EP1166150A1 - Dispositif d'imagerie de rayonnement x et procede de realisation d'un tel dispositif - Google Patents

Dispositif d'imagerie de rayonnement x et procede de realisation d'un tel dispositif

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Publication number
EP1166150A1
EP1166150A1 EP00911002A EP00911002A EP1166150A1 EP 1166150 A1 EP1166150 A1 EP 1166150A1 EP 00911002 A EP00911002 A EP 00911002A EP 00911002 A EP00911002 A EP 00911002A EP 1166150 A1 EP1166150 A1 EP 1166150A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
reading
electrical charges
imaging device
detector
semiconductor material
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP00911002A
Other languages
German (de)
English (en)
Inventor
Loick Verger
Olivier Peyret
Marc Arques
Michel Wolny
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA
Original Assignee
Commissariat a lEnergie Atomique CEA
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Commissariat a lEnergie Atomique CEA filed Critical Commissariat a lEnergie Atomique CEA
Publication of EP1166150A1 publication Critical patent/EP1166150A1/fr
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L27/00—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate
    • H01L27/14—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate including semiconductor components sensitive to infrared radiation, light, electromagnetic radiation of shorter wavelength or corpuscular radiation and specially adapted either for the conversion of the energy of such radiation into electrical energy or for the control of electrical energy by such radiation
    • H01L27/144—Devices controlled by radiation
    • H01L27/146—Imager structures
    • H01L27/14643—Photodiode arrays; MOS imagers
    • H01L27/14658—X-ray, gamma-ray or corpuscular radiation imagers
    • H—ELECTRICITY
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    • H01L27/14—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate including semiconductor components sensitive to infrared radiation, light, electromagnetic radiation of shorter wavelength or corpuscular radiation and specially adapted either for the conversion of the energy of such radiation into electrical energy or for the control of electrical energy by such radiation
    • H01L27/144—Devices controlled by radiation
    • H01L27/146—Imager structures
    • H01L27/14601—Structural or functional details thereof
    • H01L27/14609—Pixel-elements with integrated switching, control, storage or amplification elements

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray imaging device, for example of large dimension, capable of operating in radiography mode or in radioscopy mode, and the method for producing such a device.
  • the invention applies in particular to medical imaging.
  • radiological imaging there are two types of applications which differ from each other by their acquisition principle.
  • a single image is acquired while in the radioscopy application, it is a series of images which is acquired at the video rate of twenty five images per second.
  • the detecting means of X-rays comprise X-ray sensitive films and emitting light, which is read by reinforcing screens (for example in BaFBr or in BaFCl).
  • a first embodiment making it possible to obtain digital information consists in coupling these films to a video camera, itself coupled to an image intensifier.
  • the digital image thus obtained is instantaneous but of mediocre quality (poor spatial resolution, low conversion efficiency, noise, etc.).
  • a second embodiment consists in replacing the film provided with reinforcing screens by a luminescent screen with photostimulable memory. This screen keeps in memory the energy stored during exposure to X-rays. The information contained in this energy is read offline after the screen has been subjected to scanning by a laser beam.
  • This embodiment has the following drawbacks: the radiological device is bulky, the digital image is not obtained instantly and the information processing time is long (from 40 to 60 seconds).
  • a third embodiment consists in using a detector comprising a selenium-based photoconductor implementing the principle of xeradiography: the charge initially created on the surface of selenium by the Corona effect depends on the quantity of X photons detected. The variations in the charge are read by microprobes by capacitive effect. After exposure to X-rays and reading of the charge created, the selenium layer must be recharged.
  • the radiological device implementing this embodiment is bulky and the reading of the information is slow, around fifteen seconds, excluding its use in radioscopy mode.
  • the digital detection means comprise an Radiological Image Intensifier (IIR), also called a brightness amplifier.
  • IIR Radiological Image Intensifier
  • This detector allows real-time imaging, has excellent sensitivity but has an image field limited by the maximum size of the vacuum tubes (40 cm), a modest spatial resolution, image distortions and a large footprint. .
  • new two-dimensional direct reading digital detectors have appeared, their use being however limited to the radiography mode only. These new detectors have the particularity of being able to be produced in large dimensions (for example 40 ⁇ 40 cm 2 ).
  • detectors comprising luminescent screens associated with an optically coupled camera (CCD), requiring an optical reduction for large fields and on the other hand, detectors with flat panels based on amorphous silicon, such as described in the document referenced [1] at the end of the description.
  • CCD optically coupled camera
  • a panel is a charge reading matrix, made of amorphous silicon (a- Si: H), comprising pixels.
  • the reading of the panel is carried out with a system of switches (transistors) with a command by the lines and a reading by the columns.
  • the entire column is read during scanning and the electronic processing of the load is carried out on remote electronics. This reading process generates significant noise (2,000 to 5,000 electrons).
  • switches transistors
  • This reading process generates significant noise (2,000 to 5,000 electrons).
  • the most common embodiment consists in covering each pixel of the reading panel with a photodiode and in contacting the photodiodes with a scintillator, for example in Csl: T1.
  • Photodiodes convert light radiation into electrical charges read by the amorphous silicon-based panel.
  • This type of device presents a performance problem linked to the indirect detection of photons: the detected signal is of low amplitude.
  • the use of Csl does not make it possible to obtain good absorption of photons by Csl and measurements having good spatial resolution: a compromise has to be made.
  • a phenomenon of luminescence occurring after the X-ray has stopped in the scintillator prevents the operation of this device in fluoroscopy mode.
  • devices of this type have a low filling rate (from 50 to 70%).
  • a second embodiment consists in depositing a layer of amorphous selenium on the reading panel, this layer of amorphous selenium directly converting X-rays into electrical charges.
  • Selenium imposes certain constraints linked to the fact that it is a light element. This characteristic requires it to be deposited in a thick layer in order to be able to stop the photons, to the detriment of the collection efficiency of the charge carriers. And this requires the application of a large potential difference (of the order of magnitude of 10 V / ⁇ m) to polarize the detector, which is penalizing for use in the medical field.
  • no device is able to operate in radiography mode and in fluoroscopy mode.
  • the object of the invention is to produce a digital imaging device comprising a two-dimensional digital detector, capable of operating both in radiography mode and in radioscopy mode, having good detection efficiency and being able to be produced in large dimensions.
  • the present invention relates to an X-ray imaging device comprising at least one detector matrix of semiconductor material comprising pixels, for converting incident X photons into electrical charges and a panel for reading electrical charges, based on silicon, comprising a plurality of electronic devices, each electronic device being integrated at a pixel level, characterized in that each detector matrix is produced by a layer of semiconductor material deposited in the vapor phase on the panel for reading electrical charges.
  • the invention therefore relates to a fully integrated semiconductor device used in radiological imaging making it possible to produce digital images of large areas (for example from 20 ⁇ 20 cm 2 to 40 ⁇ 40 cm 2 ).
  • This device has the advantage of being a low noise structure, with advanced electronics allowing it to operate in mixed radiography / radioscopy mode with high manufacturing yields for moderate manufacturing costs.
  • the invention also relates to a method for producing an X-ray imaging device.
  • a method for producing an X-ray imaging device comprising at least one detector matrix of semiconductor material comprising pixels, for converting the incident X photons into electrical charges and a silicon-based electrical charge reading panel comprising a plurality of electronic devices, each electronic device being integrated into the level of a pixel, characterized in that each detector matrix is obtained by depositing on the reading panel of electrical charges a semiconductor in the vapor phase.
  • the evaporation properties of this semiconductor allow deposition at low temperature.
  • the semiconductor material used to make the matrix of detector pixels is CdTe, Hgl 2 or Pbl.
  • electronic devices made by a 1.25 ⁇ technological sector are used.
  • electronic devices produced by a technological network of 0.1 ⁇ m are used.
  • the process of the invention is compatible with the monocrystalline silicon technology used today in microelectronics, which has the following advantages:
  • FIG. 1 illustrates the X-ray imaging device of the invention and its production method.
  • FIGS. 2A to 2E illustrate the method for producing a radiological imaging device according to the invention.
  • the present invention relates to an X-ray imaging device which comprises at least one matrix made of semiconductor material, for converting the incident X photons into electrical charges and comprising pixels 11, each matrix being arranged on a panel 10 for reading electrical charges based on monocrystalline silicon, comprising a plurality of electronic devices, each electronic device being integrated at the level of each pixel 11 of said matrix.
  • the charge reading panel for example from conventional 0 J ⁇ m to 1.25 ⁇ m channels of microelectronics (diameter: a few ten centimeters) is used as a substrate on which the matrix of detector material based on semiconductor, which converts incident X photons into electrical charges.
  • the matrix of semiconductor material is for example deposited by the CSVT method from a source 12 containing the semiconductor material 13, in an enclosure 14 under a controlled atmosphere of an inert gas
  • the source 12 comprising the semiconductor material which may be solid or in the form of powder is heated to a temperature T1 of the order of 600 ° C.
  • the semiconductor material used can be for example CdTe, Pbl 2 , or Hgl 2 .
  • This source 12 is separated from the substrate 10 by a short distance which varies from 1 to 10 mm.
  • the temperature of the substrate is regulated at a temperature T2 lower than that of the source. It varies from 200 ° C to 600 ° C depending on the nature of the semiconductor used and the quality of the layer required.
  • the temperature gradient which is created allows material transport between the source 12 and the substrate 10.
  • the physical properties of the semiconductors such as CdTe, Pbl 2 or Hgl 2 , associated with the use of a CSVT method make it possible to spare the substrate by imposing only a temperature (200 to 450 ° C) compatible with the temperature resistance of silicon in electronic devices.
  • the substrate which includes the reading circuit, at a temperature such that the circuit is not deteriorated (that is to say a temperature below 450 ° C for monocrystalline silicon, below 250 ° C for amorphous silicon).
  • Table 1 given at the end of the description, is a comparative table of different possible detector materials, E (V / cm) being the electric field conventionally applied to the material considered
  • the invention therefore combines a semiconductor-based detector material whose deposition method makes it possible to produce large areas (a few dm 2 ) with a reading circuit developed on a full slice of monocrystalline silicon (diameter 10 to 30 cm ) incorporating advanced electronics dedicated to X-ray detection (amplification, filters and processing) which can be integrated into a pixel, for example from 100 to 200 ⁇ m.
  • a fully integrated large area X-ray imaging device is thus obtained, the performance of which in terms of signal / noise ratio is considerably increased.
  • the combination of a detector with a low connection capacity with an electronic device comprising a good quality amplifier gives the imaging device of the invention a negligible reading noise, lower than the noise of the photon, thus giving access images at low doses like that obtained in fluoroscopy mode.
  • the imaging device of the invention is able to operate both in radiography mode and in fluoroscopy mode.
  • Each electronic device which is dedicated to the detection and treatment of the charge deposited in the semiconductor material, is a device which can integrate several functionalities of the detection of X-rays.
  • the device of the invention includes advanced electronics, as described in the document referenced [3], which can be integrated into a pixel, for example of 150 ⁇ m x 150 ⁇ m.
  • Each electronic device can include a reading circuit and an integration circuit (which stores a quantity of electrons, which will be transformed into analog voltage which will then be digitized) and / or a counting circuit. Before this basic block, it is possible to add means to avoid saturating the reading means, for example with the continuous dark current flowing in the detector.
  • the invention also relates to the method for producing such an imaging device.
  • this process therefore consists in transferring, by vapor phase, a semiconductor whose evaporation properties allow deposition at low temperature on a substrate compatible with its temperature resistance, substrate which, in the case of the present invention, is the reading circuit based on monocrystalline silicon incorporating advanced electronics.
  • FIG. 2A illustrates a slice of monocrystalline silicon 20 (diameter 30 cm), the monocrystalline silicon part with integrated electronics being referenced 21. In this figure are also represented: - the piloting and control pads 22;
  • Figure 2B illustrates the cutout 25 of 20 cm x
  • Figures 2C and 2D illustrate the semiconductor layer 24 deposited by the CSVT method for example to form an element 25 of 20 cm x 20 cm.
  • FIG. 2E illustrates the splicing of four elements, for example of 20 cm X 20 cm 25 to obtain a digital detector of / large area dedicated to radiology, that is a surface (40 cm x 40 cm) according to the example chosen.
  • Such an embodiment has the following advantages:
  • a 15 cm silicon substrate is considered and an electronics made with a 1.25 ⁇ technological path is used.
  • Electronics produced with this type of technology is more than enough to integrate electronics dedicated to radiology in a 100 ⁇ m pixel. Its interest lies in its immediate availability with reduced production costs.
  • four detectors of 10 cm x 10 cm can be combined in order to obtain a detection surface of 20 cm x 20 cm, sufficient surface for a medical application.

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Abstract

La présente invention concerne un dispositif d'imagerie de rayonnement X qui comprend au moins une matrice détectrice en matériau semi-conducteur, comportant des pixels (11), pour convertir les photons X incidents en charges électriques, et un panneau (10) de lecture de charges électriques, à base de silicium, comprenant une pluralité de dispositifs électroniques, chaque dispositif électronique étant intégré au niveau d'un pixel (11), dans lequel chaque matrice détectrice est réalisée par une couche en matériau semi-conducteur déposé en phase vapeur sur le panneau (10) de lecture de charges électriques. L'invention concerne également un procédé de réalisation d'un tel dispositif d'imagerie.

Description

DISPOSITIF D'IMAGERIE DE RAYONNEMENT X ET PROCEDE DE REALISATION D'UN TEL DISPOSITIF
DESCRIPTION
Domaine technique
La présente invention concerne un dispositif d'imagerie de rayonnement X, par exemple de grande dimension, apte à fonctionner en mode radiographie ou en mode radioscopie, et le procédé de réalisation d'un tel dispositif.
L'invention s'applique en particulier à l'imagerie médicale.
Etat de la technique antérieure
Dans le domaine de l'imagerie radiologique, on distingue deux types d'applications qui diffèrent l'une de l'autre par leur principe d'acquisition. Dans l'application radiographie, une seule image est acquise alors que dans l'application radioscopie, c'est une série d'images qui est acquise au rythme vidéo de vingt cinq images par seconde.
Dans les systèmes de radiographie actuellement mis sur le marché, la prise de l'image est analogique alors que dans les systèmes de radioscopie, elle est numérique.
L'intérêt de l'obtention d'une image numérique est telle (possibilité de traitement de l'image, archivage de données...) que, dans le cas de la radiographie, plusieurs solutions sont proposés pour transformer le signal analogique détecté en signal numérique .
Dans les disposit/ifs radiographiques, les moyens de détection des rayonnements X comportent des films sensibles aux rayons X et émettant de la lumière, laquelle est lue par des écrans renforçateurs (par exemple en BaFBr ou en BaFCl) .
Un premier mode de réalisation permettant d'obtenir une information numérique consiste à coupler ces films à une caméra vidéo, elle-même couplée à un intensificateur d'image. L'image numérique ainsi obtenue est instantanée mais de qualité médiocre (mauvaise résolution spatiale, faible rendement de conversion, bruit.. ) . Un deuxième mode de réalisation consiste à remplacer le film muni d'écrans renforçateurs par un écran luminescent à mémoire photostimulable . Cet écran garde en mémoire l'énergie stockée pendant l'exposition aux rayonnements X. L'information contenue dans cette énergie est lue en différé après la soumission de l'écran au balayage d'un faisceau laser. Ce mode de réalisation présente les inconvénients suivants : le dispositif radiologique est encombrant, l'image numérique n'est pas obtenue instantanément et le temps de traitement de l'information est long (de 40 à 60 secondes) .
Un troisième mode de réalisation consiste à utiliser un détecteur comportant un photoconducteur à base de sélénium mettant en oeuvre le principe de la xéradiographie : la charge initialement créée à la surface du sélénium par effet Corona dépend de la quantité de photons X détectés. Les variations de la charge sont lues par des microsondes par effet capacitif. Après son exposition aux rayons X et la lecture de la charge créée, la couche de sélénium doit être rechargée. Le dispositif radiologique mettant en oeuvre ce mode de réalisation est encombrant et la lecture de l'information est lente, d'environ quinze secondes, excluant son utilisation en mode radioscopie. Dans les dispositifs utilisés en radioscopie, les moyens de détection numériques comportent un Intensificateur d'Image Radiologique (IIR) , appelé aussi amplificateur de brillance. Ce détecteur permet de faire de l'imagerie en temps réel, a une excellente sensibilité mais présente un champ image limité par la taille maximale des tubes à vide (40 cm) , une résolution spatiale modeste, des distorsions d'images et un encombrement important . Depuis quelques années, de nouveaux détecteurs bidimensionnels numériques à lecture directe sont apparus, leur utilisation étant toutefois limitée au seul mode radiographie. Ces nouveaux détecteurs ont la particularité de pouvoir être réalisés en grande dimension (par exemple 40x40 cm2) .
Sont apparus, d'une part des détecteurs comportant des écrans luminescents associés à une caméra couplée optiquement (CCD) , nécessitant une réduction optique pour les grands champs et d'autre part, des détecteurs à panneaux plats à base de silicium amorphe, tels que décrits dans le document référencé [1] en fin de la description.
La technologie de réalisation des panneaux plats à base de silicium amorphe est basée sur celle des afficheurs à cristaux liquides. Un panneau est une matrice de lecture de charge, en silicium amorphe (a- Si:H), comportant des pixels. La lecture du panneau s'effectue avec un système de commutateurs (transistors) avec une commande par les lignes et une lecture par les colonnes. Toute la colonne est lue pendant le balayage et le traitement électronique de la charge est effectué sur une électronique déportée. Ce procédé de lecture génère un bruit important (2 000 à 5 000 électrons) . Il existe deux modes de réalisation d'un détecteur utilisant un tel panneau de lecture :
La réalisation la plus courante consiste à recouvrir chaque pixel du panneau de lecture d'une photodiode et de mettre en contact les photodiodes avec un scintillateur, par exemple en Csl :T1. Les photodiodes convertissent le rayonnement lumineux en charges électriques lues par le panneau à base de silicium amorphe. Ce type de dispositif présente un problème de rendement lié à la détection indirecte des photons : le signal détecté est de faible amplitude. Par ailleurs, l'utilisation du Csl ne permet pas d'obtenir une bonne absorption des photons par le Csl et des mesures ayant une bonne résolution spatiale : il faut faire un compromis. De plus, un phénomène de luminescence intervenant après l'arrêt du rayonnement X dans le scintillateur empêche le fonctionnement de ce dispositif en mode radioscopie. Enfin les dispositifs de ce type présentent un faible taux de remplissage (de 50 à 70 %) .
Une seconde réalisation consiste à déposer une couche de sélénium amorphe sur le panneau lecture, cette couche de sélénium amorphe convertissant directement le rayonnement X en charges électriques . Le sélénium impose certaines contraintes liées au fait qu'il soit un élément léger. Cette caractéristique lui impose d'être déposé en couche épaisse pour pouvoir arrêter les photons et ceci au détriment de l'efficacité de collection des porteurs de charges. Et ceci nécessite l'application d'une différence de potentiel importante (de l'ordre de grandeur de 10 V/μm) pour polariser le détecteur, ce qui est pénalisant pour une utilisation dans le domaine médical . En conclusion, à ce jour, aucun dispositif n'est en mesure de fonctionner en mode radiographie et en mode radioscopie.
L'invention a pour but de réaliser un dispositif d'imagerie numérique comportant un détecteur bidimensionnel numérique, apte à fonctionner aussi bien en mode radiographie qu'en mode radioscopie, ayant une bonne efficacité de détection et pouvant être réalisé en grande dimension.
Exposé de l'invention
La présente invention concerne un dispositif d'imagerie de rayonnement X comprenant au moins une matrice détectrice en matériau semi-conducteur comportant des pixels, pour convertir les photons X incidents en charges électriques et un panneau de lecture de charges électriques, à base de silicium, comprenant une pluralité de dispositifs électroniques, chaque dispositif électronique étant intégré au niveau d'un pixel, caractérisé en ce que chaque matrice détectrice est réalisée par une couche en matériau semi-conducteur déposé en phase vapeur sur le panneau de lecture de charges électriques.
L'invention concerne donc un dispositif à base de semi-conducteur totalement intégré utilisé en imagerie radiologique permettant de réaliser des images numériques de grandes surfaces (par exemple de 20x20 cm2 à 40x40 cm2) . Ce dispositif présente l'avantage d'être une structure peu bruyante, avec une électronique évoluée lui permettant de fonctionner en mode mixte radiographie/radioscopie avec des rendements de fabrication élevés pour des coûts de fabrication modérés .
L'invention concerne également un procédé de réalisation d'un dispositif d'imagerie de rayonnement X comprenant au moins une matrice détectrice en matériau semi-conducteur comportant des pixels, pour convertir les photons X incidents en charges électriques et un panneau de lecture de charges électriques, à base de silicium comprenant une pluralité de dispositifs électroniques, chaque dispositif électronique étant intégré au niveau d'un pixel, caractérisé en ce que chaque matrice détectrice est obtenue par dépôt sur le panneau de lecture de charges électriques d'un semi- conducteur en phase vapeur.
Avantageusement, les propriétés d' évaporation de ce semi-conducteur permettent un dépôt à faible température .
Avantageusement le matériau semi-conducteur utilisé pour réaliser la matrice de pixels détecteurs est du CdTe, Hgl2 ou Pbl .
Avantageusement on utilise des dispositifs électroniques réalisés par une filière technologique de 1,25 μ . Avantageusement on utilise des dispositifs électroniques réalisés par une filière technologique de 0, 1 μm.
Le procédé de l'invention est compatible avec la technologie du silicium monocristallin utilisée aujourd'hui en micro-électronique, ce qui présente les avantages suivants :
• Bénéficier des développements des filières micro-électroniques standards qui voit le diamètre des lingots de silicium augmenter au fil des ans (de 10 cm en 1980 à 35 cm en 2000) afin de limiter les coûts du détecteur totalement intégré.
• Supprimer les étapes de couplage ou de connectique entre les deux éléments puisqu'une couche détectrice à base de semi-conducteur est déposée directement sur le circuit de lecture à base de silicium monocristallin comprenant une électronique avancée (préamplificateur, amplificateur, filtres...).
• Présenter la qualité cristalline du matériau détecteur par l'utilisation.
Brève description des figures
La figure 1 illustre le dispositif d'imagerie de rayonnement X de l'invention et son procédé de réalisation. Les figures 2A à 2E illustrent le procédé de réalisation d'un dispositif d'imagerie radiologique selon l'invention.
Exposé détaillé de modes de réalisation La présente invention concerne un dispositif d'imagerie de rayonnement X qui comprend au moins une matrice réalisée en matériau semi-conducteur, pour convertir les photons X incidents en charges électriques et comportant des pixels 11, chaque matrice étant disposée sur un panneau 10 de lecture de charges électriques à base de silicium monocristallin, comprenant une pluralité de dispositifs électroniques, chaque dispositif électronique étant intégré au niveau de chaque pixel 11 de ladite matrice. Le panneau de lecture de charges, issu par exemple de filières classiques 0 J μm à 1,25 μm de la micro-électronique (diamètre : quelques dix centimètres) est utilisé comme un substrat sur lequel est déposée la matrice en matériau détecteur à base de semi-conducteur, qui permet de convertir les photons X incidents en charges électriques.
La matrice en matériau semi-conducteur est par exemple déposée par la méthode CSVT à partir d'une source 12 contenant le matériau semi-conducteur 13, dans une enceinte 14 sous atmosphère contrôlée d'un gaz inerte
Comme décrit dans le document référencé [2], l'élaboration de couches minces par la méthode CSVT (« Close-Spaced Vapor Transport ») a pour caractéristiques principales d'être facile à mettre en oeuvre, peu chère, et utilisable pour la croissance de grandes surfaces .
Dans l'invention la source 12 comportant le matériau semi-conducteur qui peut être massive ou sous forme de poudre est chauffée à une température Tl de l'ordre de 600°C. Le matériau semi-conducteur utilisé peut être par exemple du CdTe, du Pbl2, ou du Hgl2. Cette source 12 est séparée du substrat 10 par une courte distance qui varie de 1 à 10 mm. La température du substrat est régulée à une température T2 inférieure à celle de la source. Elle varie de 200°C à 600°C selon la nature du semi-conducteur utilisé et la qualité de la couche exigée. Le gradient de température qui est créé permet un transport de matière entre la source 12 et le substrat 10. Les propriétés physiques des semiconducteurs tels que CdTe, Pbl2 ou Hgl2, associées à l'utilisation d'une méthode CSVT permettent de ménager le substrat en ne lui imposant qu'une température (200 à 450°C) compatible à la tenue en température du silicium des dispositifs électroniques.
Pour déposer une telle couche de semiconducteur à faible température, différentes conditions doivent être remplies. On doit, en effet :
- chauffer la source jusqu'à sa température de sublimation,
- effectuer le dépôty sur un matériau de façon à ce que la matière déposée puisse se réorganiser sous forme de couche (le matériau peut être préalablement chauffé) ,
- optimiser la distance entre la source et le substrat de façon à obtenir une diffusion des vapeurs entre la source et le substrat soutenue et non dispersée,
- obtenir une vitesse de dépôt suffisamment élevée, c'est-à-dire supérieure à quelques μm/h, pour réaliser, en un temps de dépôt compatible avec une industrialisation du détecteur, une couche de quelques centaines de microns afin d'arrêter efficacement les photons,
- maintenir le substrat, qui comporte le circuit de lecture, à une température telle que le circuit ne soit pas détérioré (c'est-à-dire une température inférieure à 450°C pour du silicium monocristallin, inférieure à 250°C pour du silicium amorphe) .
Pour choisir un matériau semi-conducteur utilisable, il est nécessaire de tenir compte de toutes ses propriétés physiques, et de réaliser un compromis. Pour un matériau donné, on a en effet les données suivantes : - plus son numéro atomique z est élevé, plus son absorption est forte,
- plus sa densité est élevée, plus il absorbe de rayons X pour une même épaisseur (on vise une absorption entre 70% et 90%) , - plus sa résistivité est élevée, plus le bruit du détecteur est faible,
- plus l'énergie des paires électron-trou est faible, plus l'interaction du matériau avec les rayons X est source d'information électrique, - la durée de vie doit être supérieure au temps d'extraction, qui est le temps nécessaire pour que les électrons et les trous sortent,
- plus la mobilité, qui est fonction du numéro atomique et de la densité, est élevée, plus le flux croit rapidement,
- plus le critère de qualité μτ, qui est le produit de la mobilité par la durée de vie, est élevé, meilleure est la détection pour un champ électrique appliqué donné.
- à caractéristiques physiques équivalentes, le matériau nécessitant l'application d'un champ électrique le plus faible possible doit être choisi.
Le tableau 1, donné en fin de description, est un tableau comparatif de différents matériaux détecteurs possibles, E(V/cm) étant le champ électrique classiquement appliqué au matériau considéré
L'invention associe donc un matériau détecteur à base de semi-conducteur dont la méthode de dépôt permet de réaliser de grandes surfaces (quelques dm2) avec un circuit de lecture développé sur une pleine tranche de silicium monocristalline (de diamètre 10 à 30 cm) intégrant une électronique évoluée et dédiée à la détection du rayonnement X (amplification, filtres et traitements) pouvant être intégrée dans un pixel par exemple de 100 à 200 μm.
On obtient ainsi un dispositif d'imagerie de rayonnement X de grande surface complètement intégré dont les performances en terme de rapport signal/bruit sont considérablement augmentées.
Dans ce dispositif d'imagerie, un dispositif électronique est disposé au plus près de chaque pixel détecteur. De ce fait, les capacités de liaison sont réduites à l'extrême et ceci a pour conséquence une réduction importante du bruit de lecture par rapport aux dispositifs de l'art antérieur.
De plus, l'utilisation de dispositifs électroniques réalisés à partir de silicium monocristallm assure la réalisation d'amplificateur du signal détecté avec une excellente qualité.
Enfin, l'association d'un détecteur à faible capacité de liaison avec un dispositif électronique comportant un amplificateur de bonne qualité, confère au dispositif d'imagerie de l'invention un bruit de lecture négligeable, inférieur au bruit du photon, donnant ainsi accès aux images à faibles doses comme celle obtenues en mode radioscopie.
Ainsi, le dispositif d'imagerie de l'invention est apte à fonctionner aussi bien en mode radiographie qu'en mode radioscopie.
Chaque dispositif électronique, qui est dédié à la détection et au traitement de la charge déposée dans le matériau semi-conducteur, est un dispositif pouvant intégrer plusieurs fonctionnalités de la détection du rayonnement X. A titre d'exemple, le dispositif de l'invention comporte une électronique évoluée, comme décrite dans le document référencé [3], qui peut être intégrée dans un pixel par exemple de 150 μm x 150 μm. Chaque dispositif électronique peut comprendre un circuit de lecture et un circuit d'intégration (qui stocke une quantité d'électrons, qui sera transformée en tension analogique qui sera ensuite numérisée) et/ou un circuit de comptage. Avant ce bloc de base, il est possible d'ajouter des moyens pour éviter de saturer les moyens de lecture, par exemple avec le courant d'obscurité continu qui circule dans le détecteur.
L'invention concerne également le procédé de réalisation d'un tel dispositif d'imagerie. Ce procédé consiste donc comme décrit ci-dessus à transférer, par phase vapeur, un semi-conducteur dont les propriétés d' évaporation autorisent un dépôt à faible température sur un substrat compatible avec sa tenue en température, substrat qui, dans le cas de la présente invention, est le circuit de lecture à base de silicium monocristallin intégrant l'électronique évoluée.
On va à présent considérer successivement deux modes de réalisation du dispositif d'imagerie de l'invention.
Dans un premier mode de réalisation, on utilise un substrat silicium 30 cm et on utilise une électronique réalisée par une filière technologique de 0, 1 μm. La figure 2A illustre une tranche de silicium monocristallin 20 (diamètre 30 cm) , la partie silicium monocristallin avec électronique intégrée étant référencée 21. Sur cette figure sont également représentés : - les plots de pilotage et de commande 22 ;
- les pixels 23 de 100 à 200 μm comprenant une électronique dédiée.
La figure 2B illustre la découpe 25 de 20 cm x
20 cm d'une tranche de silicium monocristallin avec électronique intégrée utilisée comme substrat lors du dépôt d'une couche semi-conductrice par la méthode
CSVT.
Les figures 2C et 2D illustrent la couche de semi-conducteur 24 déposée par la méthode CSVT par exemple pour former un élément 25 de 20 cm x 20 cm.
La figure 2E illustre le raboutage de quatre éléments par exemple de 20 cm X 20 cm 25 pour obtenir un détecteur numérique de /grande surface dédié à la radiologie, soit une surface (40 cm x 40 cm) conformément à l'exemple choisi. Un tel mode de réalisation présente les avantages suivants :
- obtention d'un grand champ par assemblage de plusieurs détecteurs ; - utilisation de fonctions électroniques très évoluées ;
- réalisation des dispositifs électroniques par des technologies de micro-électronique standard.
Dans un second mode de réalisation on considère un substrat silicium 15 cm et on utilise une électronique réalisée avec une filière technologique de 1,25 μ . Une électronique réalisée avec ce type de technologie est largement suffisante pour intégrer l'électronique dédiée à la radiologie dans un pixel de 100 μm. Son intérêt se situe dans sa disponibilité immédiate avec des coûts de réalisation réduits. Pour des applications en radioscopie, on peut associer quatre détecteurs de 10 cm x 10 cm afin d'obtenir une surface de détection de 20 cm x 20 cm, surface suffisante pour une application médicale.
Tableau 1
REFERENCES
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[2] « Growth Of Semiconductors By The Close-Spaced
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Res . 3(5), septembre/octobre 1988, pages 1031 à 1042)
[3] « Readout For a 64x64 Pixel Matrix With 15-Bit
Single Photon Counting » de M. Campbell, E.H.M.
Heijne, G. Meddeler, E. Pernigotti et W. Snoeys
(Nuclear Science Symposium, Albuquerque, 12 novembre 1997)

Claims

REVENDICATIONS
1. Dispositif d'imagerie de rayonnement X comprenant au moins une matrice détectrice en matériau semi-conducteur comportant des pixels (11) , pour convertir les photons X incidents en charges électriques et un panneau (10) de lecture de charges électriques, à base de silicium comprenant une pluralité de dispositifs électroniques, chaque dispositif électronique étant intégré au niveau d'un pixel (11) , caractérisé en ce que chaque matrice détectrice est réalisée par une couche en matériau semi-conducteur déposé en phase vapeur sur le panneau de lecture de charges électriques.
2. Procédé de réalisation d'un dispositif d'imagerie de rayonnement X comprenant au moins une matrice détectrice en matériau semi-conducteur comportant des pixels (11) , pour convertir les photons X incidents en charges électriques et un panneau (10) de lecture de charges électriques, à base de silicium comprenant une pluralité de dispositifs électroniques, chaque dispositif électronique étant intégré au niveau d'un pixel (11) , caractérisé en ce que chaque matrice détectrice est obtenue par dépôt sur le panneau de lecture de charges électriques d'un semi-conducteur (13) en phase vapeur.
3. Procédé selon la revendication 2, dans lequel les propriétés d' évaporation de ce semiconducteur permettent un dépôt à faible température.
4. Procédé selon la revendication 2, dans lequel le matériau semi-conducteur utilisé pour réaliser la matrice de pixels détecteurs est du CdTe, du Hgl2 , ou du Pbl2.
5. Procédé selon la revendication 2 , dans lequel on utilise des dispositifs électroniques réalisés par une filière technologique de 1,25 μm.
6. Procédé selon la revendication 2 , dans lequel on utilise des dispositifs électroniques réalisés par une filière technologique de 0,1 μ .
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