JP3914630B2

JP3914630B2 - X-ray imaging apparatus and X-ray diagnostic apparatus

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Publication number: JP3914630B2
Application number: JP02357398A
Authority: JP
Inventors: 学田中; 光志池田; 公平鈴木
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1997-02-04
Filing date: 1998-02-04
Publication date: 2007-05-16
Anticipated expiration: 2018-02-04
Also published as: JPH10284713A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、検出面に多数のＸ線検出素子が配列され、入射したＸ線の強度分布を画像信号に変換する直接変換方式のＸ線撮像装置、及び同Ｘ線撮像装置を用いた医用または産業用のＸ線診断装置に係り、特に、薄膜で形成する非線型抵抗特性をもつ２端子素子である薄膜ダイオードを用いたＸ線撮像装置及びＸ線診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線画像診断の分野では、従来から広く用いられている銀塩フィルムを使用したＸ線フィルム撮影法と、新撮影法である輝尽性蛍光体（イメージング・プレート）を用いたコンピューテッド・ラジオグラフィ（以下、ＣＲと略す）撮影法、及びＸ線蛍光増倍管（以下、Ｉ．Ｉ．と略す）−ＴＶカメラ方式のディジタル・ラジオグラフィ（以下、ＤＲと略す）撮影法が日常の検査に使用されている。
一方臨床検査側からは、（１）撮影画像を即時に表示して診断部位が間違いなく撮影されているかを確認する。（２）画像処理することによって、より定量的な診断を可能にする。（３）現像を不要にして検査能率を向上させる。（４）画像データをディジタル化して保管し、検索、搬送、管理等の手間を削減する。などの要求があり、Ｘ線画像をディジタル化することが進められている。
【０００３】
従来のＸ線診断装置で撮影された銀塩フィルムをディジタル化するためには、撮影したフィルムを現像した後、スキャナ等で走査する必要があり、手間と時間がかかっていた。
【０００４】
ＣＲ撮影法は、Ｘ線検出器として、銀塩フィルムの代わりに輝尽性蛍光体を塗布したプレート（イメージング・プレート、以下ＩＰと略す）を用いる撮影法である。ＩＰは、銀塩フィルムと比較して非常に広いダイナミックレンジを有しており、広い線量範囲で画像を撮影することができる。
【０００５】
ＩＰにＸ線を照射すると、Ｘ線のエネルギーにより蛍光体中に含まれる発光中心（例えばユウロピウム；Ｅｕ）のエネルギー準位が高められ、Ｘ線強度分布が潜像として記憶される。次いで、このＩＰを赤外線または赤色レーザー光線（波長λ１）でスキャンし、この発光中心を励起すると、Ｘ線によって高められたエネルギー準位から基底に戻る際に固有の波長λ２（＜λ１）で発光する。この波長λ２の光を集光し、光電子増倍管で増幅すると、最初に入射したＸ線強度分布に比例した電気信号が取り出される。
【０００６】
しかしながら、現状のＩＰを使用したＣＲ撮影法は、解像度が良くない、ノイズが多い、Ｘ線照射及び経年変化によりＩＰの特性が劣化する、読み取り装置が複雑で高価である、等の問題点がある。
【０００７】
Ｉ．Ｉ．とＴＶカメラとの組合せによるＤＲ撮影法は、電子光学的に蛍光画像を増幅するＩ．Ｉ．のＸ線入力面サイズが撮影可能サイズとなり、およそ１６”視野程度のものまである。Ｉ．Ｉ．のＸ線入力面では、Ｘ線により発光した蛍光体からの光が光電面に達し、光電面から放射された光電子がＩ．Ｉ．中の電界により加速されて出力蛍光面を発光させる。これにより入力面の画像の濃淡を増幅して出力面に得ることができ、これをＴＶカメラで撮影して、電気信号に変換する。
【０００８】
しかし、例えば肺領域を撮影する場合、４０cm×４０cm程度の撮影領域が必要となり、大口径かつ高精細のＩ．Ｉ．、高精細の光学装置及び高精細のＴＶカメラが必要であり、装置の大型化が問題になっている。
【０００９】
これら２方式の問題を解決する方式として、液晶パネルの作成技術を応用し、アモルファスシリコン（以下、ａ−Ｓｉと略す）薄膜トランジスタ（以下、ＴＦＴと略す）及び光電変換素子からなる２次元アレイを用いたＸ線撮像装置が提案されている（例えば米国特許ＵＳＰ４６８９４８７：以下Ｘ線平面検出器とする）。このＸ線平面検出器を用いたＸ線診断装置の全体構成図を図１３に、Ｘ線平面検出器の構成を図１４に、それぞれ示す。
【００１０】
図１３において、Ｘ線診断装置９０１は、図示されない高電圧発生回路から高電圧が供給されるＸ線管球１０３と、被検体Ｐを挟んでＸ線管球１０３に対向する位置に配置されたＸ線平面検出器１０７と、Ｘ線平面検出器１０７の出力信号であるアナログ画像信号をディジタル画像信号に変換するＡ／Ｄ変換器１１３と、画像処理装置１１５と、光ディスク装置等の画像記憶装置１１７と、Ｄ／Ａ変換器１１９と、画像モニタ装置１２１とを備えて構成されている。
【００１１】
Ｘ線平面検出器１０７は、被検体Ｐを透過したＸ線を光学像に変換する蛍光板１０５ａと、蛍光板１０５ａに近接して配置された平面検出器１０５ｂを備えている。
【００１２】
次に、この従来例の動作を説明する。図１３において、被検体Ｐは、図示されない適当な遮光手段を介して蛍光板１０５ａに近接するように配置される。Ｘ線管球１０３から曝射されるＸ線による被検体Ｐの透過Ｘ線像は、蛍光板１０５ａにより光学的画像に変換され、この光学的画像が２次元アレイ状に光電変換素子が配置された平面検出器１０５ｂにより画像信号に変換される。
【００１３】
Ｘ線平面検出器１０７から出力されたアナログ画像信号は、Ａ／Ｄ変換器１１３によりディジタル画像信号に変換され、画像処理装置１１５に取り込まれる。画像処理装置１１５は、様々な画像処理を行うとともに、保存が必要な画像を画像記憶装置１１７に記憶させる。また画像処理装置１１５から出力されるディジタル画像信号は、Ｄ／Ａ変換器１１９によりアナログ画像信号に変換されて、画像モニタ装置１２１の画面に表示することができるようになっている。
【００１４】
次に、図１４を参照して、この光電変換型のＸ線平面検出器１０７の詳細を説明する。Ｘ線平面検出器１０７は、例えば、縦横それぞれ２０００個づつが正方に配列された２次元アレイ（以下ＴＦＴアレイと呼ぶ）状の画素ｅ（ｈ，ｋ）（１≦ｈ≦２０００，１≦ｋ≦２０００）、縦方向および横方向の画素を選択するための選択回路、増幅器を備えて構成されている。
【００１５】
それぞれの画素ｅ（ｈ，ｋ）は、ａ−ＳｉＴＦＴ１４４、ａ−ＳｉによりＰＮ接合（フォトダイオード）が形成された光電変換膜１４０及び画素容量（以下Ｃｓｔとする）１４２で構成され、それぞれの光電変換膜１４０のＰ側端子には、電源１４８によってマイナス数ボルト程度の共通バイアス電圧が印加される。画素ｅ（ｈ，ｋ）に属するａ−ＳｉＴＦＴ１４４は、ソース端子が光電変換膜１４０のＮ側端子に、ドレイン端子が信号線Ｓ（ｈ）に、ゲート端子が走査線Ｇ（ｋ）に、それぞれ接続されている。
【００１６】
走査線Ｇ（ｋ）は、水平走査シフトレジスタ１５２によって択一的にオンとなるようにオン・オフが制御される。信号線Ｓ（ｈ）の終端は、垂直切り替えスイッチ１４６を通して信号検出用の増幅器１５４の入力に接続されている。垂直切り替えスイッチ１４６は、信号線Ｓ（ｈ）に対応して設けられ、垂直走査シフトレジスタ１５０により択一的にオンとなるようにオン・オフが制御され、選択された信号線の信号を増幅器１５４の入力に接続し、その出力から画像信号が得られる。
【００１７】
次に、このＸ線平面検出器１０７の動作を説明する。まず、蛍光板１０５ａからの光が平面検出器１０５ｂに入射すると、各画素の光電変換膜１４０に光電流が流れ、それぞれのＣｓｔ１４２に入射光量に応じた電荷が蓄積される。
【００１８】
次いで、走査線駆動回路１５２により択一的に順次画素列を選択する走査線を駆動し、１つの走査線Ｇ（ｋ）に接続している全てのＴＦＴをオンにすると、Ｃｓｔに蓄積された電荷は信号線Ｓ（ｈ）を通って切り替えスイッチ１４６に転送される。
【００１９】
切り替えスイッチ１４６で、順次選択する１画素ごとに電荷を増幅器１５４に入力し、ＣＲＴ等に表示できるような点順次信号に変換する。画素に入射する光の量によって電荷量が異なり、増幅器１５４の出力振幅は変化する。
【００２０】
図１４に示す方式は、増幅器１５４の出力信号をＡ／Ｄ変換することで、直接ディジタル画像にすることが出来る。更に、図中の画素領域は、ノートパソコン等に使用されている薄膜トランジスタ液晶ディスプレイ（ＴＦＴ−ＬＣＤ）と同様な構造であり、薄型、大画面のものが容易に製作可能である。
【００２１】
以上の説明は、入射したＸ線を蛍光体等で可視光線に変換し、変換した光を各画素の光電変換膜で電荷に変えるという間接変換方式のＸ線平面検出器についてのものである。
【００２２】
この他に、画素に入力したＸ線を直接電荷に変換する直接変換方式のＸ線平面検出器がある。この直接変換方式のＸ線平面検出器では、間接変換方式の光電変換膜に代わるＸ線電荷変換膜の材料及びその膜厚が変わるため、Ｘ線（または、光）電荷変換膜に印加するバイアスの大きさと掛け方が異なる。
【００２３】
間接変換方式の場合は、厚さ１〜２μｍ程度の光電変換膜のみに数Ｖの負バイアスを掛け、光が光電変換膜に入ってくると、各画素では光電変換膜と並列に設けているＣｓｔと光電変換膜自身の容量Ｃｓｉに電荷が貯まる。この場合、Ｃｓｔに掛かる電圧は、最大で光電変換膜に掛けているバイアスの数Ｖ程度である。
それに対して、直接変換方式では、厚さ５００μｍ〜１ｍｍ程度のＸ線電荷変換膜とＣｓｔが直列に接続されており、それらに対して数ｋＶの高バイアス電圧に印加する。このＸ線電荷変換膜にＸ線が入射すると、Ｘ線電荷変換膜で発生した電荷が画素のＣｓｔに蓄積されるが、入射するＸ線が過大な場合は、Ｃｓｔに蓄積される電荷が増加する。これは、読出しスイッチであるＴＦＴのリーク電流の増加や、Ｘ線電荷変換膜での周辺画素への電荷の流出等による画質の劣化を導き、最終的には、画素電圧は、ＴＦＴやＣｓｔの絶縁を破壊してしまうほどの高電圧になる恐れがある。そのため、直接変換方式では、Ｃｓｔに過大な電圧がかからないような対策が必要である。
【００２４】
従来の直接変換型Ｘ線平面検出器の過電圧保護技術では、図１５，図１６に示す従来例（１）（Denny L. Lee etc., SPIE, vol.2432, pp237, 1995）のように、Ｘ線電荷変換膜の上層に更に誘電層（絶縁層）を設けることにより、誘電層による容量：Ｃｄ，Ｘ線電荷変換膜による容量：Ｃｓｅ，画素電極による容量：Ｃｓｔからなる３個のコンデンサーを直列に配列し、Ｘ線電荷変換膜で生成された電荷が分割されて蓄積されるようにして、画質の劣化やＴＦＴやＣｓｔの絶縁破壊を防いでいた。
【００２５】
また、特願平８−１６１９７７号に示される従来例（２）のように、各画素にクリップダイオードの作用を行うＴＦＴを保護素子として配置することが知られている。
【００２６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来例（１）では、Ｘ線電荷変換膜：Ｃｓｅと誘電層：Ｃｄの間に画素ごとに分けられたメタル層が入れられていないため、１度画像を取り込んでからのＣｄのリセットに時間が掛かり、動きのある被検体に対し実時間でのＸ線透視が行えないという問題があった。
【００２７】
また、従来例（２）では、従来例（１）のように、直列にコンデンサーを設けないため、リセットに時間が掛からないので、実時間で動きのある被検体を透視する透視モードが可能となる。
【００２８】
しかし、保護素子としてＴＦＴを使うため、仮に１つのＴＦＴのみを使っても、画素当たりの面積に対して保護用のＴＦＴ面積の占める割合が大きく、更に、その特性上リーク電流を抑えようとすると、場合によっては複数個のＴＦＴが必要となり、結果として画素内のＴＦＴの数が増え、１画素当たりの領域面積に対するセンサとしての有効エリアとなる画素電極面積比率（以下、開口率と称する）の確保や、画素の容量が取れなくなるという問題があった。
【００２９】
以上の問題点に鑑み、本発明の主要な目的は、各Ｘ線検出画素の開口率を向上させ、Ｘ線検出感度を高めるとともに、リセット時間が早くリアルタイムＸ線動画像透視が可能なＸ線撮像装置を提供することである。
【００３０】
また本発明の他の目的は、製造工程数の増加を抑制し、製造コストの上昇を抑えたＸ線撮像素子を提供することである。
【００３１】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために本発明は、入射したＸ線に応じた電荷を発生するＸ線電荷変換手段と、２次元的に配列され、前記Ｘ線電荷変換手段で発生した電荷を収集する複数の画素電極と、前記画素電極にそれぞれ対応して設けられ、前記画素電極で収集された電荷に応じた電荷を蓄積する複数の電荷蓄積手段と、前記電荷蓄積手段に対応して設けられ、前記電荷蓄積手段に蓄積された電荷を読み出す複数の電荷読出し手段とを備え、前記電荷蓄積手段は、ＭＩＭ構造を有し、前記電荷蓄積手段の電圧が所定の電圧を超えた時に前記電荷蓄積手段に蓄積された電荷を外部に放出するように構成されたものであることを要旨とするＸ線撮像装置である。
【００３３】
また本発明は、上記のＸ線撮像装置を備えたことを要旨とするＸ線診断装置である。
【００３４】
［作用］
直接変換方式のＸ線撮像装置に於いて、Ｘ線から電荷に変換されて画素に蓄積された電荷により、画素電圧が所定の電圧まで上昇すると、画素外へ電荷を放出させる、薄膜で形成した非線型抵抗特性を示す２端子素子である薄膜ダイオード（Thin Film Diode、以下ＴＦＤと略す）、例えば、ＭＩＭ（Metal-Insulator-Metal）構造、ＭＳＩ（Metal Semi-insulator）構造、ＢＴＢ（Back-to-Back、逆方向直列）構造等を用いることにより、従来のＴＦＴによる保護ダイオードよりも小さい画素内占有率で保護ダイオードを形成出来るため、開口率とＣｓｔをＴＦＴの時よりも多く確保が出来、検出感度が高く、Ｓ／Ｎ比の高いＸ線撮像装置を提供することが出来る。
【００３５】
また、従来のａ−ＳｉＴＦＴアレイ製造工程に対して、工程変更を少なくしてＸ線撮像装置を形成できるため、製造コストの増加および歩留り減少を抑制することができる。
【００３６】
また、本発明のＸ線撮像装置に用いられるＴＦＤは、１素子で極性差のない非線型抵抗特性を持ち、この特性は、例えば、代表的な例として、ＭＩＭ構造のＴＦＤについて述べると、次に示す（１）式で表わされる。
【００３７】
【数１】

ここで、Ｉは電流、χは導電率の次元をもつ定数、Ｖは電圧、βは非線形性のパラメータ、Ｒは抵抗値をそれぞれ示す。
【００３８】
この（１）式は、プール・フレンケル（Ｐｏｏｌ−Ｆｒｅｎｋｅｌ）の式とも呼ばれ、ＭＩＭ構造の両電極間に印加した電圧により絶縁層中に誘起された高電界が、固体バルク中のドナーの深さ（クーロンポテンシャル障壁）を低下させ、電子放出を容易にして電気伝導性を増加させるプール・フレンケル効果として説明されている。
【００３９】
ＭＩＭは、この金属の酸化膜があることにより、上記のような、非線型な電気抵抗特性を示すスイッチング素子として動作する。またＭＳＩ構造のＴＦＤは、ＭＩＭの金属酸化膜の代わりに窒素欠損状態の窒化シリコン膜等の半絶縁体（Semi-insulator）を用いるものであり、ＭＩＭと同様の極性差のない非線型電気抵抗特性を示す。
【００４０】
さらに、ＢＴＢ（back-to-back、）構造は、逆方向直列に接続された少なくとも２つの整流性ダイオードからなり、両端子間にいずれの極性の電圧が印加されても必ず一方のダイオードが逆極性となり、この逆方向降伏電圧の非線型領域を利用してスイッチング素子として動作することができるものである。
【００４１】
【発明の実施の形態】
次に図面を参照して、本発明の実施の形態を詳細に説明する。
図１は、本発明に係る直接変換型のＸ線撮像装置が適用されるＸ線診断装置の全体構成図である。
【００４２】
図１に示すように、Ｘ線診断装置１０１は、図示されない高電圧電源から高電圧が供給されるＸ線管球１０３と、被検体Ｐを挟んでＸ線管球１０３に対向する位置に配置されたＸ線撮像装置１０９と、Ｘ線撮像装置１０９の出力信号であるアナログ画像信号をディジタル画像信号に変換するＡ／Ｄ変換器１１３と、画像処理装置１１５と、光ディスク装置等の画像記憶装置１１７と、Ｄ／Ａ変換器１１９と、画像モニタ装置１２１とを備えて構成されている。
【００４３】
次に、このＸ線診断装置の動作を説明する。図１において、被検体ＰはＸ線撮像装置１０９に近接するように配置される。Ｘ線管球１０３から曝射されるＸ線による被検体Ｐの透過Ｘ線像は、２次元アレイ状にＸ線電荷変換素子が配置されたＸ線撮像装置１０９により直接画像信号に変換される。
【００４４】
Ｘ線撮像装置１０９から出力されたアナログ画像信号は、Ａ／Ｄ変換器１１３によりディジタル画像信号に変換され、画像処理装置１１５に取り込まれる。画像処理装置１１５は、様々な画像処理を行うとともに、保存が必要な画像を画像記憶装置１１７に記憶させる。また画像処理装置１１５から出力されるディジタル画像信号は、Ｄ／Ａ変換器１１９によりアナログ画像信号に変換されて、画像モニタ装置１２１の画面に表示することができるようになっている。
【００４５】
なお、以上説明したＸ線診断装置１０１を構成するＸ線撮像装置１０９は、以下に示すＸ線撮像装置の実施形態およびその変形例のいずれを用いてもよい。図２は、本発明に係るＸ線撮像装置の第１の実施形態を示す平面図であり、例えば、２０００×２０００画素からなるＸ線撮像装置の１画素のみを拡大表示したものである。図３は、図２におけるＡＡ′線に沿う断面を示す断面図である。
【００４６】
図２および図３において、Ｘ線撮像装置の各画素は、入射するＸ線を電荷に変換するＸ線電荷変換膜４７、このＸ線電荷変換膜４７に高電圧を印加するバイアス電極である共通電極４９、Ｘ線電荷変換膜４７で発生した電荷を画素毎に収集する画素電極７、画素電極７とともにＳｉ０2 膜３５を挟むように形成され画素電極７が収集した電荷を蓄積する画素容量（以下、Ｃｓｔと略すことがある）１９を構成する補助電極１５、画素容量１９の電荷を読み出す電荷読出手段である薄膜ＭＯＳトランジスタであるＴＦＴ５、画素容量１９およびＴＦＴ５を過大な電圧から保護するとともに画質を改善するＭＩＭ構造のＴＦＤ（以下、単にＭＩＭと略す）９、ＴＦＴ５からの電荷読出し信号線である信号線１１、ＴＦＴ５を駆動するゲート線１３、およびＭＩＭ用バイアス線１７により構成されている。なお、符号３は基板である。
【００４７】
但し、図２および図３では、画素外に配置されている画素走査用のシフトレジスタ、マルチプレクサ、プリアンプ等は、従来技術と同様であるので省略している。
【００４８】
図２及び図３に示すように、ＴＦＴ５のゲート２１は横方向に配列された画素に共通のゲート線１３に、ＴＦＴ５のドレイン２５は縦方向に配列された画素に共通の信号線１１に、それぞれ接続され、ＴＦＴ５のソース２３は、画素電極７に接続されている。
【００４９】
画素電極７と補助電極１５との間に構成された画素容量（Ｃｓｔ）１９は、画素電極７と共通電極４９との間のＸ線電荷変換膜４７に入射したＸ線より生成された電荷を蓄積するための容量である。
【００５０】
ＭＩＭ９は、画素電極７とＭＩＭ用バイアス線１７との間に接続され、画素容量（Ｃｓｔ）１９に過剰な電荷が蓄積されて、読出しスイッチであるＴＦＴ５のリーク電流の増加や、Ｘ線電荷変換膜での周辺画素への電荷の流出等で起こる画質の劣化や、最終的には、異常なほどに画素電圧が高くなることで起きるＴＦＴ５やＣｓｔ１９の絶縁破壊を防止するものである。
【００５１】
このため、画素容量（Ｃｓｔ）１９に蓄積された電荷による電圧、すなわちＭＩＭ９に印加される電圧が、画質の劣化を招かないようなある一定の電圧、または、ＴＦＴ５やＣｓｔ１９が絶縁破壊を起こさないようなある一定の電圧になると、保護ダイオードとしてのＭＩＭ９からの電荷が画素外に流出するようになっている。
【００５２】
この時の電荷の流出経路がＭＩＭ用バイアス線１７であり、このＭＩＭ用バイアス線１７の電位の設定でＭＩＭ９からの電荷流出開始の電圧が変えられる。画素に貯まった電荷は、ゲート線１３を走査することにより、そのゲート線１３に接続されたそれぞれのＴＦＴ５をオンにして、その画素に蓄積された電荷を信号線１１に流す。流れ出た電荷は図示されない増幅器に転送される。
【００５３】
次に、図３の断面図を参照して、第１の実施形態の構成を説明する。
まず、ガラス等の基板３上に、金属５１は、ＴＦＴのゲート２１、図示されないゲート線１３、図示されないゲート信号引き出し用パット部１０、補助電極１５、ＭＩＭ下電極２９、図示されないＭＩＭ用バイアス線１７を形成している。ここで、少なくともＭＩＭ下電極２９表面には、陽極酸化による金属５１の酸化膜３３が存在している。その上層には、ＳｉＯ2 ３５が形成されている。但し、引き出し用パット部１０や電圧供給線３７のコンタクト部、ＭＩＭ９の部分については、ＳｉＯ2 ３５は取り除かれている。
【００５４】
Ｃｓｔ１９用の画素電極７（金属５１）がＴＦＴ５とＭＩＭ９を除いた画素内に形成され、ＴＦＴ５については、このＳｉＯ2 ３５の上層にａ−Ｓｉ３９、エッチングストッパー用ＳｉＮｘ４１、ｎ+ ａ−Ｓｉ４３が形成されており、その上に電極であるソース２３とドレイン２５が別の金属５３で形成されている。この金属５３は、信号線１１、引き出し用パット２７（図３では省略している）、電圧供給線３７（図３では省略している）、ＭＩＭ上電極３１等も形成している。また、画素電極７も同時に形成していても良い。
【００５５】
但し、その場合はＴＦＴの画素電極側の電極（こちらをソース２３と呼ぶことにする）とＭＩＭ上電極３１と画素電極７は一体となっている。その上層には、保護膜４５、Ｘ線電荷変換膜４７、金属５５による共通電極４９がそれぞれ順次形成されている。これらの構成により直接変換型のＸ線撮像装置を形成している。
【００５６】
この第１の実施形態では、図４（ａ）の回路図を示すように、ＭＩＭの下電極２９、及び、バイアス線１７を独立に形成したが、補助電極１５の一部をＭＩＭ下電極２９にして、電位を補助電極１５と共通にしても良い。このとき、画素電極７の領域はバイアス線１７等がなくなった分大きくすることができる。この時も画素電極７は、信号線１１、信号線１１の引き出し用パット２７、電圧供給線３７、ＭＩＭ上電極３１と同時に形成してもよい。このように、第１の実施形態を変形して、バイアス線１７を削除した回路構成を図４（ｂ）に示す。またこの変形例の平面図およびそのＢＢ′断面を示す断面図を図５および図６に示す。
【００５７】
第１の実施形態およびその変形例において、金属５１としては、例えばＴｉ，Ｃｒ，Ｔａ，Ｍｏ，ＭｏＷ，ＭｏＴａ，Ａｌ，錫をドープした酸化インジウム（Indium Tin Oxide；以下、ＩＴＯと略す）等、及び、これらの金属の積層構造が候補となる。
【００５８】
また、別の金属５３としては、例えばＴｉ，Ｃｒ，Ｔａ，Ｍｏ，ＭｏＷ，ＭｏＴａ，Ａｌ，ＩＴＯ等、及び、これらの金属の積層構造が候補となる。
【００５９】
さらに、共通電極４９を形成する金属５５としては、例えばＴｉ，Ｃｒ，Ｔａ，Ｍｏ，ＭｏＷ，ＭｏＴａ，Ａｌ，ＩＴＯ等、及び、これらの金属の積層構造が候補となる。
保護膜４５としては、ＳｉＮｘ，ＳｉＯ2 ，ポリイミド等が知られている。Ｘ線電荷変換膜４７としては、ａ−Ｓｅ（アモルファス・セレン）が知られている。
【００６０】
また、ＴＦＴ５の型としては、逆スタガ型の内エッチング・ストッパー・タイプのものを例として挙げたが、これは、逆スタガ型のバックチャネルカット・タイプのものでもよいし、順スタガ型でも良い。
【００６１】
また、ＴＦＴ５を形成するＳｉにおいて、ここではａ−Ｓｉ（アモルファス・シリコン）を用いたが、ｐｏｌｙ−Ｓｉ（ポリ・シリコン）で形成してもよい。このように、Ｘ線診断装置のＸ線撮像装置の１つである直接変換方式のＸ線撮像装置に於いて、画素の高電圧化による画質の劣化や、ＴＦＴやＣｓｔの絶縁破壊対策としての保護ダイオードに、ＭＩＭ構造のＴＦＤを取り入れたため、画素に対して小面積で、且つ、ＴＦＴアレイ工程をさほど変化することなく形成することが出来る。
【００６２】
次に、第２の実施形態の説明をする。
図７は、本発明に係るＸ線撮像装置の第２の実施形態を示す平面図であり、例えば、２０００×２０００画素からなるＸ線撮像装置の１画素のみを拡大表示したものである。図８は、図７におけるＣＣ′線に沿う断面を示す断面図である。第２の実施形態に示す例は、機能的には第１の実施形態と同様であるが、Ｃｓｔ１９の絶縁膜をＳｉＯ2 ３５ではなく、金属５１の酸化膜３３を使用する。これにより、例えば金属５１がＴａの時のその酸化膜の誘電率は、ＳｉＯ2 ３５のそれの７倍ほどあるため、画素の容量を稼ぐことができる。よって、画素のサイズを小さくしても十分にＣｓｔ１９の容量が確保できるようになる。
【００６３】
次に第２の実施形態の断面を示す図８を参照して構成を説明する。
まず、基板上に金属５１は、ＴＦＴのゲート２１、ゲート線１３、図示しないゲート信号引き出し用パット部１０、補助電極１５、ＭＩＭ下電極２９、ＭＩＭ用バイアス線１７を形成している。ここで、少なくともＭＩＭ下電極２９、及び、補助電極１５の表面には、陽極酸化による金属５１の酸化膜３３が存在している。その上層には、ＳｉＯ2 ３５が形成されている。但し、信号引き出し用パット２７（図８では省略している）や電圧供給線３７（図８では省略している）のコンタクト部、ＭＩＭ９、補助電極１５の各部については、ＳｉＯ2 ３５は取り除かれている。
【００６４】
Ｃｓｔ１９は絶縁膜として金属５１の酸化膜３３を使用する。Ｃｓｔ１９用の画素電極７（金属５１）がＴＦＴ５とＭＩＭ９を除いた画素内に形成され、ＴＦＴ５については、このＳｉＯ2 ３５の上層にａ−Ｓｉ３９、エッチングストッパー用ＳｉＮｘ４１、ｎ+ａ−Ｓｉ４３が形成されており、その上に電極であるソース２３とドレイン２５が別の金属５３で形成されている。この金属５３は、信号線１１、引き出し用パット２７（図８では省略している）、電圧供給線３７（図８では省略している）、ＭＩＭ上電極３１等も形成している。
【００６５】
また、画素電極７も形成していても良い。但し、その場合はＴＦＴ５のソース２３とＭＩＭ上電極３１と画素電極７は一体となっている。その上層には、保護膜４５、Ｘ線電荷変換膜４７、金属５５による共通電極４９が形成されている。これらの構成でＸ線診断装置のＸ線撮像装置を形成している。
【００６６】
金属５１としては、例えばＴｉ，Ｃｒ，Ｔａ，Ｍｏ，ＭｏＷ，ＭｏＴａ，Ａｌ，ＩＴＯ等、及び、これらの金属の積層構造が候補となる。
別の金属５３としては、例えばＴｉ，Ｃｒ，Ｔａ，Ｍｏ，ＭｏＷ，ＭｏＴａ，Ａｌ，ＩＴＯ等、及び、これらの金属の積層構造が候補となる。
【００６７】
共通電極４９を形成する金属５５としては、例えばＴｉ，Ｃｒ，Ｔａ，Ｍｏ，ＭｏＷ，ＭｏＴａ，Ａｌ，ＩＴＯ等、及び、これらの金属の積層構造が候補となる。
保護膜４５としては、ＳｉＮｘ，ＳｉＯ2 ，ポリイミド等が知られている。Ｘ線電荷変換膜４７としては、ａ−Ｓｅが知られている。
【００６８】
また、ＴＦＴ５の型としては、逆スタガ型の内エッチング・ストッパー・タイプのものを例として挙げたが、これは、逆スタガ型のバックチャネルカット・タイプのものでもよいし、順スタガ型でも良い。
【００６９】
また、ＴＦＴ５を形成するＳｉにおいて、ここではａ−Ｓｉ（アモルファス・シリコン）を用いたが、ｐｏｌｙ−Ｓｉ（ポリ・シリコン）で形成してもよい。
【００７０】
このように、Ｘ線診断装置のＸ線撮像装置の１つである直接変換方式のＸ線撮像装置に於いて、画素の高電圧化による画質の劣化や、ＴＦＴやＣｓｔの絶縁破壊対策としての保護ダイオードに、ＭＩＭ構造のＴＦＤを取り入れたため、画素に対して小面積で、且つ、ＴＦＴアレイ工程をさほど変化することなく形成出来、また、画素容量を金属の酸化膜を絶縁膜として形成するために、撮影等で必要となる高ダイナミックレンジ用のＣｓｔを確保することが出来、更に、容量が増えるので、画素を小さくしても容量を確保出来る。
【００７１】
次に、第３の実施形態の説明をする。
図９は、本発明に係るＸ線撮像装置の第３の実施形態を示す平面図であり、例えば、２０００×２０００画素からなるＸ線撮像装置の１画素のみを拡大表示したものである。図１０は、図９におけるＤＤ′線に沿う断面を示す断面図である。
【００７２】
図９に示した例は、機能的には図２，図７の例と同じであるが、ＭＩＭの持っている容量を画素容量Ｃｓｔ１９として使うことを特徴としている。これにより、図７に比べ、バイアス線１７がなくなる分、画素の開口率と、容量Ｃｓｔ１９を稼ぐことができる。また、図７と同様に、Ｃｓｔ１９の絶縁膜をＳｉＯ2 ３５ではなく、金属５１の酸化膜３３を使用することになるので、例えば金属５１がＴａの時のその酸化膜の誘電率は、ＳｉＯ2 ３５のそれの７倍ほどあるため、画素の容量を稼ぐことができる。よって、画素のサイズを小さくしても十分にＣｓｔ１９が確保できるようになる。
【００７３】
次に、第３の実施形態の断面を示す図１０を参照して構成を説明する。
まず、基板上に金属５１は，ＴＦＴのゲート２１、ゲート線１３、引き出し用パット部１０、ＭＩＭ下電極２９兼補助電極１５、ＭＩＭ用バイアス線１７を形成している。ここで、少なくともＭＩＭ下電極２９兼補助電極１５の表面には、陽極酸化による金属５１の酸化膜３３が存在している。その上層には、ＳｉＯ2 ３５が形成されている。但し、引き出し用パット２７や電圧供給線３７（図１０では省略している）のコンタクト部、ＭＩＭ９兼Ｃｓｔ１９部については、ＳｉＯ2 ３５は取り除かれている。
【００７４】
つまり、この実施形態では、ＭＩＭ９の一部がＣｓｔ１９を兼ねているため、Ｃｓｔ１９は絶縁膜として金属５１の酸化膜３３を使用することになる。Ｃｓｔ１９用の画素電極７（金属５１）がＴＦＴ５を除いた画素内に形成され、ＴＦＴ５については、このＳｉＯ2 ３５の上層にａ−Ｓｉ３９、エッチングストッパー用ＳｉＮｘ４１、ｎ+ ａ−Ｓｉ４３が形成されており、その上に電極であるソース２３とドレイン２５が別の金属５３で形成されている。この金属５３は、信号線１１、引き出し用パット２７、電圧供給線３７も形成している。また、ＭＩＭ上電極３１兼画素電極７も形成していても良い。
【００７５】
但し、その場合はＴＦＴ５のソース２３とＭＩＭ上電極３１兼画素電極７は一体となっている。その上層には保護膜４５、Ｘ線電荷変換膜４７、金属５５による共通電極４９が形成されている。これらの構成でＸ線診断装置のＸ線撮像装置を形成している。
【００７６】
金属５１としては、例えばＴｉ，Ｃｒ，Ｔａ，Ｍｏ，ＭｏＷ，ＭｏＴａ，Ａｌ，ＩＴＯ等、及び、これらの金属の積層構造が候補となる。
別の金属５３としては、例えばＴｉ，Ｃｒ，Ｔａ，Ｍｏ，ＭｏＷ，ＭｏＴａ，Ａｌ，ＩＴＯ等、及び、これらの金属の積層構造が候補となる。
【００７７】
共通電極４９を形成する金属５５としては、例えばＴｉ，Ｃｒ，Ｔａ，Ｍｏ，ＭｏＷ，ＭｏＴａ，Ａｌ，ＩＴＯ等、及び、これらの金属の積層構造が候補となる。
保護膜としては、ＳｉＮｘ，ＳｉＯ2 ，ポリイミド等が知られている。Ｘ線電荷変換膜４７としては、ａ−Ｓｅが知られている。
【００７８】
また、ＴＦＴ５の型としては、逆スタガ型の内エッチング・ストッパー・タイプのものを例として挙げたが、これは、逆スタガ型のバックチャネルカット・タイプのものでもよいし、順スタガ型でも良い。
【００７９】
また、ＴＦＴ５を形成するＳｉにおいて、ここではａ−Ｓｉ（アモルファス・シリコン）を用いたが、ｐｏｌｙ−Ｓｉ（ポリ・シリコン）で形成してもよい。
【００８０】
このように、Ｘ線診断装置のＸ線撮像装置の１つである直接変換方式のＸ線撮像装置に於いて、画素の高電圧化による画質の劣化や、ＴＦＴやＣｓｔの絶縁破壊対策としての保護ダイオードに、ＭＩＭ構造のＴＦＤを取り入れたため、画素に対して小面積で、且つ、ＴＦＴアレイ工程をさほど変化することなく形成出来、また、画素容量を金属の酸化膜を絶縁膜として形成するために、撮影等で必要となる高ダイナミックレンジ用のＣｓｔを確保することが出来、更に、容量が増えるので、画素を小さくしても容量を確保出来る。
【００８１】
図１１は、本発明に係るＸ線撮像装置の第４の実施形態であるＭＳＩ構造のＴＦＤを用いた例を示す平面図であり、例えば、２０００×２０００画素からなるＸ線撮像装置の１画素のみを拡大表示したものである。図１２は、図１１におけるＥＥ′線に沿う断面を示す断面図である。
【００８２】
図１１および図１２において、Ｘ線撮像装置の各画素は、入射するＸ線を電荷に変換するＸ線電荷変換膜４７、このＸ線電荷変換膜４７に高電圧を印加するバイアス電極である共通電極４９、Ｘ線電荷変換膜４７で発生した電荷を画素毎に収集する画素電極７、画素電極７とともにＳｉ０2 膜３５を挟むように形成され画素電極７が収集した電荷を蓄積する画素容量（Ｃｓｔ）１９を構成する補助電極１５、画素容量１９の電荷を読み出す電荷読出手段である薄膜ＭＯＳトランジスタであるＴＦＴ５、画素容量１９およびＴＦＴ５を過大な電圧から保護するとともに画質を改善するＭＳＩ構造のＴＦＤ（以下、ＭＳＩと略す）６１、ＴＦＴ５からの電荷読出し信号線である信号線１１、ＴＦＴ５を駆動するゲート線１３、およびＭＳＩ用バイアス線６５を備えている。なお、符号３は基板である。
【００８３】
但し、図１１および図１２では、画素外に配置されている画素走査用のシフトレジスタ、マルチプレクサ、プリアンプ等は、従来技術と同様であるので省略している。
【００８４】
図１１に示すように、ＴＦＴ５のゲート２１およびドレイン２５は、それぞれ横方向に配列された画素に共通のゲート線１３、および縦方向に配列された画素に共通の信号線１１に接続され、ＴＦＴ５のソースは、画素電極７に接続されている。
【００８５】
画素電極７と補助電極１５との間に構成された画素容量（Ｃｓｔ）１９は、画素電極７と共通電極４９との間のＸ線電荷変換膜４７に入射したＸ線より生成された電荷を蓄積するための容量である。
【００８６】
ＭＳＩ６１は、画素電極７とＭＳＩ用バイアス線６５との間に接続され、画素容量（Ｃｓｔ）１９に過剰な電荷が蓄積されて、読出しスイッチであるＴＦＴ５のリーク電流の増加や、Ｘ線電荷変換膜での周辺画素への電荷の流出等で起こる画質の劣化や、最終的には、異常なほどに画素電圧が高くなることで起きるＴＦＴ５やＣｓｔ１９の絶縁破壊を防止するものであり、その動作は第１実施形態で説明したＭＩＭと同様であるので動作説明の詳細は省略する。
【００８７】
次に、図１２の断面図を参照して、第４の実施形態の構成を説明する。
まず、ガラス等の基板３上に、金属５１は、ＴＦＴのゲート２１、図示されないゲート線１３、図示されないゲート信号引き出し用パット部１０、補助電極１５形成している。その上層には、ＳｉＯ2 ３５が形成されている。但し、図示されない引き出し用パット部１０及び電圧供給線３７のコンタクト部は、ＳｉＯ2 ３５は取り除かれている。
【００８８】
Ｃｓｔ１９用の画素電極７（金属５１）がＴＦＴ５を除いた画素内に形成されるともに、画素電極７の一部はＭＳＩの下側の電極を形成している。そしてこのＭＳＩの下側電極の上に、例えば窒素欠損状態のシリコン窒化膜であるＳｉＮｘ６３をＣＶＤ法等により形成し、その上にＭＳＩ上電極６７及びＭＳＩバイアス線６５を形成する。
【００８９】
ＴＦＴ５については、このＳｉＯ2 ３５の上層にａ−Ｓｉ３９、エッチングストッパー用ＳｉＮｘ４１、ｎ+ ａ−Ｓｉ４３が形成されており、その上に電極であるソース２３とドレイン２５が別の金属５３で形成されている。この金属５３は、信号線１１、引き出し用パット２７（図１２では省略している）、電圧供給線３７（図１２では省略している）、ＭＳＩ上電極６７、ＭＳＩバイアス線６５等も形成している。なお、ＭＳＩ６１のシリコン窒化膜であるＳｉＮｘ６３とＴＦＴ５のエッチングストッパー用ＳｉＮｘ４１を同時に形成してもよい。
【００９０】
これらの素子が形成された上層には、保護膜４５、Ｘ線電荷変換膜４７、金属５５による共通電極４９がそれぞれ順次形成されている。これらの構成により直接変換型のＸ線撮像装置を形成している。
【００９１】
上記第１ないし第３実施形態のＭＩＭが金属−絶縁物−金属という構造を有していたのに対し、本第４実施の形態におけるＭＳＩは、タンタル酸化膜等の絶縁物の代わりに、窒素欠損状態の窒化シリコンを用いるので、電圧−電流特性の急峻性と大きいオン電流密度が得られる可能性がある。
【００９２】
また、第５の実施形態として、例えば、ｎ+ ａ−Ｓｉ膜の上にａ−Ｓｉ膜を形成し、このａ−Ｓｉ膜の上に離隔して２つのＰｔ端子を設けると、この両端子間は互いに逆向きの直列接続されたショットキーダイオードとなる。この構造は、ＢＴＢ構造の薄膜ダイオードと呼ばれ、ＭＩＭ構造のＴＦＤやＭＳＩ構造のＴＦＤの代わりに利用することができる。
【００９３】
以上好ましい実施の形態について説明したが、これらは本発明を限定するものではない。例えば、ＭＩＭ構造、ＭＳＩ構造、ＢＴＢ構造には、種々の変形が考えられ、また、これらに用いられる絶縁物、半絶縁物（Semi-insulator）には実施形態で用いた材料以外にも利用可能なものがある。
【００９４】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、入射したＸ線から変換して蓄積された電荷を電荷蓄積手段に於いて、薄膜で形成する非線型抵抗特性を持つ２端子素子である薄膜ダイオード、特に、ＭＩＭ構造の薄膜ダイオードを用いて、画素の高電圧化による画質の劣化防止や、ＴＦＴやＣｓｔの絶縁破壊対策としての保護を行うことにより、画素当たりの面積に対して有効となるＸ線電荷変換膜の面積比率を大きくし、且つ、製造工程をさほど変更することなくＸ線撮像装置を形成することが出来るという効果がある。
【００９５】
また、本発明によれば、ＭＩＭ構造の薄膜ダイオードを、画素の高電圧化による画質の劣化防止や、ＴＦＴやＣｓｔの絶縁破壊対策としての保護を目的として形成することにより、同時に、従来の無機絶縁膜の容量よりも大きな画素容量を形成出来るという効果がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明に係るＸ線撮像装置が適用されるＸ線診断装置の構成図である。
【図２】本発明の第１の実施形態であるＭＩＭ構造のＴＦＤを用いたＸ線撮像装置を示す平面図である。
【図３】図２のＡ−Ａ′線に沿う断面図である。
【図４】本発明の第１の実施形態を示す回路図である。
【図５】本発明の第１の実施形態であるＭＩＭ構造のＴＦＤを用いたＸ線撮像装置の変形例を示す平面図である。
【図６】図５のＢ−Ｂ′線に沿う断面図である。
【図７】本発明の第２の実施形態であるＭＩＭ構造のＴＦＤを用いたＸ線撮像装置を示す平面図である。
【図８】図７のＣ−Ｃ′線に沿う断面図である。
【図９】本発明の第３の実施形態であるＭＩＭ構造のＴＦＤを用いたＸ線撮像装置を示す平面図である。
【図１０】図９のＤ−Ｄ′線に沿う断面図である。
【図１１】本発明の第４の実施形態であるＭＳＩ構造のＴＦＤを用いたＸ線撮像装置を示す平面図である。
【図１２】図１１のＥ−Ｅ′線に沿う断面図である。
【図１３】従来のＸ線平面検出器を用いたＸ線診断装置の構成図である。
【図１４】ａ−ＳｉＴＦＴを用いたＸ線撮像装置の従来例を示す構成図である。
【図１５】従来例（１）の模式断面図である。
【図１６】従来例（１）の回路図である。
【符号の説明】
１…Ｘ線撮像装置、３…基板、５…ＴＦＴ、７…画素電極、９…ＭＩＭ（ＭＩＭ構造の薄膜ダイオード）、１１…信号読出し線（信号線）、１３…ゲート線（走査線）、１５…補助電極、１７…ＭＩＭ用バイアス線、１９…画素容量（Ｃｓｔ）、２１…ＴＦＴのゲート、２３…ＴＦＴのソース、２５…ＴＦＴのドレイン、２７…引き出し線用パット、２９…ＭＩＭ下電極、３１…ＭＩＭ上電極、３３…メタルの酸化膜、３５…ＳｉＯ2 、３７…電圧供給線、３９…ａ−Ｓｉ、４１…ＳｉＮｘ（エッチング・ストッパー）、４３…ｎ+ａ−Ｓｉ、４５…保護膜、４７…Ｘ線電荷変換膜、４９…共通電極、１０１…Ｘ線診断装置、Ｐ…被検体、１０３…Ｘ線管球、１０９…Ｘ線撮像装置、１１３…Ａ／Ｄ変換器、１１５…画像処理装置、１１７…画像記憶装置、１１９…Ｄ／Ａ変換器、１２１…画像モニタ装置。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention provides a direct conversion type X-ray imaging device in which a large number of X-ray detection elements are arranged on a detection surface and converts an intensity distribution of incident X-rays into an image signal, and a medical device using the X-ray imaging device. The present invention relates to an industrial X-ray diagnostic apparatus, and more particularly to an X-ray imaging apparatus and an X-ray diagnostic apparatus using a thin film diode that is a two-terminal element having a non-linear resistance characteristic formed by a thin film.
[0002]
[Prior art]
In the field of X-ray diagnostic imaging, the X-ray film imaging method using a silver salt film that has been widely used in the past, and the new computed imaging method using a stimulable phosphor (imaging plate). Radiography (hereinafter abbreviated as CR) imaging method and X-ray fluorescence intensifier tube (hereinafter abbreviated as II) -TV camera type digital radiography (hereinafter abbreviated as DR) imaging method Used for inspection.
On the other hand, from the clinical examination side, (1) the captured image is immediately displayed to check whether the diagnostic site is definitely captured. (2) By performing image processing, more quantitative diagnosis is possible. (3) Improve inspection efficiency by eliminating development. (4) The image data is digitized and stored, and the time required for retrieval, transportation, management, etc. is reduced. Therefore, digitization of X-ray images is in progress.
[0003]
In order to digitize a silver salt film photographed with a conventional X-ray diagnostic apparatus, it is necessary to develop the photographed film and then scan it with a scanner or the like, which takes time and effort.
[0004]
The CR imaging method is an imaging method using a plate (imaging plate, hereinafter abbreviated as IP) coated with a stimulable phosphor instead of a silver salt film as an X-ray detector. IP has a very wide dynamic range as compared with a silver salt film, and can take an image in a wide dose range.
[0005]
When the IP is irradiated with X-rays, the energy level of the emission center (for example, europium; Eu) contained in the phosphor is increased by the energy of the X-rays, and the X-ray intensity distribution is stored as a latent image. Next, when this IP is scanned with an infrared ray or a red laser beam (wavelength λ1) and the emission center is excited, it emits light with a specific wavelength λ2 (<λ1) when returning from the energy level enhanced by X-rays to the base. . When the light of wavelength λ2 is collected and amplified by a photomultiplier tube, an electric signal proportional to the X-ray intensity distribution that is incident first is taken out.
[0006]
However, the current CR imaging method using IP has problems such as poor resolution, a lot of noise, deterioration of IP characteristics due to X-ray irradiation and aging, and a complicated and expensive reading device. is there.
[0007]
I. I. DR photography using a combination of a TV camera and a TV camera is an I.I. I. The X-ray input surface size of the X-ray is about 16 "field of view. On the X-ray input surface of II, light from the phosphor emitted by X-rays reaches the photocathode, The photoelectrons emitted from the surface are accelerated by the electric field in II and cause the output phosphor screen to emit light, thereby amplifying the shade of the image on the input surface and obtaining it on the output surface. Take a picture and convert it to an electrical signal.
[0008]
However, for example, when imaging a lung region, an imaging region of about 40 cm × 40 cm is required, and a large aperture and high definition I.D. I. Therefore, a high-definition optical device and a high-definition TV camera are necessary, and an increase in the size of the device is a problem.
[0009]
As a method for solving these two problems, a two-dimensional array composed of amorphous silicon (hereinafter abbreviated as a-Si) thin film transistor (hereinafter abbreviated as TFT) and a photoelectric conversion element is used by applying a liquid crystal panel manufacturing technique. X-ray imaging devices have been proposed (for example, US Pat. No. 4,689,487: hereinafter referred to as an X-ray flat panel detector). An overall configuration diagram of an X-ray diagnostic apparatus using this X-ray flat panel detector is shown in FIG. 13, and a configuration of the X-ray flat panel detector is shown in FIG.
[0010]
In FIG. 13, the X-ray diagnostic apparatus 901 is arranged at a position facing the X-ray tube 103 with a high voltage supplied from a high voltage generation circuit (not shown) and the subject P between them. An X-ray flat panel detector 107, an A / D converter 113 that converts an analog image signal output from the X-ray flat panel detector 107 into a digital image signal, an image processing device 115, and an image storage device such as an optical disk device 117, a D / A converter 119, and an image monitor device 121.
[0011]
The X-ray flat detector 107 includes a fluorescent plate 105a that converts X-rays that have passed through the subject P into an optical image, and a flat detector 105b that is disposed close to the fluorescent plate 105a.
[0012]
Next, the operation of this conventional example will be described. In FIG. 13, the subject P is disposed so as to be close to the fluorescent plate 105a through an appropriate light shielding means (not shown). The transmitted X-ray image of the subject P by the X-rays exposed from the X-ray tube 103 is converted into an optical image by the fluorescent plate 105a, and photoelectric conversion elements are arranged in a two-dimensional array. It is converted into an image signal by the flat detector 105b.
[0013]
The analog image signal output from the X-ray flat panel detector 107 is converted into a digital image signal by the A / D converter 113 and taken into the image processing device 115. The image processing device 115 performs various image processing and stores an image that needs to be stored in the image storage device 117. The digital image signal output from the image processing device 115 is converted into an analog image signal by the D / A converter 119 and can be displayed on the screen of the image monitor device 121.
[0014]
Next, details of the photoelectric conversion type X-ray flat panel detector 107 will be described with reference to FIG. The X-ray flat panel detector 107 is, for example, a pixel e (h, k) in the form of a two-dimensional array (hereinafter referred to as a TFT array) in which 2,000 pixels are arranged in a square shape in the vertical and horizontal directions (1 ≦ h ≦ 2000, 1 ≦ k). ≦ 2000), a selection circuit for selecting pixels in the vertical direction and the horizontal direction, and an amplifier.
[0015]
Each pixel e (h, k) includes an a-Si TFT 144, a photoelectric conversion film 140 in which a PN junction (photodiode) is formed by a-Si, and a pixel capacitor (hereinafter referred to as Cst) 142. A common bias voltage of about minus several volts is applied to the P-side terminal of the photoelectric conversion film 140 by the power source 148. In the a-Si TFT 144 belonging to the pixel e (h, k), the source terminal is the N-side terminal of the photoelectric conversion film 140, the drain terminal is the signal line S (h), the gate terminal is the scanning line G (k), Each is connected.
[0016]
The scanning line G (k) is controlled to be turned on / off by the horizontal scanning shift register 152 so as to be alternatively turned on. The end of the signal line S (h) is connected to the input of the signal detection amplifier 154 through the vertical selector switch 146. The vertical changeover switch 146 is provided corresponding to the signal line S (h), and is controlled to be turned on / off by the vertical scanning shift register 150 so as to be turned on, and the signal of the selected signal line is amplified. An image signal is obtained from the output of the 154 input.
[0017]
Next, the operation of the X-ray flat panel detector 107 will be described. First, when light from the fluorescent plate 105a enters the flat detector 105b, a photocurrent flows through the photoelectric conversion film 140 of each pixel, and charges corresponding to the amount of incident light are accumulated in the respective Csts 142.
[0018]
Next, when the scanning lines for sequentially selecting the pixel columns are driven alternatively by the scanning line driving circuit 152 and all the TFTs connected to one scanning line G (k) are turned on, the data is accumulated in Cst. The charge is transferred to the changeover switch 146 through the signal line S (h).
[0019]
With the changeover switch 146, charge is input to the amplifier 154 for each pixel to be sequentially selected, and converted into a dot sequential signal that can be displayed on a CRT or the like. The amount of charge varies depending on the amount of light incident on the pixel, and the output amplitude of the amplifier 154 changes.
[0020]
The method shown in FIG. 14 can be directly converted into a digital image by A / D converting the output signal of the amplifier 154. Further, the pixel region in the figure has a structure similar to that of a thin film transistor liquid crystal display (TFT-LCD) used in a notebook computer or the like, and a thin and large screen can be easily manufactured.
[0021]
The above description relates to an indirect conversion type X-ray flat panel detector in which incident X-rays are converted into visible light by a phosphor or the like, and the converted light is converted into electric charges by a photoelectric conversion film of each pixel.
[0022]
In addition, there is a direct conversion type X-ray flat panel detector that directly converts X-rays input to pixels into electric charges. In this direct conversion type X-ray flat panel detector, since the material and the film thickness of the X-ray charge conversion film replacing the indirect conversion type photoelectric conversion film change, the bias applied to the X-ray (or light) charge conversion film The size and how to hang are different.
[0023]
In the case of the indirect conversion method, a negative bias of several volts is applied only to a photoelectric conversion film having a thickness of about 1 to 2 μm, and when light enters the photoelectric conversion film, each pixel is provided in parallel with the photoelectric conversion film. Charge is stored in Cst and the capacitance Csi of the photoelectric conversion film itself. In this case, the voltage applied to Cst is about several V of the bias applied to the photoelectric conversion film at the maximum.
In contrast, in the direct conversion method, an X-ray charge conversion film having a thickness of about 500 μm to 1 mm and Cst are connected in series, and a high bias voltage of several kV is applied thereto. When X-rays enter the X-ray charge conversion film, charges generated in the X-ray charge conversion film are accumulated in the pixel Cst. However, if the incident X-rays are excessive, the charge accumulated in Cst increases. To do. This leads to an increase in the leakage current of the TFT as a readout switch and deterioration of image quality due to the outflow of charges to peripheral pixels in the X-ray charge conversion film. Ultimately, the pixel voltage is the TFT or Cst. There is a risk that the voltage will be high enough to destroy the insulation. Therefore, in the direct conversion method, it is necessary to take measures so that an excessive voltage is not applied to Cst.
[0024]
In the conventional overvoltage protection technology of the direct conversion type X-ray flat panel detector, as in the conventional example (1) shown in FIGS. 15 and 16 (Denny L. Lee etc., SPIE, vol.2432, pp237, 1995), By further providing a dielectric layer (insulating layer) above the X-ray charge conversion film, three capacitors consisting of a capacitance by the dielectric layer: Cd, a capacitance by the X-ray charge conversion film: Cse, and a capacitance by the pixel electrode: Cst are provided. Arranged in series so that charges generated by the X-ray charge conversion film are divided and accumulated, thereby preventing image quality deterioration and TFT or Cst dielectric breakdown.
[0025]
Further, as in the prior art example (2) shown in Japanese Patent Application No. 8-161977, it is known that a TFT that acts as a clip diode is arranged as a protection element in each pixel.
[0026]
[Problems to be solved by the invention]
However, in the conventional example (1), since the metal layer divided for each pixel is not inserted between the X-ray charge conversion film: Cse and the dielectric layer: Cd, the Cd is reset after the image is captured once. It takes a long time, and there is a problem that X-ray fluoroscopy cannot be performed in real time on a moving subject.
[0027]
Also, in the conventional example (2), unlike the conventional example (1), since no capacitor is provided in series, it does not take time to reset, so a fluoroscopic mode for seeing through a moving subject in real time is possible. Become.
[0028]
However, since a TFT is used as a protective element, even if only one TFT is used, the ratio of the protective TFT area to the area per pixel is large. In some cases, a plurality of TFTs are required. As a result, the number of TFTs in a pixel increases, and a pixel electrode area ratio (hereinafter referred to as an aperture ratio) that becomes an effective area as a sensor with respect to a region area per pixel. There is a problem that it is not possible to secure the pixel capacity.
[0029]
In view of the above problems, the main object of the present invention is to improve the aperture ratio of each X-ray detection pixel, increase the X-ray detection sensitivity, and enable real-time X-ray moving image fluoroscopy with a fast reset time. An imaging device is provided.
[0030]
Another object of the present invention is to provide an X-ray imaging device that suppresses an increase in the number of manufacturing steps and suppresses an increase in manufacturing cost.
[0031]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present invention includes an X-ray charge conversion means for generating charges corresponding to incident X-rays, and a plurality of two-dimensionally arranged charges collected by the X-ray charge conversion means. A plurality of charge storage means for storing charges corresponding to the charges collected by the pixel electrodes, and corresponding to the charge storage means, A plurality of charge readout means for reading out the charges accumulated in the charge accumulation means; The charge storage means has an MIM structure and is configured to discharge the charge stored in the charge storage means to the outside when the voltage of the charge storage means exceeds a predetermined voltage. is there This is an X-ray imaging apparatus.
[0033]
The present invention also provides above An X-ray diagnostic apparatus having a gist including an X-ray imaging apparatus.
[0034]
[Action]
In a direct conversion type X-ray imaging device, a thin film is formed that discharges charges to the outside of the pixel when the pixel voltage rises to a predetermined voltage due to the charge converted from the X-ray to the charge and accumulated in the pixel. Thin film diode (hereinafter abbreviated as TFD) which is a two-terminal element exhibiting non-linear resistance characteristics, for example, MIM (Metal-Insulator-Metal) structure, MSI (Metal Semi-insulator) structure, BTB (Back-to-To) -Back, reverse series) structure, etc. can be used to form a protective diode with a smaller pixel occupancy than a conventional TFT protective diode, so that a larger aperture ratio and Cst can be secured than with a TFT. An X-ray imaging apparatus with high detection sensitivity and a high S / N ratio can be provided.
[0035]
Further, since the X-ray imaging apparatus can be formed with fewer process changes compared to the conventional a-Si TFT array manufacturing process, an increase in manufacturing cost and a decrease in yield can be suppressed.
[0036]
In addition, the TFD used in the X-ray imaging apparatus of the present invention has a non-linear resistance characteristic with one element and no polarity difference. For example, as a typical example, a TFD having an MIM structure is described below. It is represented by the equation (1) shown below.
[0037]
[Expression 1]

Here, I is a current, χ is a constant having a conductivity dimension, V is a voltage, β is a non-linear parameter, and R is a resistance value.
[0038]
This equation (1) is also called a Pool-Frenkel equation, and a high electric field induced in the insulating layer by a voltage applied between both electrodes of the MIM structure causes the depth of the donor in the solid bulk. It is described as the Pool-Frenkel effect that lowers the (Coulomb potential barrier), facilitates electron emission and increases electrical conductivity.
[0039]
Due to the presence of this metal oxide film, the MIM operates as a switching element that exhibits nonlinear electrical resistance characteristics as described above. The TFD of the MSI structure uses a semi-insulator such as a silicon nitride film in a nitrogen-deficient state instead of the metal oxide film of the MIM. Show properties.
[0040]
Further, the BTB (back-to-back) structure is composed of at least two rectifying diodes connected in series in the reverse direction, and one of the diodes is always reversed regardless of the polarity of voltage applied between the two terminals. It becomes polar and can operate as a switching element by utilizing the non-linear region of this reverse breakdown voltage.
[0041]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Next, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
FIG. 1 is an overall configuration diagram of an X-ray diagnostic apparatus to which a direct conversion type X-ray imaging apparatus according to the present invention is applied.
[0042]
As shown in FIG. 1, the X-ray diagnostic apparatus 101 is disposed at a position facing an X-ray tube 103 to which a high voltage is supplied from a high-voltage power supply (not shown) and the subject P across the subject P. X-ray imaging device 109, an A / D converter 113 that converts an analog image signal that is an output signal of the X-ray imaging device 109 into a digital image signal, an image processing device 115, and an image storage device such as an optical disk device 117, a D / A converter 119, and an image monitor device 121.
[0043]
Next, the operation of this X-ray diagnostic apparatus will be described. In FIG. 1, the subject P is disposed so as to be close to the X-ray imaging apparatus 109. A transmission X-ray image of the subject P by X-rays exposed from the X-ray tube 103 is directly converted into an image signal by an X-ray imaging device 109 in which X-ray charge conversion elements are arranged in a two-dimensional array. .
[0044]
The analog image signal output from the X-ray imaging device 109 is converted into a digital image signal by the A / D converter 113 and is taken into the image processing device 115. The image processing device 115 performs various image processing and stores an image that needs to be stored in the image storage device 117. The digital image signal output from the image processing device 115 is converted into an analog image signal by the D / A converter 119 and can be displayed on the screen of the image monitor device 121.
[0045]
Note that the X-ray imaging apparatus 109 constituting the X-ray diagnostic apparatus 101 described above may use any of the following embodiments of the X-ray imaging apparatus and modifications thereof. FIG. 2 is a plan view showing the first embodiment of the X-ray imaging apparatus according to the present invention. For example, only one pixel of the X-ray imaging apparatus having 2000 × 2000 pixels is enlarged and displayed. 3 is a cross-sectional view showing a cross section taken along the line AA 'in FIG.
[0046]
2 and 3, each pixel of the X-ray imaging apparatus is commonly used as an X-ray charge conversion film 47 that converts incident X-rays into charges, and a bias electrode that applies a high voltage to the X-ray charge conversion film 47. A pixel capacitor for collecting charges generated by the pixel electrode 7 and the pixel electrode 7 for collecting the charges generated by the electrode 49 and the X-ray charge conversion film 47 for each pixel and storing the charges collected by the pixel electrode 7 together with the pixel electrode 7 (hereinafter referred to as the pixel capacitor 7). , Cst), the auxiliary electrode 15 constituting the TFT 19, and the thin film MOS transistor TFT5, which is a charge reading means for reading out the charge of the pixel capacitor 19, the pixel capacitor 19 and the TFT 5 are protected from excessive voltage and image quality is improved. An improved MFD TFD (hereinafter simply referred to as MIM) 9, a signal line 11 that is a charge readout signal line from the TFT 5, and a gate line 13 that drives the TFT 5. And it is constituted by MIM bias line 17. Reference numeral 3 denotes a substrate.
[0047]
However, in FIG. 2 and FIG. 3, pixel scanning shift registers, multiplexers, preamplifiers, and the like arranged outside the pixels are omitted because they are the same as in the prior art.
[0048]
As shown in FIGS. 2 and 3, the gate 21 of the TFT 5 is connected to the gate line 13 common to the pixels arranged in the horizontal direction, and the drain 25 of the TFT 5 is connected to the signal line 11 common to the pixels arranged in the vertical direction. Each is connected, and the source 23 of the TFT 5 is connected to the pixel electrode 7.
[0049]
A pixel capacitor (Cst) 19 formed between the pixel electrode 7 and the auxiliary electrode 15 receives charges generated from the X-rays incident on the X-ray charge conversion film 47 between the pixel electrode 7 and the common electrode 49. This is the capacity to store.
[0050]
The MIM 9 is connected between the pixel electrode 7 and the MIM bias line 17, and excessive charge is accumulated in the pixel capacitor (Cst) 19, increasing the leakage current of the TFT 5 serving as a read switch, and X-ray charge conversion. It is intended to prevent degradation of image quality caused by the outflow of electric charges to peripheral pixels in the film, and finally dielectric breakdown of the TFT 5 and Cst 19 caused by an abnormally high pixel voltage.
[0051]
For this reason, the voltage due to the charge accumulated in the pixel capacitor (Cst) 19, that is, the voltage applied to the MIM 9 is a certain voltage that does not cause deterioration of the image quality, or the TFT 5 or Cst 19 does not cause dielectric breakdown. When such a certain voltage is reached, the charge from the MIM 9 as the protective diode flows out of the pixel.
[0052]
The charge outflow path at this time is the MIM bias line 17, and the voltage at which the charge outflow starts from the MIM 9 is changed by setting the potential of the MIM bias line 17. The charges accumulated in the pixel scan the gate line 13 to turn on the respective TFTs 5 connected to the gate line 13 and flow the charge accumulated in the pixel to the signal line 11. The discharged electric charge is transferred to an amplifier (not shown).
[0053]
Next, the configuration of the first embodiment will be described with reference to the cross-sectional view of FIG.
First, on the substrate 3 such as glass, the metal 51 includes a TFT gate 21, a gate line 13 (not shown), a gate signal extraction pad 10 (not shown), an auxiliary electrode 15, an MIM lower electrode 29, and an MIM bias line (not shown). 17 is formed. Here, the oxide film 33 of the metal 51 by anodic oxidation exists at least on the surface of the MIM lower electrode 29. On the upper layer, SiO2 35 is formed. However, the SiO2 35 is removed from the lead pad part 10, the contact part of the voltage supply line 37, and the MIM9 part.
[0054]
A pixel electrode 7 (metal 51) for Cst19 is formed in the pixel excluding TFT5 and MIM9, and for TFT5, a-Si39, etching stopper SiNx41, and n + a-Si43 are formed on the upper layer of SiO2. A source 23 and a drain 25 as electrodes are formed of another metal 53 thereon. The metal 53 also forms the signal line 11, the lead pad 27 (not shown in FIG. 3), the voltage supply line 37 (not shown in FIG. 3), the MIM upper electrode 31, and the like. Further, the pixel electrode 7 may be formed at the same time.
[0055]
However, in this case, the electrode on the pixel electrode side of the TFT (hereinafter referred to as the source 23), the MIM upper electrode 31, and the pixel electrode 7 are integrated. On the upper layer, a protective film 45, an X-ray charge conversion film 47, and a common electrode 49 made of metal 55 are sequentially formed. With these configurations, a direct conversion type X-ray imaging apparatus is formed.
[0056]
In the first embodiment, as shown in the circuit diagram of FIG. 4A, the lower electrode 29 of the MIM and the bias line 17 are formed independently. However, a part of the auxiliary electrode 15 is used as the lower electrode 29 of the MIM. Thus, the potential may be shared with the auxiliary electrode 15. At this time, the area of the pixel electrode 7 can be enlarged as the bias line 17 and the like are eliminated. Also at this time, the pixel electrode 7 may be formed simultaneously with the signal line 11, the extraction pad 27 for the signal line 11, the voltage supply line 37, and the MIM upper electrode 31. FIG. 4B shows a circuit configuration in which the bias line 17 is deleted by modifying the first embodiment. Moreover, the top view of this modification and sectional drawing which shows the BB 'cross section are shown in FIG.5 and FIG.6.
[0057]
In the first embodiment and its modifications, examples of the metal 51 include Ti, Cr, Ta, Mo, MoW, MoTa, Al, and tin-doped indium oxide (Indium Tin Oxide; hereinafter abbreviated as ITO). And the laminated structure of these metals becomes a candidate.
[0058]
Further, as another metal 53, for example, Ti, Cr, Ta, Mo, MoW, MoTa, Al, ITO, etc., and a laminated structure of these metals are candidates.
[0059]
Further, as the metal 55 forming the common electrode 49, for example, Ti, Cr, Ta, Mo, MoW, MoTa, Al, ITO, and the like, and a laminated structure of these metals are candidates.
As the protective film 45, SiNx, SiO2, polyimide, or the like is known. As the X-ray charge conversion film 47, a-Se (amorphous selenium) is known.
[0060]
In addition, as the TFT 5 type, an inverted stagger type inner etching stopper type is given as an example, but this may be a reverse stagger type back channel cut type or a forward stagger type. .
[0061]
Further, in the Si for forming the TFT 5, a-Si (amorphous silicon) is used here, but poly-Si (polysilicon) may be used. As described above, in the direct conversion type X-ray imaging apparatus which is one of the X-ray imaging apparatuses of the X-ray diagnostic apparatus, the image quality is deteriorated due to the high voltage of the pixels, and the dielectric breakdown of TFT and Cst is taken as a countermeasure. Since the MFD TFD is incorporated in the protective diode, it can be formed with a small area with respect to the pixel and without changing the TFT array process.
[0062]
Next, the second embodiment will be described.
FIG. 7 is a plan view showing a second embodiment of the X-ray imaging apparatus according to the present invention. For example, only one pixel of the X-ray imaging apparatus having 2000 × 2000 pixels is enlarged and displayed. 8 is a cross-sectional view showing a cross section taken along the line CC ′ in FIG. The example shown in the second embodiment is functionally similar to the first embodiment, but uses the oxide film 33 of metal 51 instead of SiO2 35 as the insulating film of Cst19. As a result, for example, when the metal 51 is Ta, the dielectric constant of the oxide film is about seven times that of SiO2 35, so that the capacity of the pixel can be gained. Therefore, even if the pixel size is reduced, a sufficient capacity of Cst19 can be secured.
[0063]
Next, the configuration will be described with reference to FIG. 8 showing a cross section of the second embodiment.
First, the metal 51 forms the gate 21 of the TFT, the gate line 13, the gate signal extraction pad 10 (not shown), the auxiliary electrode 15, the MIM lower electrode 29, and the MIM bias line 17 on the substrate. Here, the oxide film 33 of the metal 51 by anodic oxidation exists at least on the surfaces of the MIM lower electrode 29 and the auxiliary electrode 15. On the upper layer, SiO2 35 is formed. However, the SiO2 35 is removed from the contact portion of the signal extraction pad 27 (not shown in FIG. 8), the contact portion of the voltage supply line 37 (not shown in FIG. 8), the MIM 9, and the auxiliary electrode 15. Yes.
[0064]
Cst19 uses an oxide film 33 of metal 51 as an insulating film. A pixel electrode 7 (metal 51) for Cst19 is formed in the pixel excluding TFT5 and MIM9. For TFT5, a-Si39, etching stopper SiNx41, and n + a-Si43 are formed on the upper layer of SiO2. A source 23 and a drain 25 as electrodes are formed of another metal 53 thereon. The metal 53 also forms the signal line 11, the lead pad 27 (omitted in FIG. 8), the voltage supply line 37 (omitted in FIG. 8), the MIM upper electrode 31, and the like.
[0065]
Further, the pixel electrode 7 may also be formed. In this case, however, the source 23 of the TFT 5, the MIM upper electrode 31, and the pixel electrode 7 are integrated. In the upper layer, a protective film 45, an X-ray charge conversion film 47, and a common electrode 49 made of metal 55 are formed. With these configurations, an X-ray imaging apparatus of the X-ray diagnostic apparatus is formed.
[0066]
As the metal 51, for example, Ti, Cr, Ta, Mo, MoW, MoTa, Al, ITO, and the like, and a laminated structure of these metals are candidates.
As another metal 53, for example, Ti, Cr, Ta, Mo, MoW, MoTa, Al, ITO and the like, and a laminated structure of these metals are candidates.
[0067]
As the metal 55 forming the common electrode 49, for example, Ti, Cr, Ta, Mo, MoW, MoTa, Al, ITO, and the like, and a laminated structure of these metals are candidates.
As the protective film 45, SiNx, SiO2, polyimide, or the like is known. As the X-ray charge conversion film 47, a-Se is known.
[0068]
In addition, as the TFT 5 type, an inverted stagger type inner etching stopper type is given as an example, but this may be a reverse stagger type back channel cut type or a forward stagger type. .
[0069]
Further, in the Si for forming the TFT 5, a-Si (amorphous silicon) is used here, but poly-Si (polysilicon) may be used.
[0070]
As described above, in the direct conversion type X-ray imaging apparatus which is one of the X-ray imaging apparatuses of the X-ray diagnostic apparatus, the image quality is deteriorated due to the high voltage of the pixels, and the dielectric breakdown of TFT and Cst is taken as a countermeasure. Incorporating MFD TFD for the protection diode, it can be formed in a small area with respect to the pixel and without changing the TFT array process so much, and the pixel capacitance is formed with a metal oxide film as an insulating film. In addition, it is possible to secure Cst for a high dynamic range required for photographing and the like. Further, since the capacity increases, the capacity can be secured even if the pixels are reduced.
[0071]
Next, the third embodiment will be described.
FIG. 9 is a plan view showing a third embodiment of the X-ray imaging apparatus according to the present invention. For example, only one pixel of the X-ray imaging apparatus having 2000 × 2000 pixels is enlarged and displayed. 10 is a cross-sectional view showing a cross section taken along the line DD ′ in FIG.
[0072]
The example shown in FIG. 9 is functionally the same as the examples of FIGS. 2 and 7, but is characterized in that the capacitance possessed by the MIM is used as the pixel capacitance Cst19. Thereby, compared with FIG. 7, the aperture ratio of the pixel and the capacitance Cst19 can be earned as much as the bias line 17 is eliminated. Similarly to FIG. 7, since the insulating film of Cst19 is not the SiO2 35 but the oxide film 33 of the metal 51, for example, when the metal 51 is Ta, the dielectric constant of the oxide film is SiO2 35. Therefore, the pixel capacity can be increased. Therefore, Cst19 can be sufficiently secured even if the pixel size is reduced.
[0073]
Next, the configuration will be described with reference to FIG. 10 showing a cross section of the third embodiment.
First, the metal 51 forms the TFT gate 21, the gate line 13, the lead pad 10, the MIM lower electrode 29 and auxiliary electrode 15, and the MIM bias line 17 on the substrate. Here, at least on the surface of the MIM lower electrode 29 / auxiliary electrode 15, there is an oxide film 33 of the metal 51 by anodic oxidation. On the upper layer, SiO2 35 is formed. However, the SiO2 35 is removed from the contact portion of the lead pad 27 and the voltage supply line 37 (not shown in FIG. 10) and the MIM9 / Cst19 portion.
[0074]
That is, in this embodiment, since a part of the MIM 9 also serves as Cst19, the Cst19 uses the oxide film 33 of the metal 51 as an insulating film. A pixel electrode 7 (metal 51) for Cst19 is formed in the pixel excluding the TFT5. For the TFT5, a-Si39, SiNx41 for etching stopper, and n + a-Si43 are formed on the upper layer of the SiO2 35. A source 23 and a drain 25, which are electrodes, are formed of another metal 53 thereon. The metal 53 also forms the signal line 11, the drawing pad 27, and the voltage supply line 37. Also, the MIM upper electrode 31 and the pixel electrode 7 may be formed.
[0075]
However, in that case, the source 23 of the TFT 5 and the MIM upper electrode 31 and the pixel electrode 7 are integrated. A protective film 45, an X-ray charge conversion film 47, and a common electrode 49 made of metal 55 are formed on the upper layer. With these configurations, an X-ray imaging apparatus of the X-ray diagnostic apparatus is formed.
[0076]
As the metal 51, for example, Ti, Cr, Ta, Mo, MoW, MoTa, Al, ITO, and the like, and a laminated structure of these metals are candidates.
As another metal 53, for example, Ti, Cr, Ta, Mo, MoW, MoTa, Al, ITO and the like, and a laminated structure of these metals are candidates.
[0077]
As the metal 55 forming the common electrode 49, for example, Ti, Cr, Ta, Mo, MoW, MoTa, Al, ITO, and the like, and a laminated structure of these metals are candidates.
As the protective film, SiNx, SiO2, polyimide and the like are known. As the X-ray charge conversion film 47, a-Se is known.
[0078]
In addition, as the TFT 5 type, an inverted stagger type inner etching stopper type is given as an example, but this may be a reverse stagger type back channel cut type or a forward stagger type. .
[0079]
Further, in the Si for forming the TFT 5, a-Si (amorphous silicon) is used here, but poly-Si (polysilicon) may be used.
[0080]
As described above, in the direct conversion type X-ray imaging apparatus which is one of the X-ray imaging apparatuses of the X-ray diagnostic apparatus, the image quality is deteriorated due to the high voltage of the pixels, and the dielectric breakdown of TFT and Cst is taken as a countermeasure. Incorporating MFD TFD for the protection diode, it can be formed in a small area with respect to the pixel and without changing the TFT array process so much, and the pixel capacitance is formed with a metal oxide film as an insulating film. In addition, it is possible to secure Cst for a high dynamic range required for photographing and the like. Further, since the capacity increases, the capacity can be secured even if the pixels are reduced.
[0081]
FIG. 11 is a plan view showing an example using an MSI structure TFD which is the fourth embodiment of the X-ray imaging apparatus according to the present invention. For example, one pixel of the X-ray imaging apparatus having 2000 × 2000 pixels is shown. Is an enlarged display only. 12 is a cross-sectional view showing a cross section taken along the line EE ′ in FIG.
[0082]
11 and 12, each pixel of the X-ray imaging apparatus is commonly used as an X-ray charge conversion film 47 that converts incident X-rays into charges, and a bias electrode that applies a high voltage to the X-ray charge conversion film 47. A pixel capacitor (Cst) that accumulates charges collected by the pixel electrode 7 formed so as to sandwich the SiO2 film 35 together with the pixel electrode 7 and the pixel electrode 7 that collect the charge generated in the electrode 49 and the X-ray charge conversion film 47 for each pixel. ) The auxiliary electrode 15 constituting the TFT 19, the TFT 5 which is a thin film MOS transistor which is a charge readout means for reading out the charge of the pixel capacitor 19, the pixel capacitor 19 and the TFT 5 are protected from excessive voltage, and the MSI structure TFD ( (Hereinafter abbreviated as MSI) 61, signal line 11 that is a charge readout signal line from TFT 5, gate line 13 that drives TFT 5, and MSI bipolar And it includes a scan line 65. Reference numeral 3 denotes a substrate.
[0083]
However, in FIG. 11 and FIG. 12, the pixel scanning shift register, multiplexer, preamplifier, and the like arranged outside the pixel are omitted because they are the same as those in the prior art.
[0084]
As shown in FIG. 11, the gate 21 and the drain 25 of the TFT 5 are connected to the gate line 13 common to the pixels arranged in the horizontal direction and the signal line 11 common to the pixels arranged in the vertical direction, respectively. The source of is connected to the pixel electrode 7.
[0085]
A pixel capacitor (Cst) 19 formed between the pixel electrode 7 and the auxiliary electrode 15 receives charges generated from the X-rays incident on the X-ray charge conversion film 47 between the pixel electrode 7 and the common electrode 49. This is the capacity to store.
[0086]
The MSI 61 is connected between the pixel electrode 7 and the MSI bias line 65, and excessive charge is accumulated in the pixel capacitor (Cst) 19, increasing the leakage current of the TFT 5 serving as a readout switch, and converting the X-ray charge. It is intended to prevent the degradation of image quality caused by the outflow of electric charges to peripheral pixels in the film, and finally the dielectric breakdown of TFT 5 and Cst 19 caused by the abnormally high pixel voltage. Since this is the same as the MIM described in the first embodiment, detailed description of the operation is omitted.
[0087]
Next, the configuration of the fourth embodiment will be described with reference to the cross-sectional view of FIG.
First, on a substrate 3 such as glass, a metal 51 forms a gate 21 of a TFT, a gate line 13 (not shown), a gate signal lead pad 10 (not shown), and an auxiliary electrode 15. On the upper layer, SiO2 35 is formed. However, SiO2 35 is removed from the contact portion of the lead pad 10 and the voltage supply line 37 (not shown).
[0088]
A pixel electrode 7 (metal 51) for Cst19 is formed in the pixel excluding the TFT 5, and a part of the pixel electrode 7 forms a lower electrode of the MSI. Then, on the lower electrode of the MSI, for example, a SiNx 63 which is a silicon deficient silicon nitride film is formed by a CVD method or the like, and an MSI upper electrode 67 and an MSI bias line 65 are formed thereon.
[0089]
As for the TFT 5, a-Si 39, SiNx 41 for etching stopper, and n + a-Si 43 are formed on the upper layer of the SiO 2 35, and the source 23 and the drain 25 as electrodes are formed of another metal 53 thereon. Yes. The metal 53 also forms the signal line 11, the lead pad 27 (omitted in FIG. 12), the voltage supply line 37 (omitted in FIG. 12), the MSI upper electrode 67, the MSI bias line 65, and the like. ing. Note that SiNx63, which is a silicon nitride film of MSI61, and SiNx41 for an etching stopper of TFT5 may be formed at the same time.
[0090]
On the upper layer where these elements are formed, a protective film 45, an X-ray charge conversion film 47, and a common electrode 49 made of metal 55 are sequentially formed. With these configurations, a direct conversion type X-ray imaging apparatus is formed.
[0091]
While the MIM of the first to third embodiments has a metal-insulator-metal structure, the MSI in the fourth embodiment uses nitrogen instead of an insulator such as a tantalum oxide film. Since deficient silicon nitride is used, there is a possibility that a steep voltage-current characteristic and a large on-current density can be obtained.
[0092]
As a fifth embodiment, for example, when an a-Si film is formed on an n + a-Si film and two Pt terminals are provided separately on the a-Si film, both terminals are provided. In between, Schottky diodes connected in series opposite to each other are formed. This structure is called a thin film diode having a BTB structure, and can be used in place of a TFD having an MIM structure or a TFD having an MSI structure.
[0093]
Although preferred embodiments have been described above, they are not intended to limit the present invention. For example, various modifications can be considered for the MIM structure, MSI structure, and BTB structure, and the insulators and semi-insulators used for these can be used in addition to the materials used in the embodiments. There is something.
[0094]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, charges accumulated by converting from incident X-rays are converted into charge accumulating means. In steps In this case, thin film diodes, which are two-terminal elements with nonlinear resistance characteristics, formed by thin films, especially thin film diodes with MIM structure, prevent deterioration of image quality due to high voltage of pixels, and breakdown of TFTs and Csts By performing protection as a countermeasure, it is possible to increase the area ratio of the X-ray charge conversion film that is effective with respect to the area per pixel, and to form an X-ray imaging apparatus without significantly changing the manufacturing process. There is an effect that can be done.
[0095]
In addition, according to the present invention, a thin film diode having an MIM structure is formed for the purpose of preventing deterioration of image quality due to high voltage of a pixel and protecting as a countermeasure against dielectric breakdown of TFTs and Csts. There is an effect that a pixel capacitance larger than the capacitance of the insulating film can be formed.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram of an X-ray diagnostic apparatus to which an X-ray imaging apparatus according to the present invention is applied.
FIG. 2 is a plan view showing an X-ray imaging apparatus using a TFD having an MIM structure according to the first embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a cross-sectional view taken along the line AA ′ of FIG.
FIG. 4 is a circuit diagram showing a first embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a plan view showing a modification of the X-ray imaging apparatus using the MFD TFD according to the first embodiment of the present invention.
6 is a cross-sectional view taken along line BB ′ of FIG.
FIG. 7 is a plan view showing an X-ray imaging apparatus using a TFD having an MIM structure according to a second embodiment of the present invention.
8 is a cross-sectional view taken along the line CC ′ of FIG.
FIG. 9 is a plan view showing an X-ray imaging apparatus using a TFD having an MIM structure according to a third embodiment of the present invention.
10 is a cross-sectional view taken along the line DD ′ of FIG.
FIG. 11 is a plan view showing an X-ray imaging apparatus using an MSI structure TFD according to a fourth embodiment of the present invention.
12 is a cross-sectional view taken along the line EE ′ of FIG.
FIG. 13 is a configuration diagram of an X-ray diagnostic apparatus using a conventional X-ray flat panel detector.
FIG. 14 is a configuration diagram showing a conventional example of an X-ray imaging apparatus using an a-Si TFT.
FIG. 15 is a schematic cross-sectional view of a conventional example (1).
FIG. 16 is a circuit diagram of a conventional example (1).
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... X-ray imaging device, 3 ... Board | substrate, 5 ... TFT, 7 ... Pixel electrode, 9 ... MIM (thin film diode of MIM structure), 11 ... Signal read-out line (signal line), 13 ... Gate line (scanning line), DESCRIPTION OF SYMBOLS 15 ... Auxiliary electrode, 17 ... MIM bias line, 19 ... Pixel capacity (Cst), 21 ... TFT gate, 23 ... TFT source, 25 ... TFT drain, 27 ... Lead wire pad, 29 ... MIM lower electrode 31 ... MIM upper electrode, 33 ... Metal oxide film, 35 ... SiO2, 37 ... Voltage supply line, 39 ... a-Si, 41 ... SiNx (etching stopper), 43 ... n + a-Si, 45 ... Protection Membrane, 47 ... X-ray charge conversion membrane, 49 ... Common electrode, 101 ... X-ray diagnostic apparatus, P ... Subject, 103 ... X-ray tube, 109 ... X-ray imaging apparatus, 113 ... A / D converter, 115 ... Image processing device, 117 ... Image Storage device, 119 ... D / A converter, 121 ... image monitor device.

Claims

X-ray charge conversion means for generating a charge corresponding to the incident X-ray;
A plurality of pixel electrodes arranged in a two-dimensional manner and collecting charges generated by the X-ray charge conversion means;
A plurality of charge storage means provided corresponding to the pixel electrodes, respectively, for storing charges according to the charges collected by the pixel electrodes;
A plurality of charge reading means provided corresponding to the charge storage means for reading out the charges accumulated in the charge storage means;
The charge storage means has an MIM structure and is configured to discharge the charge stored in the charge storage means to the outside when the voltage of the charge storage means exceeds a predetermined voltage. A featured X-ray imaging apparatus.

The charge storage means, X-rays imaging apparatus according to claim 1, characterized in that the MIM structure using the tantalum oxide as the insulating layer.

X-ray diagnostic apparatus characterized by comprising an X-ray imaging apparatus according to any one of claims 1 to 2.