu'un écran d'affichage ou une imprimante. Le dispositif de sortie 34 peut comporter des écrans d'ordinateur classiques ou spécialisés et des circuits de traitement correspondants. D'une façon générale, les écrans d'affichage, imprimantes, postes de travail d'opérateurs et autres dispositifs fournis avec le système peuvent être au même endroit que les organes d'acquisition de données ou peuvent être à distance de ces organes, notamment quelque part dans un établissement ou un hôpital ou à un endroit totalement différent. Les dispositifs de sortie et les postes de travail d'opérateurs qui sont éloignés des organes d'acquisition de données peuvent être en liaison avec le système d'acquisition de données par l'intermédiaire d'un ou de plusieurs réseaux configurables tels que l'Internet, des réseaux privés virtuels, etc. Comme le comprendra un spécialiste ordinaire de la technique, bien que l'unité de commande 28 du système, les circuits de traitement 30 d'images et le poste de travail 32 d'opérateur soient représentés distincts les uns des autres sur la Fig. 1, ces organes peuvent en réalité être mis en oeuvre dans un seul système à processeurs, par exemple un ordinateur polyvalent ou spécifique d'une application. Selon une autre possibilité, certains ou la totalité de ces organes peuvent être présents dans des systèmes reposant sur des processeurs distincts, par exemple un ordinateur polyvalent ou spécifique d'une application, configurés pour communiquer les uns avec les autres. Par exemple, les circuits de traitement 30 d'images peuvent être un élément constitutif d'un poste de travail de reconstruction et d'examen distinct. Considérant maintenant la Fig. 2, un détecteur 35 à scintillation présenté sur la Fig. 1 va être évoqué d'une manière plus détaillée. Bien que le détecteur 35 à scintillation de la Fig. 2 soit présenté ici à titre d'exemple pour une utilisation avec la présente technique, il faut se souvenir qu'il ne s'agit que d'un exemple. D'autres détecteurs 22, par exemple des détecteurs à conversion directe, peuvent également bénéficier de la présente technique, de la manière décrite ici. Par conséquent, il doit être entendu que le détecteur 35 à scintillation ne constitue qu'un exemple et n'est présenté que dans le but d'illustrer les principes de fonctionnement pour un type de détecteur pouvant bénéficier de la présente technique. Considérant maintenant la Fig. 2, il y est représenté un exemple d'agencement physique des organes d'un détecteur 35 à scintillation selon une première forme de réalisation de la présente invention. Le détecteur 22 comprend ordinairement un substrat 36 en verre sur lequel sont disposés les organes décrits ci- après. Dans la forme de réalisation illustrée, le détecteur 35 à scintillation comprend un réseau d'éléments photodétecteurs 38. Dans une forme de réalisation, les éléments photodétecteurs 38 sont des photodiodes en silicium. Dans l'exemple de forme de réalisation de la Fig. 2, les photodiodes sont disposées sous la forme d'une matrice de rangées et de colonnes qui définissent les pixels, ou éléments d'image, lues par les circuits d'acquisition 26 de détecteur. Chaque photodiode comprend une région photosensible 40, et un transistor à couches minces (TCM) 42, qui est activable de manière sélective à l'aide de lignes 48 de données et de lignes de balayage 50. En outre, le détecteur 35 à scintillation comprend un scintillateur 44 qui, lorsqu'il est exposé à des rayons X, produit les photons optiques détectés par les régions photosensibles 40. Comme illustré dans la présente forme de réalisation, une couche conductrice 54 disposée sur une couche diélectrique 56 est disposée entre le scintillateur 44 et le réseau d'éléments photodétecteurs 38. Des traversées 58 assurent le couplage électrique de la couche conductrice 54 avec la surface supérieure de chaque élément du réseau d'éléments photodétecteurs 38 pour permettre l'application d'une polarisation commune à chaque élément photodétecteur. Dans les formes de réalisation employant un détecteur à conversion directe, à la différence du détecteur 35 à scintillation évoqué ci-dessus, un photoconducteur (tel que du sélénium, de l'oxyde de plomb, de l'iodure de plomb, de l'iodure mercurique, etc.) est employé à la place du scintillateur. De même, de simples condensateurs de stockage sont utilisés à la place des diodes photosensibles dans un tel détecteur à conversion directe. Les autres aspects d'un tel détecteur à conversion directe, dont l'utilisation des lignes de données et de balayage, les traversées et les ponts, et l'utilisation des TCM 42, sont similaires ou analogues à ceux du détecteur 35 à scintillation décrit plus haut et, par conséquent, peuvent également bénéficier de la présente technique telle qu'elle est décrite ici. Selon la présente invention, et comme évoqué plus en détail par la suite, les TCM comprennent une électrode de source et une électrode de drain qui ne sont pas symétriques l'une par rapport à l'autre. Dans certaines formes de réalisation, l'électrode de drain est plus petite que l'électrode de source. Cette asymétrie permet de réduire la capacité drain-grille, en particulier par rapport à la capacité source-grille, dans la mesure où ces capacités sont fonction du chevauchement de l'électrode de grille respectivement avec chacune des électrodes de drain et de source. Comme le comprendront les spécialistes de la technique, réduire la capacité drain-grille réduit globalement le bruit associé au TCM, ce qui accroît le rapport signal/bruit (RSB). Par exemple, dans une forme de réalisation, le TCM 42 est une structure dans laquelle l'électrode de source renferme partiellement ou entièrement l'électrode de drain. Pour simplifier, on appellera ici une telle structure TCM annulaire 60, bien que, comme le comprendront les spécialistes de la technique, l'électrode annulaire de source 62 puisse avoir n'importe quelle forme enveloppante, à savoir ovale, rectangulaire, carrée, etc., différente d'une forme circulaire. De même, l'électrode de drain enfermée 64 peut avoir d'autres formes qu'une forme circulaire. Cependant, pour simplifier, la TCM annulaire 60 décrite ici, et illustrée sur les figures 3 et 4, est circulaire. Considérant maintenant la Fig. 3, il y est représenté une TCM annulaire 60 qui comprend une électrode annulaire de source 62. Une électrode de drain 64 en forme de disque est illustrée comme étant disposée à l'intérieur de l'électrode annulaire de source 62. L'électrode annulaire de source 62 et l'électrode de drain 64 sont disposées l'une et l'autre au-dessus d'une couche 66 d'un matériau semi-conducteur tel que du silicium. Le TCM annulaire 60 est couplé à des lignes de données (non représentées) à décalage vertical par des traversées électriquement conductrices 58, comme illustré à propos de l'électrode de drain 64 en forme de disque sur la Fig. 4. Ordinairement, les traversées 58 passent à travers une couche diélectrique de passivation 68 du TCM et la couche diélectrique 56 (cf Fig. 2) disposées au-dessus du réseau d'éléments photodétecteurs 38 et des TCM 42, pour mettre en contact une plage de connexion présente sur l'électrode de drain 64 en forme de disque et une ligne de données. La couche diélectrique de passivation 68 d'un TCM est ordinairement déposée par-dessus le TCM de manière à passiver la surface en semi-conducteur de la couche 66 ainsi que pour isoler les électrodes de source et de drain 62 et 64 lors de dépôts ultérieurs. Dans la forme de réalisation illustrée sur la Fig. 3, une électrode de grille 70 est disposée sous la couche de semi-conducteur 66. Dans une forme de réalisation, l'électrode de grille 70 est annulaire de façon à limiter le plus possible le chevauchement drain-grille 71 (Fig. 4) et par conséquent réduire la capacité drain-grille. Dans une première forme de réalisation, le chevauchement drain-grille 71 atteint environ 4 micromètres. Dans une autre forme de réalisation, il n'y a sensiblement pas de chevauchement drain-grille. Dans la forme de réalisation illustrée, une couche diélectrique 72 est disposée entre l'électrode de grille 70 et la couche de semi-conducteur 66. L'électrode de grille 70 est couplée à une ligne de balayage 50 par l'intermédiaire d'un pont 74 pour permettre un bon fonctionnement du TCM. Par ailleurs, dans la forme de réalisation illustrée sur la Fig. 4, l'électrode annulaire de source 62 et l'électrode de drain 64 sont séparées par un canal actif 76. La surface inférieure du canal actif 76 est normalement constituée par le matériau semi-conducteur découvert de la couche de semi-conducteur 66. Le canal actif 76 est ordinairement formé par attaque chimique partielle de la couche de semi-conducteur 66. Dans la forme de réalisation illustrée, la distance totale sur laquelle s'étend le canal actif 76 parallèlement aux électrodes de source et de drain 62 et 64 représente la largeur du canal actif 76. Dans une forme de réalisation, la largeur du canal actif 76 se situe dans un intervalle d'environ 15 micromètres à environ 150 micromètres. Dans la forme de réalisation illustrée, le canal actif a une longueur sensiblement constante 77, la longueur 77 étant une distance perpendiculaire entre les électrodes de source et de drain 62 et 64. Dans une forme de réalisation, la longueur 77 peut avoir n'importe quelle valeur individuelle entre 1 micromètre et 5 micromètres, encore que dans d'autres formes de réalisation la longueur 77 puisse avoir d'autres valeurs. Par ailleurs, en raison de la géométrie de l'électrode annulaire de source 62 et de l'électrode de drain 64 dans le TCM annulaire 60, le canal actif ne comporte ni entrée ni sortie. De ce fait, la totalité du matériau semi-conducteur découvert de la couche 66 fait partie du canal actif 76. En outre, dans la forme de réalisation illustrée, il y a moins de rétention de charges, et également une moindre capacité drain-grille, ce qui limite fortement à son tour le bruit associé à la résistance du canal à l'état passant. En outre, le chevauchement drain-grille 71 de la forme de réalisation illustrée tolère un défaut d'alignement entre l'électrode de grille 70 et l'électrode 1 o annulaire de source 62 et l'électrode de drain 64. Dans une autre forme de réalisation, le TCM 42 est une structure dans laquelle l'électrode de source et l'électrode de drain ont des dimensions différentes. Dans une telle forme de réalisation, les électrodes de source et de drain peuvent aussi être entrelacées. Pour simplifier, on appellera ici une telle structure TCM sinueux 78. Par exemple, considérant maintenant les figures 5 et 6, la Fig. 5 représente une vue en perspective d'un TCM sinueux 78 employé dans le détecteur 22 selon un aspect de la présente technique. La Fig. 6 représente une vue latérale du TCM sinueux 78 prise depuis la direction représentée par le repère 100, comme indiqué sur la Fig. 5. Dans la forme de réalisation illustrée de la Fig. 6, la couche diélectrique de passivation 90 du TCM est disposée par-dessus le TCM sinueux 78. Dans une forme de réalisation, le TCM sinueux 78 comprend une électrode sinueuse de source 80 disposée sur une couche semi-conductrice 82 en matériau semiconducteur tel que du silicium. Dans certaines formes de réalisation, l'électrode sinueuse de source 80 est constituée par une électrode de source en U. Dans la forme de réalisation illustrée, le TCM sinueux 78 comprend en outre une électrode de drain 84 disposée par-dessus la couche semi-conductrice 82 et d'une forme épousant globalement celle de l'électrode de source 80 avec laquelle elle est entrelacée. Dans la forme de réalisation illustrée, l'électrode de drain 84 a globalement une forme en T, de façon que la base 86 du T soit entrelacée avec l'électrode de source 80. Dans la forme de réalisation illustrée, l'électrode de drain 84 est globalement en T, de telle sorte que la base 86 de la forme en T est entrelacée avec l'électrode de source 80. Cette conception de l'électrode de drain 84 assure une superficie réduite, c'est-à-dire une électrode de drain étroite, par rapport à la superficie du transistor sinueux 78 à couches minces, et évite des défauts dus au procédé, qui sont liés au passage d'une étroite électrode de drain par-dessus l'électrode de grille 92. Dans une telle forme de réalisation, la capacité drain-grille est réduite par rapport à la capacité source-grille en comparaison d'un TCM ayant une source et un drain de dimensions similaires. De la sorte, pendant le fonctionnement, le TCM sinueux 78 produit moins de bruit qu'un TCM ayant une source et un drain de dimensions similaires, c'est-à-dire symétriques. Dans une forme de réalisation, la longueur de la base 86 du drain se situe dans un intervalle d'environ 1 micromètre à environ 3 micromètres. Dans la forme de réalisation illustrée, l'électrode de drain 84 est électriquement couplée aux lignes 48 de données, par exemple par un pont et une traversée (non représentés). En outre, une couche diélectrique 94 est ordinairement disposée entre l'électrode de grille 92 et la couche semi- conductrice 82. L'électrode de grille 92 est électriquement couplée à une ligne de balayage 50 par un pont 96 (représenté sur la Fig. 5) ou une traversée selon la manière dont sont décalées la ligne de balayage 50 et l'électrode de grille 92. De plus, comme le comprendront les spécialistes ordinaires de la technique, l'électrode de source 80 et l'électrode de grille 84 sont séparées par un canal actif 98, normalement formé par attaque chimique d'une partie de la couche semi-conductrice 82. Comme le comprendront les spécialistes ordinaires de la technique, le canal actif 98 a une largeur, la largeur étant une distance occupée par le canal actif 98 dans une direction parallèle aux électrodes de source et de drain 80 et 84. Dans une forme de réalisation, la largeur du canal actif 98 se situe dans un intervalle d'environ 15 micromètres à environ 150 micromètres. Dans la forme de réalisation illustrée sur la Fig. 6, le canal actif 98 a une longueur sensiblement constante, la longueur étant une distance perpendiculaire entre les électrodes de source et de drain 80 et 84. Comme illustré, le canal actif 98 a une longueur désignée par les repères 102 et 104. Dans la présente forme de réalisation, le canal actif 98 a n'importe quelle valeur individuelle entre 1 micromètre et 5 micromètres. Comme indiqué plus haut, la longueur sensiblement constante du canal actif a pour conséquence que le matériau semi-conducteur découvert de la couche semi-conductrice 82 fait partie du canal actif 98. LISTE DES REPERES Système d'imagerie radiographique 12 Source de rayons X 14 Collimateur 16 Irradiation par rayons X 18 Cible Rayonnement atténué 22 Détecteur 24 Circuits d'alimentation électrique/commande 26 Circuits d'acquisition du détecteur 28 Unité de commande du système Circuits de traitement d'images 32 Poste de travail d'opérateur 34 Dispositif de sortie Détecteur à scintillateur 36 Substrat en verre 38 Réseau d'éléments photodétecteurs 40 Région photosensible 42 TCM 44 Scintillateur 46 Contacts d'extrémité 48 Lignes de données 50 Lignes de balayage 52 Circuits de lecture 54 Couche conductrice 56 Couche diélectrique 58 Traversées 60 TCM annulaire 62 Electrode de source du TCM annulaire 64 Drain en forme de disque 66 Couche de semi-conducteur 68 Couche diélectrique de passivation du TCM 70 Electrode de grille du TCM annulaire 71 Chevauchement drain-grille 72 Couche diélectrique 74 Pont 76 Canal actif 77 Longueur constante du canal 78 TCM sinueux Electrode sinueuse de source 82 Couche de semi-conducteur 84 Electrode de drain 86 Base 88 Haut de la forme en T Couche diélectrique de passivation du TCM 92 Electrode de grille du TCM sinueux 94 Couche diélectrique 96 Pont 98 Canal actif Orientation 102 Longueur constante 104 Longueur constante du TCM sinueux à un endroit différent REVENDICATIONS, 1. Système d'imagerie radiographique (10), comprenant: une source (12) de rayons X conçue pour émettre des rayons X; un détecteur (22) conçu pour produire des signaux électriques en réponse à des rayons X incidents, comprenant: un réseau d'éléments détecteurs, chaque élément détecteur comportant un transistor à couches minces conçu pour servir de commutateur, et dans lequel une électrode de drain et une électrode de source du transistor à couches 10 minces ne sont pas symétriques l'une par rapport à l'autre; des circuits d'acquisition (26) du détecteur conçus pour acquérir les signaux électriques; une unité de commande (28) du système conçue pour commander la source (12) de rayons X et/ou les circuits d'acquisition (26) du détecteur; et des circuits de traitement (30) d'images conçus pour traiter les signaux électriques afin de produire une image. 2. Système d'imagerie radiographique (10) selon la revendication 1, dans lequel chaque élément détecteur comprend: un scintillateur (44) conçu pour émettre des photons optiques en réponse à 20 des rayons X; et un élément photodétecteur (38) conçu pour produire des signaux électriques en réponse aux photons optiques. 3. Système d'imagerie radiographique (10) selon la revendication 1, dans lequel le détecteur (22) comprend: un élément photoconducteur conçu pour produire des électrons en réponse à des rayons X; et un condensateur de stockage conçu pour produire des signaux électriques en réponse aux électrons produits par le photoconducteur. 4. Système d'imagerie radiographique (10) selon la revendication 1, dans 30 lequel l'électrode de drain est plus petite que l'électrode de source. 5. Système d'imagerie radiographique (10) selon la revendication 1, dans lequel la source (12) de rayons X comprend une source de rayons X à faible énergie. 6. Système d'imagerie radiographique (10) selon l'une des revendications 1 à 5, dans lequel le transistor à couches minces est un transistor annulaire (60) à couches minces, comprenant: une couche (66) de matériau semi-conducteur; une électrode annulaire de source (62) disposée par-dessus la couche (66) du matériau semi-conducteur; une électrode de drain (64) disposée par-dessus la couche (66) du matériau semi-conducteur à l'intérieur de l'électrode annulaire de source (62) ; et un canal actif (76) entre l'électrode de drain (64) et l'électrode annulaire de source (62), une surface du canal actif (76) comprenant du matériau semi-conducteur découvert. 7. Système d'imagerie radiographique (10) selon la revendication 6, dans 10 lequel le canal actif (76) a une longueur sensiblement constante. 8. Système d'imagerie radiographique (10) selon la revendication 6, dans lequel l'électrode de drain (64) est circulaire. 9. Système d'imagerie radiographique (10) selon la revendication 6, dans lequel le canal actif (76) est sensiblement exempt de matériau semi-conducteur 15 découvert ne faisant pas partie du canal actif (76). 10. Système d'imagerie radiographique (10) selon l'une des revendications 1 à 5, dans lequel le transistor à couches minces est un transistor sinueux (78) à couches minces, comprenant: une couche (82) d'un matériau semi-conducteur; une électrode sinueuse de source (80) disposée par-dessus la couche (82) du matériau semi-conducteur; une électrode de drain (84) disposée par-dessus la couche (82) de matériau semi-conducteur et sensiblement à l'intérieur d'un évidement formé par l'électrode sinueuse de source (80), l'électrode de drain (84) étant conçue pour épouser sensiblement la forme de l'évidement; et un canal actif (98) entre l'électrode de drain (84) et l'électrode sinueuse de source (80), le canal actif (98) ayant une longueur sensiblement constante, et une surface du canal actif (98) étant constituée par un matériau semi-conducteur découvert.