(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
入射Ｘ線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Ｃｓを有する複数の画素センサーを、μｍで表した画素間のピッチＰ、ｃｍで表した１列の長さＬで、行及び列の形態に配置したアレーを含み、入射Ｘ線放射線を電子正孔対信号に変換し、この信号を前記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ＲONを有する複数のトランジスタを含み、対応する前記複数の画素センサーに記憶された信号の読み出しを、前記行毎に、対応する前記トランジスタのスイッチング動作によって行うスイッチング手段と、
画素センサーを再初期化する度合いの逆数を信号対ノイズ比ＳＮと定義し、要求される信号対ノイズ比ＳＮに合致するように、μsecで表した前記画素センサーのＲＣ時定数τRCをＮτ倍した時間Ｎτ・τRCの間、対応する列内の前記トランジスタを導通させ、１秒当たりのフレームの瞬間読み出し速度ＩＦＰＳで、前記画素センサーから信号をサンプリングし、再初期化する電子回路
とを有し、
τRC＝Ｃｓ・ＲON≦（１００・Ｐ）／（Ｌ・ＩＦＰＳ・ｌｎ（ＳＮ）），ｌｎ（ＳＮ）＝Ｎτ
約２５≦Ｐ≦約１０，０００，
約２≦Ｌ≦約６０，
約１≦ＩＦＰＳ≦約５００
であることを特徴とするリアルタイム映像化装置。
【請求項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Ｘ線放射線ビームとして発生する手段を更に含む請求項１のリアルタイム映像化装置。
【請求項３】
前記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のリアルタイム映像化装置。
【請求項４】
前記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のリアルタイム映像化装置。
【請求項５】
前記画素センサーが、
放射線ビームを可視光線に変換する変換手段と、
ａ−ＳｉxＣ1-x：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光感応センサーとを含み、それぞれの光感応センサーは、真性層を挟む互いに逆導電型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のリアルタイム映像化装置。
【請求項６】
前記画素センサーがａ−Ｓｉ：Ｈダイオードを含む請求項１のリアルタイム映像化装置。
【請求項７】
前記画素センサーがカルコゲナイドガラスの層を含む請求項１のリアルタイム映像化装置。
【請求項８】
複数の前記光感応センサーは、前記変換手段に対向し、それぞれ、ｐ−ｉ−ｎ構造であるかｎ−ｉ−ｐ構造に応じて、ｐ型又はｎ型の導電型に不純物ドープされたａ−Ｓｉ：Ｈ層、不純物ドープされたＳｉx：Ｃ1-x：Ｈ層、及び不純物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た半導体層を持つ請求項５のリアルタイム映像化装置。
【請求項９】
前記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のリアルタイム映像化装置。
【請求項１０】
入射Ｘ線放射線ビーム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、
各々が所定のキャパシタンスＣｓを有する複数の光感応画素センサーが、μｍで表した画素間のピッチＰ、ｃｍで表した１列の長さＬで、行及び列の形態に配置され、前記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、各々の前記光感応画素センサーが、第１の導電型にドープされた第１の半導体層、第２の導電型にドープされた第２の半導体層、及び真性の半導体層とを有するアレーと、
各々が所定の抵抗ＲONを有し、対応する前記複数の光感応画素センサーに記憶された信号を読み出すために、それぞれ、前記光感応画素センサーとともに１つ画素を形成するように、前記光感応画素センサーにそれぞれ接続された複数のトランジスタと、
光感応画素センサーを再初期化する度合いの逆数を信号対ノイズ比ＳＮと定義し、要求される信号対ノイズ比ＳＮに合致するように、μsecで表した前記光感応画素センサーのＲＣ時定数τRCをＮτ倍した時間Ｎτ・τRCの間、対応する列内の前記トランジスタを導通させ、１秒当たりのフレームの瞬間読み出し速度ＩＦＰＳで、前記光感応画素センサーから信号をサンプリングし、再初期化する電子回路
とを有し、
τRC＝Ｃｓ・ＲON≦（１００・Ｐ）／（Ｌ・ＩＦＰＳ・ｌｎ（ＳＮ）），ｌｎ（ＳＮ）＝Ｎτ
約２５≦Ｐ≦約１０，０００，
約２≦Ｌ≦約６０，
約１≦ＩＦＰＳ≦約５００
であることを特徴とするリアルタイム映像化装置。
【請求項１１】
前記光感応画素センサーが、
ａ−ＳｉxＣ1-x：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のリアルタイム映像化装置。
【請求項１２】
前記複数の光感応画素センサーが、不純物ドープされたａ−Ｓｉ：Ｈ層、不純物ドープされたＳｉx：Ｃ1-x：Ｈ層、不純物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、前記シンチレーション層に対向する層を持つセンサーを含む請求項１１のリアルタイム映像化装置。
【請求項１３】
放射線ビーム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、前記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ビームを前記入射Ｘ線放射線ビーム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。
【請求項１４】
各前記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のリアルタイム映像化装置。
【請求項１５】
前記シンチレーション層からの可視光の透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、
前記光感応画素センサーが前記上部及び下部電極層の間に配置されている請求項１４のリアルタイム映像化装置。
【請求項１６】
各前記薄膜電界効果トランジスタが、
ゲート接触領域と、
前記ゲート接触領域の上に設けられたゲート誘電層と、
前記ゲート誘電層の上に設けられたａ−Ｓｉ：Ｈ層と、
前記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、
前記前記ａ−Ｓｉ：Ｈ層の選択された部分に接続されるとともに、前記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、不純物をドープされて形成されたａ−Ｓｉ：Ｈソース領域及びａ−Ｓｉ：Ｈドレイン領域と、
前記ａ−Ｓｉ：Ｈドレイン領域と接触しているドレイン接点と、
前記ａ−Ｓｉ：Ｈソース領域と接触しているソース接点とを備えた請求項１５のリアルタイム映像化装置。
【請求項１７】
前記ソース接点が前記下部電極層に接続された請求項１６のリアルタイム映像化装置。
【請求項１８】
前記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のリアルタイム映像化装置。
【請求項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リアルタイム映像化装置であって、
それぞれが、所定のキャパシタンスＣｓを有するように、第１の導電型にドープされた第１の半導体層、第２の導電型にドープされた第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で構成された複数の光感応画素センサーを、μｍで表した画素間のピッチＰ、ｃｍで表した１列の長さＬで、行及び列に配列した光感応画素センサーのアレーと、
各前記光感応画素センサーの前記第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、
各前記光感応画素センサーの前記第２の半導体層の下側に結合された下部電極層と、
前記光感応画素センサーとの組み合わせが、それぞれ１つの画素に対応するように前記複数の光感応画素センサーのそれぞれに接続され、前記診断用Ｘ線の照射時に各光感応画素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、前記行毎にスイッチング動作を行う、各々が所定の抵抗ＲONを有する複数の薄膜電界効果トランジスタと、
光感応画素センサーを再初期化する度合いの逆数を信号対ノイズ比ＳＮと定義し、要求される信号対ノイズ比ＳＮに合致するように、μsecで表した前記光感応画素センサーのＲＣ時定数τRCをＮτ倍した時間Ｎτ・τRCの間、対応する列内の前記薄膜電界効果トランジスタを導通させ、１秒当たりのフレームの瞬間読み出し速度ＩＦＰＳで、前記光感応画素センサーから信号をサンプリングし、再初期化する電子回路
とを有し、
τRC＝Ｃｓ・ＲON≦（１００・Ｐ）／（Ｌ・ＩＦＰＳ・ｌｎ（ＳＮ）），ｌｎ（ＳＮ）＝Ｎτ
約２５≦Ｐ≦約１０，０００，
約２≦Ｌ≦約６０，
約１≦ＩＦＰＳ≦約５００
であることを特徴とするリアルタイム映像化装置。
【請求項２０】
各前記薄膜電界効果トランジスタが、
ゲート接触領域と、
前記ゲート接触領域の上に設けられたゲート誘電層と、
前記ゲート誘電層の上に設けられたａ−Ｓｉ：Ｈ層と、
前記ゲート接触領域の直ぐ上に設けられ前記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、前記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不純物をドープされたａ−Ｓｉ：Ｈソース領域及びａ−Ｓｉ：Ｈドレイン領域と、
前記ａ−Ｓｉ：Ｈドレイン領域と接触しているドレイン接点と、
前記ａ−Ｓｉ：Ｈソース領域と接触しているソース接点とを備えた請求項１９のリアルタイム映像化装置。
【請求項２１】
前記ソース接点と一体的に形成された前記下部電極層を含む請求項２０のリアルタイム映像化装置。
【請求項２２】
前記行及び列のうちの所定列に位置し、この所定列の各前記光感応画素センサーの前記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のリアルタイム映像化装置。
【請求項２３】
前記行及び列のうちの所定列に位置し、この所定列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のリアルタイム映像化装置。
【請求項２４】
前記アレーの所定行に位置し、この所定行内の前記複数の薄膜電界効果トランジスタの各前記ゲート接触領域と電気的に接続されたゲート選択線を更に含む請求項１７のリアルタイム映像化装置。
【請求項２５】
前記光感応画素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のリアルタイム映像化装置。
【請求項２６】
前記遮蔽されたハウジングが、
フォトン−エレクトロン変換層と、
このフォトン−エレクトロン変換層の上に形成され、前記複数の光感応画素センサーのそれぞれの前記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のリアルタイム映像化装置。
【請求項２７】
互いに積み重られた複数のアレーを有し、各アレーは、μｍで表した画素間のピッチＰ、ｃｍで表した１列の長さＬで、行及び列の形態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の導電型にドープされた第１の半導体層、第２の導電型にドープされた第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み、各々が所定のキャパシタンスＣｓを有する光感応素子と、
前記光感応素子からの信号の読み出しを、前記行毎のスイッチング動作によって行うため、対応する光感応素子とで１つの画素を形成するように、前記光感応素子に接続されるとともに、前記光感応素子と共通の基板上に形成された所定の抵抗ＲONを有する薄膜電界効果トランジスタ
とを備え、前記各アレーは、それぞれ、
画素を再初期化する度合いの逆数を信号対ノイズ比ＳＮと定義し、要求される信号対ノイズ比ＳＮに合致するように、μsecで表した前記画素のＲＣ時定数τRCをＮτ倍した時間Ｎτ・τRCの間、対応する列内の前記薄膜電界効果トランジスタを導通させ、１秒当たりのフレームの瞬間読み出し速度ＩＦＰＳで、前記画素から信号をサンプリングし、再初期化する電子回路
を更に有し、
τRC＝Ｃｓ・ＲON≦（１００・Ｐ）／（Ｌ・ＩＦＰＳ・ｌｎ（ＳＮ）），ｌｎ（ＳＮ）＝Ｎτ
約２５≦Ｐ≦約１０，０００，
約２≦Ｌ≦約６０，
約１≦ＩＦＰＳ≦約５００
であることを特徴とするリアルタイム映像化装置。
【請求項２８】
前記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のリアルタイム映像化装置。
【請求項２９】
各前記トランジスタが、垂直方向に見てそれと関連するそれぞれの画素センサーの直ぐ下に配置されている請求項１のリアルタイム映像化装置。
【請求項３０】
各前記トランジスタが、垂直方向に見てそれと関連するそれぞれの画素センサーの直ぐ下に配置されている請求項５のリアルタイム映像化装置。
【請求項３１】
各前記トランジスタが、垂直方向に見てそれと関連するそれぞれの画素センサーの直ぐ下に配置されている請求項６のリアルタイム映像化装置。
【請求項３２】
各前記トランジスタが、垂直方向に見てそれと関連するそれぞれの画素センサーの直ぐ下に配置されている請求項７のリアルタイム映像化装置。
【請求項３３】
各前記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画素センサーの直ぐ下に配置されている請求項８のリアルタイム映像化装置。
【請求項３４】
放射線治療用への応用において、前記画素間のピッチＰ、前記列の長さＬ、前記１秒当たりの瞬間的なフレーム読み出し速度ＩＦＰＳ及び前記時定数τRCが、それぞれ
約４００≦Ｐ≦約１５００，
約２０≦Ｌ≦約６０，
約１≦ＩＦＰＳ≦約１０
τRC≦１０９０μsec
を満たすことを特徴とする請求項１のリアルタイム映像化装置。
【請求項３５】
放射線治療用への応用において、前記画素間のピッチＰ、前記列の長さＬ、前記１秒当たりの瞬間的なフレーム読み出し速度ＩＦＰＳ及び前記時定数τRCが、それぞれ
約５００≦Ｐ≦約１０００，
約２≦Ｌ≦約６０，
τRC≦５４３０μsec
を満たすことを特徴とする請求項１のリアルタイム映像化装置。
【請求項３６】
放射線治療用への応用において、前記画素間のピッチＰ、前記列の長さＬ、前記１秒当たりの瞬間的なフレーム読み出し速度ＩＦＰＳ及び前記時定数τRCが、それぞれ
約２５≦Ｐ≦約５００，
約１≦ＩＦＰＳ≦約１２０
τRC≦４３４μsec
を満たすことを特徴とする請求項１のリアルタイム映像化装置。
【請求項３７】
リアルタイム映像化装置に照射された入射Ｘ線放射線ビームを前記リアルタイム映像化装置を用いて検出し、前記入射Ｘ線放射線ビームから映像を生成する映像化方法であって、
前記リアルタイム映像化装置が、
各々が所定のキャパシタンスＣｓを有する複数の画素センサーを、μｍで表した画素間のピッチＰ、ｃｍで表した１列の長さＬで、行及び列の形態に配置したアレーを含み、入射Ｘ線放射線を電子正孔対信号に変換し、この信号を前記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ＲONを有する複数のトランジスタを含み、対応する前記複数の画素センサーに記憶された信号の読み出しを、前記行毎に、対応する前記トランジスタのスイッチング動作によって行うスイッチング手段と、
画素センサーを再初期化する度合いの逆数を信号対ノイズ比ＳＮと定義し、要求される信号対ノイズ比ＳＮに合致するように、μsecで表した前記画素センサーのＲＣ時定数τRCをＮτ倍した時間Ｎτ・τRCの間、対応する列内の前記トランジスタを導通させ、１秒当たりのフレーム有効読出速度ＩＦＰＳで、前記画素センサーから信号をサンプリングし、再初期化する電子回路
とを有し、
τRC＝Ｃｓ・ＲRC≦（１００・Ｐ）／（Ｌ／ＩＦＰＳ・ｌｎ（ＳＮ）），ｌｎ（ＳＮ）＝Ｎτ
約２５≦Ｐ≦約１０，０００，
約２≦Ｌ≦約６０，
約１≦ＩＦＰＳ≦約５００
約１０≦ＳＮ≦約１０，０００
であることを特徴とする映像化方法。
【請求項３８】
放射線治療用への応用において、前記画素間のピッチＰ、前記列の長さＬ、前記１秒当たりの瞬間的なフレーム読み出し速度ＩＦＰＳ及び前記時定数τRCが、それぞれ
約４００≦Ｐ≦約１５００，
約２０≦Ｌ≦約６０，
約１≦ＩＦＰＳ≦約１０
τRC≦１０９０μsec
を満たすことを特徴とする請求項３７の映像化方法。
【請求項３９】
放射線治療用への応用において、前記画素間のピッチＰ、前記列の長さＬ、前記１秒当たりの瞬間的なフレーム読み出し速度ＩＦＰＳ及び前記時定数τRCが、それぞれ
約５００≦Ｐ≦約１０００，
約２≦Ｌ≦約６０，
τRC≦５４３０μsec
を満たすことを特徴とする請求項３７の映像化方法。
【請求項４０】
放射線治療用への応用において、前記画素間のピッチＰ、前記列の長さＬ、前記１秒当たりの瞬間的なフレーム読み出し速度ＩＦＰＳ及び前記時定数τRCが、それぞれ
約２５≦Ｐ≦約５００，
約１≦ＩＦＰＳ≦約１２０
τRC≦４３４μsec
を満たすことを特徴とする請求項３７の映像化方法。
【請求項４１】
前記リアルタイム映像化装置が、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Ｘ線放射線ビームとして発生する手段を更に含むことを特徴とする請求項３７の映像化方法。
【請求項４２】
前記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ことを特徴とする請求項３７の映像化方法。
【請求項４３】
前記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ことを特徴とする請求項３７の映像化方法。
【請求項４４】
前記画素センサーにおいて、前記入射Ｘ線放射線と前記画素センサーとの直接的相互作用により、前記入射Ｘ線放射線が前記電子正孔対信号に変換され、これにより映像信号が生成され、該映像信号が前記複数の画素センサーに容量として記憶することを特徴とする請求項３７の映像化方法。
【請求項４５】
前記画素センサーがａ−Ｓｉ：Ｈダイオードを含むことを特徴とする請求項４４の映像化方法。
【請求項４６】
前記画素センサーがカルコゲナイドガラスの層を含むことを特徴とする請求項４４の映像化方法。
【請求項４７】
前記カルコゲナイドガラスの層が、アモルファスセレン、Ａｓ2Ｓｅ、Ｇｅ3Ｓｅ2及びこれらに関連する合金のいずれかを含むことを特徴とする請求項４６の映像化方法。
【請求項４８】
前記画素センサーの厚さが、５０μｍ〜２０００μｍであることを特徴とする請求項４４〜４７のいずれか１項に記載の映像化方法。
【請求項４９】
前記画素センサーが、
放射線ビームを可視光線に変換する変換手段と、
ａ−ＳｉxＣ1-x：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光感応センサーとを含み、
それぞれの光感応センサーは、真性層を挟む互いに逆導電型にドープされた外側層を有し、ｐ−ｉ−ｎ構造又はｎ−ｉ−ｐ構造を形成することを特徴とする請求項３７の映像化方法。
【請求項５０】
複数の前記光感応センサーは、前記変換手段に対向し、それぞれ、ｐ−ｉ−ｎ構造であるかｎ−ｉ−ｐ構造に応じて、ｐ型又はｎ型の導電型に不純物ドープされたａ−Ｓｉ：Ｈ層、不純物ドープされたＳｉx：Ｃ1-x：Ｈ層、及び不純物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た半導体層を持つことを特徴とする請求項４９の映像化方法。
【請求項５１】
前記リアルタイム映像化装置が、前記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ことを特徴とする請求項４９の映像化方法。
【請求項５２】
前記信号変換手段がシンチレーション層を備え、
前記画素センサーのアレーが、前記シンチレーション層に光学的に結合し、前記画素センサーが、第１の導電型にドープされた第１の半導体層、第２の導電型にドープされた第２の半導体層、及び前記第１及び第２の半導体層に挟まれた真性の半導体層とを有することを特徴とする請求項３７の映像化方法。
【請求項５３】
前記画素センサーが、
ａ−ＳｉxＣ1-x：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構造を形成することを特徴とする請求項５２の映像化方法。
【請求項５４】
前記複数の光感応画素センサーが、不純物ドープされたａ−Ｓｉ：Ｈ層、不純物ドープされたＳｉx：Ｃ1-x：Ｈ層、不純物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、前記シンチレーション層に対向する層を持つことを特徴とする請求項５３の映像化方法。
【請求項５５】
前記リアルタイム映像化装置が、メガボルトの放射線ビームを前記入射Ｘ線放射線ビームとして発生する手段を更に含み、
信号変換手段が、前記放射線ビーム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、前記変換層で作られたエレクトロンを可視光に変換することを特徴とする請求項５３の映像化方法。
【請求項５６】
前記トランジスタがそれぞれ薄膜電界効果トランジスタであることを特徴とする請求項５２の映像化方法。
【請求項５７】
前記リアルタイム映像化装置が、
前記シンチレーション層からの可視光の透過を許容する可視光に対して透明の上部電極層と、
下部電極層とを更に備え、
前記画素センサーが前記上部及び下部電極層の間に配置されていることを特徴とする請求項５６の映像化方法。
【請求項５８】
前記薄膜電界効果トランジスタが、それぞれ
ゲート接触領域と、
前記ゲート接触領域の上に設けられたゲート誘電層と、
前記ゲート誘電層の上に設けられたａ−Ｓｉ：Ｈ層と、
前記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、
前記前記ａ−Ｓｉ：Ｈ層の選択された部分に接続されるとともに、前記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、不純物をドープされて形成されたａ−Ｓｉ：Ｈソース領域及びａ−Ｓｉ：Ｈドレイン領域と、
前記ａ−Ｓｉ：Ｈドレイン領域と接触しているドレイン接点と、
前記ａ−Ｓｉ：Ｈソース領域と接触しているソース接点とを備えることを特徴とする請求項５６の映像化方法。
【請求項５９】
前記ソース接点が前記下部電極層に接続されたことを特徴とする請求項５８の映像化方法。
【請求項６０】
前記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ことを特徴とする請求項５３の映像化方法。
【請求項６１】
前記リアルタイム映像化装置が、診断用Ｘ線から得られる画像信号を記憶して取出し、これによりリアルタイムで映像化を行い、
前記リアルタイム映像化装置は、
それぞれが、第１の導電型にドープされた第１の半導体層、第２の導電型にドープされた第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で構成された複数の画素センサーが、行及び列に配列され、
可視光に対して透明の上部電極層が、各前記画素センサーの前記第１の半導体層の上側に結合され、
前記複数のトランジスタは、それぞれ薄膜電界効果トランジスタである
ことを特徴とする請求項３７の映像化方法。
【請求項６２】
前記薄膜電界効果トランジスタが、それぞれ、
ゲート接触領域と、
前記ゲート接触領域の上に設けられたゲート誘電層と、
前記ゲート誘電層の上に設けられたａ−Ｓｉ：Ｈ層と、
前記ゲート接触領域の直ぐ上に設けられ前記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、前記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不純物をドープされたａ−Ｓｉ：Ｈソース領域及びａ−Ｓｉ：Ｈドレイン領域と、
前記ａ−Ｓｉ：Ｈドレイン領域と接触しているドレイン接点と、
前記ａ−Ｓｉ：Ｈソース領域と接触しているソース接点とを備えたことを特徴とする請求項５９の映像化方法。
【請求項６３】
前記リアルタイム映像化装置が、前記ソース接点と一体的に形成された前記下部電極層を更に含むことを特徴とする請求項６２の映像化方法。
【請求項６４】
前記リアルタイム映像化装置が、前記行及び列のうちの所定列に位置し、この所定列の各前記画素センサーの前記上部電極層に接続されたバイアス線を更に含むことを特徴とする請求項６３の映像化方法。
【請求項６５】
前記リアルタイム映像化装置が、前記行及び列のうちの所定列に位置し、この所定列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ことを特徴とする請求項６４の映像化方法。
【請求項６６】
前記リアルタイム映像化装置が、前記アレーの所定行に位置し、この所定行内の前記複数の薄膜電界効果トランジスタの各前記ゲート接触領域と電気的に接続されたゲート選択線を更に含むことを特徴とする請求項６５の映像化方法。
【請求項６７】
前記リアルタイム映像化装置が、前記画素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ことを特徴とする請求項６６の映像化方法。
【請求項６８】
前記遮蔽されたハウジングが、
フォトン−エレクトロン変換層と、
このフォトン−エレクトロン変換層の上に形成され、前記複数の画素センサーのそれぞれの前記上部電極層に接続されたシンチレーション層とを含むことを特徴とする請求項６７の映像化方法。
【請求項６９】
前記リアルタイム映像化装置が、互いに積み重られた複数のアレーを有し、各アレーは、μｍで表した画素間のピッチＰ、ｃｍで表した１列の長さＬで、行及び列の形態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の導電型にドープされた第１の半導体層、第２の導電型にドープされた第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み、各々が所定のキャパシタンスＣｓを有する光感応素子と、
前記光感応素子からの信号の読み出しを、前記行毎のスイッチング動作によって行うため、対応する光感応素子とで１つの画素を形成するように、前記光感応素子に接続されるとともに、前記光感応素子と共通の基板上に形成された所定の抵抗ＲONを有する薄膜電界効果トランジスタ
とを備え、前記各アレーは、それぞれ、
画素を再初期化する度合いの逆数を信号対ノイズ比ＳＮと定義し、要求される信号対ノイズ比ＳＮに合致するように、μsecで表した前記画素のＲＣ時定数τRCをＮτ倍した時間Ｎτ・τRCの間、対応する列内の前記薄膜電界効果トランジスタを導通させ、１秒当たりのフレーム有効読出速度ＩＦＰＳで、前記画素から信号をサンプリングし、再初期化する電子回路
を更に有し、
τRC＝Ｃｓ・ＲON≦（１００・Ｐ）／（Ｌ・ＩＦＰＳ・ｌｎ（ＳＮ）），ｌｎ（ＳＮ）＝Ｎτ
約２５≦Ｐ≦約１０，０００，
約２≦Ｌ≦約６０，
約１≦ＩＦＰＳ≦約５００
であることを特徴とする請求項３７の映像化方法。
【請求項７０】
前記リアルタイム映像化装置が、前記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ことを特徴とする請求項６９の映像化方法。
【請求項７１】
各前記トランジスタが、垂直方向に見てそれと関連するそれぞれの画素センサーの直ぐ下に配置されていることを特徴とする請求項３７〜７０のいずれか１項に記載の映像化方法。
【発明の詳細な説明】
関連出願に関する情報
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日付け米国出願第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日付け米国特許出願第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Ｒ０１ＣＡ５１３９７）を米国健康機構（Ｎａｔｉｏｎａｌ  Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ  ｏｆ  Ｈｅａｌｔｈ）から受けて成されたものである。政府は本発明について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（megavoltage）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６０−Ｃｏ供給源（１．１７ＭｅＶ及び１．３３ＭｅＶのガンマ線）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す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ー（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。シミュレーションの後、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。シミュレーションで得た情報や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。
患者が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が、シ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が非常に望ましい。それが確認されれば、処方された量を目標部位に照射する。患者の体が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、そのビームがバースト（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。いくつ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  Ｃａｎｃｅｒ  Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ）のＨ．ミールテンス（Ｈ．Ｍｅｅｒｔｅｎｓ）により開発され、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、ハイネセック（Ｈｙｎｅｃｅｋ）による米国特許第４，６７９，２１２号；ルデレールら（Ｌｕｄｅｒｅｒ  ｅｔ  ａｌ．）による米国特許第４，２５０，３８５号；ディビアンカ（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、品質が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がある。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キロラッドの照射量を受けると修復不能に損傷してしまう。したがって、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フィ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）によってではなく、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４０ｘ４０ｃｍ2、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１．５ｘ１．５ｃｍ2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−鏡方式や光ファ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。現在行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。したがって、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し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１１月発行のラジオグラフィックス誌（ＲａｄｉｏＧｒａｐｈｉｃｓ）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（ＲａｄｉｏＧｒａｐｈｉｃｓ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じように、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。しかしながらこの両方法とも、フィルムの現像あるいはレーザーのスキャニングのための時間が必要なため、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かる。そのうえ、Ｘ線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ックしなければならない。照射直後に、つまり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ができ、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ションであろう（ＲａｄｉｏＧｒａｐｈｉｃｓ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（ＲａｄｉｏＧｒａｐｈｉｃｓ誌、第９巻第６号、１９８９年１１月、１１３７、１１３８頁）。この映像強化管は、通常ＣｓＩ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ＣＣＤあるいはそれらに類似した装置とともにＸ線映像強化（ＸＲＩＩ）透視写真映像化ユニットを構成する。ＸＲＩＩ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、ＸＲＩＩユニットは通常長さが５０ｃｍ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、ＸＲＩＩ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ＸＲＩＩユニットの大きさゆえの制限が起きる。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、映像の品質が損なわれる。さらに、ＸＲＩＩ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が難しい。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ユニットがこうむるような磁場の影響を受けないような技術が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ブ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。
上記の議論から、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が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−スクリーンシ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が出てきている。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が開発されれば、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がディジタルの形で映像を提供することができれば、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があればその利点は極めて大である。
メガボルトのフォ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２５×２５cm2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５０×５０cm2の表面積が望まれる。歯の映像化においては、大体２×２cm2から大きくても３×４cm2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、６０×６０cm2程度の大きさの映像化装置が有用であろう。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が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−メンデスら（Ｖ．Ｐｅｒｅｚ−Ｍｅｎｄｅｚ  ｅｔ  ａｌ．）、“アモルファスシリコン検出器における信号、リコンビネーション効果及びノイズ”、Ｎｕｃｌｅａｒ  Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ  ａｎｄ  Ｍｅｔｈｏｄｓ  ｉｎ  Ｐｈｙｓｉｃｓ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  Ａ２６０（１９８７）；１９５−２００、Ｅｌｓｅｖｉｅｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  Ｐｕｂｌｉｓｈｅｒｓ  Ｂ．Ｖ．；及びアイ・ディ・フレンチら（Ｉ．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、１９−２２、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・シー・ツゥアン（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  Ｓｃｉｅｎｃｅ  Ｐｕｂｌｉｓｈｉｎｇ  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  ａｌ．）、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−Ｓｉ：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ｎ−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有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ユニットが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ションやその他の診断用Ｘ線処理において制約が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、ポータブ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ブ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、放射線治療装置か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からの可視光を、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が含まれる。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。
蛍光体又はシ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フォトンが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、電子正孔対が作り出され、センサーのキャパシ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、及びディジタイザー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ジ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、相互作用の可能性がきわめて高いこと、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が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が直接センサーと相互作用し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が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が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；
図３は遮蔽されたハウジ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が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
図面において同じ参照番号はいくつかの図を通して同じ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３０及び薄膜電界効果トランジスター５２がガラス基板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がガラス基板１２の上に置かれているのが示されている。ゲート接触領域１４をとりまいているのは窒化シリコンＳｉ3Ｎ4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−Ｓｉ：Ｈ層１８である。
ゲート接触領域１４のすぐ上でａ−Ｓｉ：Ｈ層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＋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が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−Ｓｉ：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シリコン薄膜トランジ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−ｉ−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−Ｓｉ：Ｈ層３６があり、この層３６は厚さ約４００Åである。この層３６の上には真性ａ−Ｓｉ：Ｈ層３４があるが、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＋ドープ層３２があり、その厚さは約１００Å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４４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（Ｇｄ2Ｏ2Ｓ：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）、ＣｓＩ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−ｉ−ｐセンサーは図１に示されているｐ−ｉ−ｎセンサーの代替物である。ｎ−ｉ−ｐセンサーは、ｐ−ｉ−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−ｉ−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−ｉ−ｐセンサーでは信号がエレクトロンの移動から生じるためである。さらにｎ−ｉ−ｐセンサーでは、ｐ層は透明度を高くするためにａ−Ｓｉ：Ｈ以外の材料、例えば微晶性シリコン又はシリコンカーバイドで作られる。これにより信号大きさが増す。
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；ただし厚さはそれが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の厚さの銅のシートは、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）のフォ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接置いてもよい。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シンチレーティ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３０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（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、センサーのキャ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  Ｏｎ  Ｎｕｃｌｅａｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ、第３６巻、第２号、１９８９年４月、１３４７−１３５２頁、及びペレス−メンデス（Ｐｅｒｅｚ−Ｍｅｎｄｅｚ）ら、Ｍａｔｅｒｉａｌｓ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  Ｓｏｃｉｅｔｙ、第１４９巻、１９８９年、６２１−６３２頁に記載されているもの、又はアモルファスセレン、Ａｓ2Ｓｅ3、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−Ｓｉ：Ｈ層３６、真性ａ−Ｓｉ：Ｈ層３４、及びｎ＋ドープａ−Ｓｉ：Ｈ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の部分と完全に一致せしめられている。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が示されている。
図１に見られるように、ドレイン電極層２３がドレイン接触部２６の側面から延びている。金属被覆（図示されていない）がドレイン電極層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）が見える。
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１２の上に取付けられたアレー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２５．６×２５．６cm2の映像用表面、としたものがある。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１mm2当たり１センサーである。２５．６×２５．６cm2のパネル４枚を組み合わせることにより５０×５０cm2の映像用表面を作ることができるので、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じ大きさの断面１〜２cmの容器に組み込むことが可能である。
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はシフトレジスターによって順番にアドレス指定される。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形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が取り付けられる。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、次のゲートパルスが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、そこで可視光が発生する。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フォトンの約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が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で逆バイアスが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が蓄えられる。
ａ−Ｓｉ：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３．０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シ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”ＳＰＩＥ第１４４３巻、Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｖ：Ｉｍａｇｅ  Ｐｈｙｓｉｃｓ（１９９１）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、センサーのキャ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極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、蛍光体又はシンチレーティング層によって放射される光の波長、どれだけ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。蛍光体又はシンチレーティング材料が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シ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−Ｓｉ：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−Ｓｉx：Ｃ1-x：Ｈ（ただし０＜ｘ＜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−Ｓｉy：Ｇｅ1-y：Ｈ（ただし０＜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＋及びｐ＋ド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有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が望ましい。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−Ｓｉ：Ｃ：Ｈ合金がこの目的には適当である。また高い透明度を有するドープされた微晶質シリコン膜も使用することができる。
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つのゲート選択線５６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。このゲート選択線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ＲONとなる。このＦＥＴのオン抵抗ＲON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／ＲON＝（Ｗ／Ｌ）μFE（ＶG−ＶT）Γ        （１）
ＣＳ＝κε０Ａ／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（cm）であり、μFEは電界効果移動度（ａ−Ｓｉ：Ｈでは０．７から１．０cm2／Ｖｓｅｃ）、ＶGはゲート電圧、ＶTはしきい値電圧（約１ボルト）、Γは単位面積当たりのゲートキャパシタンス（約２００ｐＦ／mm2＝２×１０-8Ｆ／cm2）、κはａ−Ｓｉ：Ｈの誘電率（約１２）、ε0は自由空間の誘電率（８．８５×１０-14Ｆ／cm2）、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、ＶBIAS、がかけられる。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、ほぼＶBIASに等しい電位差が存在するようになる。ＦＥＴ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ー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（５０μｍ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が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シリコンアレーの光反応特性”、Ｍａｔｅｒｉａｌｓ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  Ｓｏｃｉｅｔｙ  Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ  Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ、第２１９巻、１９９１年、５３１−５３６頁、及び“水素化アモルファスシリコンの映像化画素の動的反応”、Ｍａｔｅｒｉａｌｓ  Ｒｅｓｅａｒｃｈ  Ｓｏｃｉｅｔｙ  Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ  Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ、第２１９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、センサーキャパシ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ＦＥＴ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ＦＥＴの電圧をマイナスからプラスにスィッチすると、ＦＥＴ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が発生する。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、最初のスィ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ど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、τは、オームで表したトランジスターのオン抵抗ＲONと、ファラッドで表したキャパシタンスＣｓを掛け合わせた積で表される：
τRC＝Ｃｓ  ｘ  ＲON              （３ａ）
ここで、τRC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、上述のスィ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が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が大きくなるほど、この過渡状態がおさまる時間が長くなる。これらのスィ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、τRC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＝τRCで指数関数的に行われる。ここでτRCはＦＥＴのオン抵抗ＲONとセンサーのキャパシタンスＣｓを掛け合わせた積で与えられる。このτ＝τRC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ＱPIXEL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）＝ＱPIXEL（１−ｅｘｐ〔−ｔ／τRC〕）    （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  Ｎｕｃｌｅａｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ  ａｎｄ  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シ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がわかる。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ＩＩＩに、τとその計算値τRCとの比とともに示されている。４５０μｍのアレーの場合、測定された時定数τは計算値τRC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１０μｓ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１参照）。
これらの結果は、再初期化の時定数の計算値τRC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がある。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が短いほど、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、映像化のアプリケーショ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、もしそのアプリケーショ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、観察者が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ということであるから、信号対ノイズ比は少なくとも１０００対１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１／１０００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、この要素が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、映像化のアプリケーショ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、アプリケーショ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（１）、（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ができる。
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。したがって：
１／ＳＮ＝ｅｘｐ（−Ｎτ）                          （４ａ）
又は
ｌｎ（ＳＮ）＝Ｎτ                                  （４ｂ）
前述の例では、信号対ノイズ比１０００：１、すなわちＳＮ＝１０００、でＮτ＝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ができる。映像を得るためのアレーの動作には数多くの方法がある。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。しかしながら、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が設定されるが、それについて次に述べる。下記の議論において、一列目からスタートして順番に全ての列が読み出されるものと仮定するが、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が望ましい。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。映像化のアプリケーショ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が得られる時点が（“Ｍ−１”、“Ｍ”、“Ｍ＋１”、“Ｍ＋２”．．．）で示されている。同じように、各列が読まれる時間間隔が（“１”、“２”、．．．“ｎ”）で示されている。最後に、一列目（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−ＭＯＤＥ−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、読みだしが再び始まる。Ｆ−ＭＯＤＥ−Ｂにおいては、全部のアレーの読みとりが終わるまで、各列は次々と読み出される。その後、次の読みだ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み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、あらかじめ選択された所定の期間、ｔR、の照射が行われる。この期間にセンサーのアレー５０が積分を行うことにより１枚の映像を得、照射が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、アプリケーショ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が望ましい。このモードにおいては、センサーのアレー５０がｔR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が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がある。したがって、このケースでは照射の要求と実際に照射が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ｔ1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が、特にｔRがあらかじめ決められている場合は、ｔR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、全部のアレーが初期化されるまで各横列は次々と読み出され、その後、照射が始まる。
放射線写真モードにおいてはまた、照射の後規定された時間内に映像を提示することができる程度に、また画素のドリフトによって映像の品質が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が、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が的確にサンプリングされ、画素が的確に再初期化され、そして映像が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０．１ミクロン又はそれ以上でなければならない。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（５０μｍないし２０００μｍ）作られていると、可視光フォトンを作り出すためのフォトン−エレクトロン変換層及び／又は蛍光体あるいはシ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、遮蔽ハウジング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シ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、もしくはシ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が望まれるケース、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シ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が接続されたマイクロプロセッサー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が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ー（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が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１０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を入れた遮蔽ハウジング６０は患者の下のテーブル８２の下側にあるのが見える。この配置は放射線治療シ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じようなものである。
次に本発明での、“リアルタイム”という用語が、放射線写真モード及び透視モードの両動作モード、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。
も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が要求される。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すために、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ド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が望まれる。これが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、患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が望ましい場合がある。この場合には、センサーに記憶された信号は照射が終了するまで蓄積され、その時点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、０．１秒から数秒の期間の後に受け入れ可能な水準の映像が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、最終的な画像が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が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が望ましい。これは透視モードの動作である。治療が約１０〜１００秒又はそれ以上続くとして、また映像情報が０．１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、映像化装置が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。
ＲＣ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が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が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、このサンプリングが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-1（＝１ＦＰＳ）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１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、したがってＳＮ＝１０００となる。
したがって、もし縦列の長さＬｃｍ、画素ピッチがＰμｍであり、そしてもし１秒当たりＩＦＰＳフレームの瞬間読み出し速度が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＝１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）＝１００・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／ＳＮ＝ｅｘｐ（−Ｎτ）
即ち、
ｌｎ（ＳＮ）＝Ｎτ
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、１の横列の初期化の時間ＴＰＲより大きくなってはならない：
τｘＮτ≦ＴＰＲ
したがって、この最後の式から、アレーのコラム長をＬ（ｃｍ）、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≦ＴＰＲ／Ｎτ
≦１００・Ｐ／（Ｌ・ＩＦＰＳ・ｌｎ（ＳＮ））
ここでτ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い：
0003857721.tif 000002
したがって、この制約を再初期化時定数τに適用すると、アレーはτRCがτ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、ＲＣ時定数τを規定するパラメータの値の適当な範囲は：
−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３μｍ、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２０００μｍ。
−センサーの面積については、これはピッチに支配される。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（Ａｎｔｏｎｕｋ  ｅｔ  ａ１．）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シリコンアレーの照射反応特性”、１９９１年のＩＥＥＥ  Ｎｕｃｌｅａｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ  ａｎｄ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅに提出、の表Ｉで与えられている。ピッチが小さくなると、アントヌークら（Ａｎｔｏｎｕｋ  ｅｔ  ａｌ．）、ＳＰＩＥ  ｖｏｌ．１４４３、Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｖ：Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｐｈｙｓｉｃｓ  １０８−１１９、（１９９１年）の図３に概略が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）が減る。現在存在している３種類のアレー、２７０、４５０及び９００μｍ、の占有率は、それぞれ０．４８、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が増加して細かいピッチが徐々に可能となり、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、センサーがより多くの面積を占め、したがって占有率が大きくなるようにアレーを作るものがある。限定するものではないがその一例は、ペレス−メンデス（Ｐｅｒｅｚ−Ｍｅｎｄｅｚ）ら、Ｍ．Ｒ．Ｓ．、ｖｏｌ．１４９、１９８９年、６２１−６３２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−Ｓｉ：Ｈ層３６、真性ａ−Ｓｉ：Ｈ層３４、ｎ＋ドープのａ−Ｓｉ：Ｈ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のみが画素化され、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が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。アモルファスセレンセンサーの場合は、ｐ＋ドープのａ−Ｓｉ：Ｈ層３６、真性ａ−Ｓｉ：Ｈ層３４、ｎ＋ドープのａ−Ｓｉ：Ｈ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は画素化されるが、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Ｌ、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に減らすことができるであろう。
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が、これらの計算は、計算された最大時定数τが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入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、再充電するのが最も簡単な方法の１つであり、図６にＦ−ＭＯＤＥ−Ａ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が、これが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−ＭＯＤＥ−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が望ましい。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。この場合、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ＩＦＰＳの値は、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：
−メガボルト・ビームのリアルタイムな映像化用
−ピッチ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Ｌ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秒当たり１０フレームから１０秒当たり約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秒以内に行うことが望ましい。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ＩＦＰＳは約１ｆｐｓに等しい。
−ＳＮ比は、約１０から約１０，０００の範囲であろう。
−従って、時定数が制限される幾つかのケースは下記の通りである：
−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＝４００μｍ、Ｌ＝５０ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１０ｆｐｓ、ＳＮ＝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＝１，５００μｍ、Ｌ＝２０ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１ｆｐｓ、ＳＮ＝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＝４００μｍ、Ｌ＝５０ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１ｆｐｓ、ＳＮ＝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：
−走査放射線治療ビームの追跡用：
−ピッチ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秒当たり約５００フレームから１秒当たり約１フレームの範囲であろう。
−ＳＮ比は、約１０から約１０，０００の範囲であろう。
−従って、時定数が制限される幾つかのケースは下記の通りである：
−Ｐ＝１，０００μｍ、Ｌ＝６０ｃｍ、ＩＦＰＳ＝５００ｆｐｓ、ＳＮ＝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０．７μＳ
Ｐ＝１，０００μｍ、Ｌ＝２０ｃｍ、ＩＦＰＳ＝５００ｆｐｓ、ＳＮ＝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４．３μＳ
−Ｐ＝１０，０００μｍ、Ｌ＝２０ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１ｆｐｓ、ＳＮ＝１０，０００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５４３０μＳ
−Ｐ＝１０００μｍ、Ｌ＝２５ｃｍ、ＩＦＰＳ＝５００ｆｐｓ、ＳＮ＝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３．５μＳ
診断用映像化用：
−ピッチ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Ｌは、約２ｃｍ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秒当たり約１２０フレームから１秒当たり約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秒以内に行うことが望ましい。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ＩＦＰＳは約１ｆｐｓに等しい。
−ＳＮ比は、約１０から約１０，０００の範囲であろう。
−従って、時定数が制限される幾つかのケースは下記の通りである：
−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＝２５μｍ、Ｌ＝３０ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１ｆｐｓ、ＳＮ＝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＝２５μｍ、Ｌ＝３０ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１ｆｐｓ、ＳＮ＝１０，０００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＝２５ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１２０ｆｐｓ、ＳＮ＝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＝２００μｍ、Ｌ＝２５ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１２０ｆｐｓ、ＳＮ＝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＝１００μｍ、Ｌ＝４３ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１ｆｐｓ、ＳＮ＝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＝１００μｍ、Ｌ＝４３ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１ｆｐｓ、ＳＮ＝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２５μＳ
−一般的な透視等に使用される、Ｐ＝５００μｍ、Ｌ＝２５ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１ｆｐｓ、ＳＮ＝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
−一般的な透視等に使用される、Ｐ＝５００μｍ、Ｌ＝２５ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１ｆｐｓ、ＳＮ＝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
−一般的な透視等に使用される、Ｐ＝５００μｍ、Ｌ＝２５ｃｍ、ＩＦＰＳ＝６０ｆｐｓ、ＳＮ＝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
−一般的な透視等に使用される、Ｐ＝１００μｍ、Ｌ＝２５ｃｍ、ＩＦＰＳ＝６０ｆｐｓ、ＳＮ＝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、
τ≦約１．０μＳ
−一般的な透視等に使用される、Ｐ＝１００μｍ、Ｌ＝２５ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１ｆｐｓ、ＳＮ＝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５８μＳ
−一般的な透視等に使用される、Ｐ＝１００μｍ、Ｌ＝６０ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１ｆｐｓ、ＳＮ＝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
−一般的な透視等に使用される、Ｐ＝１００μｍ、Ｌ＝６０ｃｍ、ＩＦＰＳ＝６０ｆｐｓ、ＳＮ＝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０．４０μＳ
−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＝２ｃｍ、ＩＦＰＳ＝１ｆｐｓ、ＳＮ＝１０００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プリケーションについてまとめると：
約２５≦Ｐ≦１０，０００  （μｍ）
約２≦Ｌ≦６０  （ｃｍ）
約１≦ＩＦＰＳ≦約５００  （ｆｐｓ）
約１０≦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、放射線量が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、０．１０秒以内に形成すべきメガボルト像（１秒当たり１０個の像）のための情報を十分受け取ることができ、限界は処理を行うハードウエ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℃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ＸＲＩＩ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、Ｘ線像の即時のリアルタイム表示ができ、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。したがって、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１】
0003857721.tif 000003
【図２】
0003857721.tif 000004
【図３】
0003857721.tif 000005
【図４】
0003857721.tif 000006
【図５】
0003857721.tif 000007
【図６Ａ】
0003857721.tif 000008
【図６Ｂ】
0003857721.tif 000009
【図６Ｃ】
0003857721.tif 000010
【図６Ｄ】
0003857721.tif 000011
【図６Ｅ】
0003857721.tif 000012
【図７Ａ】
0003857721.tif 000013
【図７Ｂ】
0003857721.tif 000014
【図７Ｃ】
0003857721.tif 000015
【図７Ｄ】
0003857721.tif 000016