WO2001088567A1 - Detecteur de rayonnement et procede de production associe - Google Patents

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WO2001088567A1
WO2001088567A1 PCT/JP2001/004137 JP0104137W WO0188567A1 WO 2001088567 A1 WO2001088567 A1 WO 2001088567A1 JP 0104137 W JP0104137 W JP 0104137W WO 0188567 A1 WO0188567 A1 WO 0188567A1
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solid
state imaging
imaging device
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radiation detector
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PCT/JP2001/004137
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Inventor
Takuya Homme
Kazuhisa Miyaguchi
Toshio Takabayashi
Original Assignee
Hamamatsu Photonics K.K.
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Publication date
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Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
    • G01T1/20188—Auxiliary details, e.g. casings or cooling
    • G01T1/20189—Damping or insulation against damage, e.g. caused by heat or pressure

Definitions

  • the present invention relates to a radiation detector used for capturing a radiation image and a method of manufacturing the same, and more particularly, to a small-sized radiation detector for dental use or the like used by being inserted into an oral cavity and a method of manufacturing the same.
  • an X-ray image sensor using a CCD instead of an X-ray photosensitive film has been widely used.
  • a two-dimensional image data due to radiation is acquired as an electric signal using a radiation detecting element having a plurality of pixels, and this signal is processed by a processing device, and is then displayed on a monitor. it's shown.
  • a radiation detector disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 10-282243 is known as a radiation detector to be used by inserting it into the oral cavity for dental use or the like.
  • This radiation detector has a FOP (fiber optic plate) with a scintillator attached on the light receiving surface of the CCD. The incident radiation is converted to light by the scintillator and the FOP converts it into light. It is a mechanism to detect by guiding.
  • the light-receiving part is formed at a short distance from the light-receiving surface, it is difficult to form a uniform scintillation over the entire light-receiving part, and the output and resolution at the end parts deteriorate, resulting in a large screen. Was difficult.
  • an object of the present invention is to provide a radiation detector that is easy to manufacture and a method of manufacturing the radiation detector, which achieves both a reduction in size and thickness and an increase in the imaging area.
  • a radiation detector provides: (1) a solid-state imaging device including: a light-receiving unit in which a plurality of photoelectric conversion elements are arranged; and an electrode pad electrically connected to the photoelectric conversion elements. (2) a scintillator formed on the light receiving surface of the solid-state imaging device; and (3) a mounting surface on which the solid-state imaging device is mounted, and a mounting surface adjacent to the mounting surface. And a base having a positioning portion projecting upward and positioning the solid-state imaging device on the side wall thereof, wherein the light-receiving surface of the solid-state imaging device projects from the upper surface to the light incident side. It is characterized by being formed.
  • a method of manufacturing a radiation detector provides: (1) a solid-state imaging device including: a light-receiving unit on which a plurality of photoelectric conversion elements are arranged; and an electrode pad electrically connected to the photoelectric conversion elements. And a base having a positioning portion protruding above the mounting surface adjacent to the mounting surface, and (2) using the side wall of the positioning portion to make the light receiving surface of the solid-state imaging device Mounting and fixing the solid-state imaging device on the mounting surface of the base so as to protrude from the upper surface of the positioning portion of the base, and (3) forming a scintillation pattern on the light receiving surface of the solid-state imaging device. It is characterized by having.
  • the radiation detector according to the present invention accurately positions and fixes the solid-state imaging device on the mounting surface of the base by using the positioning portion provided on the base. After the solid-state imaging device is positioned and fixed in this way, a scintillation image is formed on the surface of the light receiving section of the solid-state imaging device by vapor deposition or the like.
  • the surface of the light receiving part is arranged so as to protrude most toward the light incident side, there are no protrusions that hinder the light receiving part during the formation of the scintillation, and the entire surface of the light receiving part is uniformly formed with the scintillation It is possible to Therefore, it is possible to increase the area of the effective light receiving section while securing the resolution.
  • the thin siding is facilitated because F ⁇ P is not used.
  • the base has electrodes for external connection and electrodes for external connection provided on the top surface of the positioning part. It is preferable that the semiconductor device further includes an electrode pad electrically connected to the electrode pad, and further includes a wiring interconnecting the electrode pad of the solid-state imaging device and the electrode pad of the base. This makes it easy to route the connection line to the outside.
  • FIG. 1 is a perspective view showing an embodiment of the radiation detector according to the present invention
  • FIG. 2 is a partially enlarged view thereof
  • FIG. 3 is a side view.
  • FIG. 4 is a perspective view of a base used in the apparatus of FIG.
  • FIG. 5 to 7 are side views or perspective views for explaining a manufacturing process of the device in FIG. 8 and 9 are cross-sectional views of a deposition substrate holder used in the manufacturing process of the apparatus of FIG.
  • 10 to 15 are side views or perspective views for explaining the continuation of the manufacturing process of the device shown in FIG.
  • FIGS. 16A and 16B are enlarged cross-sectional views of a wiring portion in FIG. 14 for two embodiments.
  • FIG. 17 is a perspective view of another embodiment of the radiation detector according to the present invention before formation of the scintillation layer
  • FIG. 18 is a side view thereof.
  • FIG. 19 is a perspective view of still another embodiment of the radiation detector according to the present invention before formation of the scintillating layer
  • FIG. 20 is a side view thereof.
  • FIG. 21 is a perspective view of still another embodiment of the radiation detector according to the present invention before the formation of the scintillating layer
  • FIG. 22 is a side view thereof. .
  • FIG. 1 is a perspective view showing an embodiment of the radiation detector according to the present invention
  • FIG. 2 is an enlarged view thereof
  • FIG. 3 is a sectional view thereof.
  • the radiation detector 100 of this embodiment is one in which a solid-state imaging device 2 is mounted on a ceramic base 1.
  • the base 1 has a concave portion 10 in the center of the surface where the solid-state imaging device 2 is placed and accommodated, and convex portions 14 to 16 are provided on three sides surrounding the concave portion 10 respectively. ing.
  • a plurality of electrode pads 11 are arranged on the top surface 15 a of the convex portion 15 along the boundary with the concave portion 10. These electrode pads 11 are electrically connected to electrode terminals 12 for external connection arranged on the back surface of the base 1 and wiring 13 penetrating the base 1.
  • the protruding height of each convex portion 14 to 16 (distance from the bottom surface 10a of the concave portion 10 to the top surface 14a to 16a of each convex portion 14 to 16) Is set lower than the thickness of the solid-state imaging device 2 described later.
  • the solid-state imaging device 2 includes a CCD image sensor, and the photoelectric conversion devices 21 are arranged to form a light receiving unit. Each photoelectric conversion element 21 is electrically connected to a corresponding one of the electrode pads 22 arranged on one side of the solid-state imaging element 2 by a signal line (not shown).
  • the solid-state imaging device 2 is mounted on the base 1 such that the corresponding electrode pads 11 and 22 are close to each other, and the corresponding electrode pads 11 and 22 are electrically connected to each other by the wiring 4. Have been. Since the heights of the projections 14 to 16 of the base 1 are set as described above, the entrance surface 2a of the solid-state imaging device 2 is the top surface 1 of each projection 14 to 16. It is arranged at a position higher than 4a to 16a.
  • a scintillator 3 having a columnar structure for converting incident radiation into light in a wavelength band in which the photoelectric conversion element 21 has sensitivity is formed.
  • Various materials can be used for the scintillator 3, but T1 doped Csl or the like having good luminous efficiency is preferable.
  • a protective film 5 covering the surfaces of the solid-state imaging device 2 and the base 1 is formed.
  • the protective film 5 is transparent to X-rays and blocks water vapor.
  • the first organic film 51, the metal thin film 52, and the second electrically insulating film 51 are electrically insulated from the base 1 side.
  • Organic film 5 3 It is composed of layers.
  • the first organic film 51 and the second organic film 53 are made of polyparaxylylene resin (manufactured by Sri-Bond Co., Ltd., trade name: Parylene), in particular, polyparachloroxylylene (produced by the company, trade name: No ⁇ ) It is preferred to use rylene C).
  • Norylene coating film has extremely low water vapor and gas permeability, high water repellency, high chemical resistance, excellent electrical insulation even in thin films, and is transparent to radiation and visible light. It has excellent features suitable for the organic films 51 and 53.
  • the metal thin film 52 a metal thin film of gold, silver, aluminum or the like can be used as the metal thin film 52. This metal thin film 52 serves as a mirror that increases the detection sensitivity of the detector by reflecting the light emitted toward the radiation incident surface side, not the solid-state image sensor 2 side, of the light emitted in 3 Fulfill.
  • a protective resin layer 6 is formed so as to further cover and enclose the electrode pads 11, 22 and the protective film 5 in the wiring 4.
  • a resin having good adhesion to the protective film 5 for example, an acryl-based adhesive, WORLD ROCK No.801-SET2 (70,000 cP), which is manufactured by Kyoritsu Chemical Industry Co., Ltd., is used. Is preferred.
  • a base 1 as shown in FIG. 4 is prepared.
  • the base 1 has the electrode terminals 12 for external connection on the back side and the electrode pads 11 on the front side, and the projections 14 to 16 are arranged along three sides on the front side.
  • the recess 10 is formed in a portion sandwiched between them.
  • the electrode pad 22 of the solid-state imaging device 2 is placed in the recess 10 so that the electrode pad 1
  • the light-receiving surface of the photoelectric conversion element 21 is placed with the light-receiving surface facing up to the first side and fixed as shown in FIG. At this time, the fixing work is facilitated by positioning the solid-state imaging device 2 using the projections 14 to 16. At this time, the incident surface 2a of the solid-state imaging device 2 is arranged at a position higher than the top surfaces 14a to 16a of the projections 14 to 16. Then, the electrode pad 11 and the electrode pad 22 are electrically connected with the wiring 4 by wire bonding (see FIGS. 6 and 7). Next, the base 1 on which the solid-state imaging device 2 is mounted is set on the deposition substrate holder 200 in this manner. 8 and 9 are cross-sectional views after the set. At this time, as shown in FIG.
  • the base 1 holds the opposite projections 14 and 16 by the vapor deposition substrate holder—200 d of 200 d so that the accommodation section 200 c Housed and supported within.
  • the incident surface 2a of the solid-state imaging device 2 is near the deposition side surface 200a of the deposition substrate holder 200, preferably the deposition side surface 200a.
  • the electrode pads 11 and 22 and the wiring 4 are covered by a cover part 2000a provided on the projection 15 side of the vapor deposition substrate holder 200.
  • the evaporation substrate holder 200 was set in the evaporation apparatus, and Csl having T1 dropped on the light-receiving portion of the incident surface 2a of the solid-state imaging device 2 by vacuum evaporation was deposited to a thickness of about 200 mm. It grows as columnar crystals of 111 to form three layers of scintillation (see Figs. 10 and 11).
  • a portion projecting from the incident surface 2a toward the deposition chamber 201 is a part of the cover. Since it does not exist except for a, it is possible to form three layers of scintillator having a substantially uniform thickness up to the peripheral part except for the part 200 a of the cover, that is, the electrode pad 22 side.
  • Csl is highly hygroscopic, and if left exposed, absorbs water vapor in the air and dissolves it.
  • the CVD (chemical vapor deposition) method Then, the entire base 1 with the solid-state imaging device 2 on which the scintillation light 3 is formed is wrapped with a parylene having a thickness of 10 / m to form a first organic film 51.
  • coating is performed by vapor deposition in a vacuum in the same way as vacuum deposition of metal.
  • the diparaxylylene monomer as the raw material is thermally decomposed and the product is quenched in an organic solvent such as toluene or benzene.
  • a process to obtain diparaxylylene called dimer, and pyrolysis of this dimer to produce stable radical paraxylylene gas And a process of adsorbing and polymerizing the generated gas on the material to polymerize and form a polyparaxylylene film having a molecular weight of about 500,000.
  • the first organic film 51 is formed not only on the surfaces of the electrode pads 11 and 22 but also around the wiring 4 connecting them, and covers the wiring 4. As a result, the bonding strength and mechanical strength of the wiring 4 are increased, so that the wiring 4 can be easily handled in the subsequent steps.
  • this parylene coating a precise thin film coating having a uniform thickness can be formed on the surface of the three-layered scintillating layer.
  • the parylene is formed by CVD at a lower vacuum than at the time of metal deposition and can be performed at room temperature, processing is easy.
  • a metal thin film 52 is formed by stacking an A1 film having a thickness of 0.15 im on the incident surface side of the first organic film 51 by a vapor deposition method.
  • an appropriate mask (not shown) is arranged in front of the three layers of scintillation, and the first organic film 51 directly above the three layers of scintillation is arranged. It is desirable to form the metal thin film 52 only on the top. However, even when a mask is arranged, a small amount of metal vapor may wrap around the mask during deposition.
  • the metal thin film 52 is formed of the wiring 4 and the electrode pads 11 and 22. Since it is not formed directly on the wiring, a short circuit between the wiring 4 and the electrode pads 11 and 22 due to the metal thin film 52 can be effectively prevented.
  • the metal thin film 52 is formed up to the wiring 4 and the electrode pads 11 and 22, but the wiring 4 and the electrode pad are not formed. Since 1 1 and 2 2 are covered with the first organic film 51, short circuit is prevented. I have. Further, by forming the metal thin film 52 in a wide area covering the wiring 4 and the electrode pads 11 and 22 via the first organic film 51, the moisture resistance can be further improved. Then, the second organic film 53 is formed by coating the entire surface of the substrate with a thickness of 10 ⁇ m again by the CVD method (see FIG. 14). The second organic film 53 is for preventing contamination, peeling, and deterioration due to oxidation due to handling or the like of the metal thin film 52. Thus, the protective film 5 formed by laminating the first organic film 51, the metal thin film 52, and the second organic film 53 is formed.
  • the metal thin film 52 When the metal thin film 52 is also formed on the wiring 4 and the electrode pads 11 and 22 via the first organic film 51, the metal thin film 52 and the second organic film 53 become electrode pads 11 and 2 It is formed not only on the surface of 2 but also on the periphery of the wiring 4 connecting both, and the wiring 4 is triple-coated with the first organic film 51, so that the wiring 4 Mechanical strength and bonding strength can be increased.
  • the metal thin film 52 is formed using the mask as described above, the first organic film 51 and the second organic film 53 are formed around the wiring 4 and on the electrode pads 11 and 22. Is formed.
  • a protective resin layer 6 is formed by applying a resin on the protective film 5 of the electrode pads 11 and 12 so as to surround the wiring covered with the protective film 5 and curing the resin.
  • the wiring 4 protrudes on the protective film 5 covering the electrode pads 1 1 and 1 2, and when the metal thin film 52 is formed up to the wiring 4, the organic film 5 1, 5 3 and the metal thin film 5 It is covered three times by a protective film 5 composed of two (see Fig. 16A). Further, when the metal thin film 52 is not formed on the wiring 4, it is double-coated with the organic films 51 and 53 (see FIG. 16B). In each case, the wiring 4 is potted around the insulated wiring 4 as shown in FIG. 15, FIG. 16A or FIG. 16B. As a result, the wiring 4 is further protected, so that damage to the wiring 4 during use can be effectively prevented.
  • the protective resin layer 6 is not necessarily provided, but is preferably provided to protect the wiring 4.
  • the protective film 5 on the back of the base 1 is removed to remove the back of the base 1
  • the radiation detector shown in FIGS. 1 to 3 can be obtained.
  • X-rays (radiation) incident from the incident surface side pass through the protective film 5, that is, the second organic film 53, the metal thin film 52, and the first organic film 51, and pass through the scintillator 3 Reach.
  • the X-rays are absorbed by the scintillator and emitted light proportional to the amount of X-rays.
  • light that has traveled in the direction opposite to the X-ray incidence direction passes through the first organic film 51 and is reflected by the metal thin film 52. For this reason, almost all of the light generated in Scintillation 3 enters the photoelectric conversion element 2. For this reason, efficient and highly sensitive measurement is possible.
  • the three layers of scintillation can be formed with a substantially uniform height over the entire light receiving portion, the effective pixel area at which the output characteristics become substantially uniform is maximized. This makes it possible to form a light-receiving part that fills the image sensor, so that if the light-receiving part is the same as a conventional product, the size of the detector itself can be reduced accordingly. is there.
  • each photoelectric conversion element 2 an electric signal corresponding to the amount of this visible light is generated by photoelectric conversion and accumulated for a certain period of time. Since the amount of visible light corresponds to the amount of incident X-rays, that is, the electric signal accumulated in each photoelectric conversion element 2 corresponds to the amount of incident X-rays. Thus, an image signal corresponding to the X-ray image is obtained.
  • This image signal stored in the photoelectric conversion element 2 is sequentially output from a signal line (not shown) through the electrode pad 22, the wiring 4, the electrode pad 11, and the wiring 13, and finally from the electrode terminal 12. By doing so, an X-ray image can be displayed by transferring it to the outside and processing it by a predetermined processing circuit.
  • the thickness of the radiation detector has been conventionally used as about 2.5 mm; the thickness of the radiation detector with FOP (fiber optic plate) should be reduced to about half the thickness of 5.0 mm. Became possible.
  • the scintillation light can be uniformly formed on the light receiving section of the solid-state image sensor in which the light receiving section is formed in the image sensor, As a result, a radiation detector in which the size of the light receiving portion of the image sensor is increased and the entire size thereof is reduced can be realized. As a result, radiation detection can be performed while securing the same light receiving area as that of a conventional product (Japanese Patent Laid-Open No. 10-282243).
  • the area on the incident surface side of the vessel can be made as compact as about 90% of the conventional product. This is a great advantage for dental radiation detectors used in the oral cavity.
  • the configuration having the protective film 5 has been described.However, when other protective means such as use in a case with a moisture-proof structure is used or when a moisture-resistant material is used as a scintillator, protection is required. A configuration without the membrane 5 may be used. Further, even in the case where the protective film 5 is provided, various configurations are conceivable, and a single-layer structure of an organic film or an inorganic film or a multilayer structure combining these may be adopted. Further, the solid-state imaging device 2 may be formed by a photodiode (PD) array made of amorphous silicon and a thin film transistor (TFT), or may be a MOS type image sensor.
  • PD photodiode
  • TFT thin film transistor
  • the base 1 is provided with six convex portions 14 to 19 surrounding a concave portion 10 provided in the center of the surface thereof.
  • Each of the top surfaces is set to be lower than the incident surface 2a of the solid-state imaging device 2 placed in the concave portion 10.
  • FIGS. 19 and 20 is different from the embodiments shown in FIGS. 1 to 3 in that the projections 14 and 16 are set lower than the projection 15. Further, in the embodiment shown in FIGS. 21 and 22, FIGS. 1 to 3 show that a protrusion 17 is provided along the side of the base 1 facing the protrusion 15. Different from the embodiment.
  • the present invention is suitable as a thin and small radiation detector and a method for manufacturing the same, and particularly suitable as a small radiation detector for dental use and the like, which is used by being inserted into the oral cavity, and a method for manufacturing the same.

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Description

明細書
放射線検出器およびその製造方法 技術分野
本発明は、 放射線画像の撮像に用いられる放射線検出器およびその製造方法に 関し、 特に、 口腔内に挿入して用いられる歯科用等の小型の放射線検出器および その製造方法に関する。
背景技術
医療用の X線診断装置として X線感光フィルムに代えて C C Dを用いた X線ィ メージセンサが普及してきている。 このような放射線イメージングシステムにお いては、 複数の画素を有する放射線検出素子を用いて放射線による 2次元画像デ —夕を電気信号として取得し、 この信号を処理装置により処理して、 モニタ上に 表示している。
歯科用等の口腔内に挿入して用いる放射線検出器としては、特開平 10— 282243 号公報に開示されている放射線検出器が知られている。 この放射線検出器は、 シ ンチレ一夕付きの F O P (ファイバ光学プレート） を C C Dの受光面上に貼り付 けたものであり、 入射する放射線をシンチレ一夕で光に変換して、 F O Pにより C C Dへと導いて検出する仕組みになっている。
発明の開示
ところで、 歯科用等で口腔内に挿入して用いる放射線検出器においては検出器 全体を小型化、薄型化する一方で、撮像面積はできるだけ大きくとる必要がある。 前述の装置においては、 F〇 Pが介在するため、薄型ィ匕には限界がある。そこで、 国際公開 W098/36291号公報に開示されているように、 撮像素子の受光面上に直 接シンチレ一夕を形成することにより薄型化する手法が考えられている。 しかし ながら、 受光部を受光面いつばいに形成すると、 受光部全体にシンチレ一夕を均 一に形成するのが困難であり、 端部分の出力や解像度が悪化するため、 大画面化 が困難であった。
そこで本発明は、 小型 ·薄型化と撮像面積の大面積化を両立させ、 製作が容易 な放射線検出器およびその製造方法を提供することを課題とする。
上記課題を解決するため本発明に係る放射線検出器は、（1)複数の光電変換素子 を配置した受光部と、 これら光電変換素子に電気的に接続されている電極パッド とを備える固体撮像素子と、（2)この固体撮像素子の受光部表面上に形成されてい るシンチレ一夕と、 （3)固体撮像素子を載置する載置面と、 この載置面に隣接し、 載置面より上方に突出してその側壁で固体撮像素子を位置決めする位置決め部と を有している基台と、 を備えており、 位置決め部は、 その上面より固体撮像素子 の受光表面が光入射側に突出するよう形成されていることを特徴とする。
一方、 本発明に係る放射線検出器の製造方法は、 （1)複数の光電変換素子を配置 した受光部と、 これらの光電変換素子に電気的に接続されている電極パッドとを 備える固体撮像素子と、 載置面に隣接して、 載置面より上方に突出している位置 決め部を有する基台とを用意し、（2)位置決め部の側壁を利用して固体撮像素子の 受光面表面が基台の位置決め部の上面より突出するよう固体撮像素子を基台の載 置面に載置 ·固定し、（3)固体撮像素子の受光部表面上にシンチレ一夕を形成する、 工程を備えていることを特徴とする。
本発明に係る放射線検出器は、 このように、 固体撮像素子を基台の載置面上に 基台に設けられている位置決め部を利用して正確に位置決め固定される。 こうし て固体撮像素子を位置決め固定した後で、 固体撮像素子の受光部表面上に蒸着等 によりシンチレ一夕を形成する。 この際に、 受光部表面が光入射側に最も突出し て配置されているので、 シンチレ一夕形成時に受光部上で邪魔になる突出物がな く、受光部全体にシンチレ一夕を均一に形成することが可能である。したがって、 解像度を確保して有効な受光部の面積を拡大することができる。 そして、 F〇P を利用しない分薄型ィ匕が容易となる。
基台は、 外部接続用の電極と、 位置決め部の上面に設けられて外部接続用電極 と電気的に接続される電極パヅドとをさらに有するとともに、 固体撮像素子の電 極パッドと基台の電極パッドとを相互に接続する配線をさらに備えていることが 好ましい。 このようにすると、 外部への接続ラインの取り回しが容易になる。 図面の簡単な説明
図 1は、 本発明に係る放射線検出器の実施形態を示す斜視図であり、 図 2はそ の部分拡大図、 図 3は側面図である。
図 4は、 図 1の装置に用いられる基台の斜視図である。
図 5〜図 7は、 図 1の装置の製造工程を説明する側面図または斜視図である。 図 8、 図 9は、 図 1の装置の製造工程で用いられる蒸着基板ホルダーの断面図 である。
図 1 0〜 1 5は、 図 1の装置の製造工程の続きを説明する側面図または斜視図 である。
図 1 6 A、図 1 6 Bは、図 1 4における配線部分の拡大断面図を 2つの実施形態 についてそれそれ示す図である。
図 1 7は、 本発明に係る放射線検出器の別の実施形態のシンチレ一夕層形成前 の斜視図であり、 図 1 8はその側面図である。
図 1 9は、 本発明に係る放射線検出器のさらに別の実施形態のシンチレ一夕層 形成前の斜視図であり、 図 2 0はその側面図である。
図 2 1は、 本発明に係る放射線検出器のさらに別の実施形態のシンチレ一夕層 形成前の斜視図であり、 図 2 2はその側面図である。 .
発明を実施するための最良の形態
以下、添付図面を参照して本発明の好適な実施の形態について詳細に説明する。 説明の理解を容易にするため、 各図面において同一の構成要素に対しては可能な 限り同一の参照番号を附し、 重複する説明は省略する。 また、 各図面における寸 法、 形状は実際のものとは必ずしも同一ではなく、 理解を容易にするため誇張し ている部分がある。 図 1は、 本発明に係る放射線検出器の一実施形態を示す斜視図であり、 図 2は その拡大図、 図 3はその断面図である。 この実施形態の放射線検出器 1 0 0は、 セラミ ヅク製の基台 1上に固体撮像素子 2を載置したものである。 基台 1は、 表 面中央部に固体撮像素子 2を載置して収容する凹部 1 0を有し、 凹部 1 0を取り 囲む 3辺にはそれそれ凸部 1 4〜1 6が設けられている。 そして、 凸部 1 5の頂 面 1 5 a上には、 凹部 1 0との境界に沿って複数の電極パヅ ド 1 1が配列されて いる。 これらの電極パヅ ド 1 1は、 基台 1の裏面に配置されている外部接続用の 電極端子 1 2と基台 1を貫通している配線 1 3によって電気的に接続されている。 ここで、 各凸部 1 4〜1 6の突出高さ （凹部 1 0の底面 1 0 aから各凸部 1 4〜 1 6の頂面 1 4 a〜l 6 aの頂面までの距離） は後述する固体撮像素子 2の厚さ より低く設定されている。
固体撮像素子 2は、 C C Dイメージセンサからなり、 光電変換素子 2 1が配列 されて受光部を形成している。 各光電変換素子 2 1は図示していない信号ライン によって固体撮像素子 2の一辺に配置された電極パヅド 2 2のうち対応する電極 パヅド 2 2と電気的に接続されている。 固体撮像素子 2は基台 1上にそれぞれの 対応する電極パッド 1 1、 2 2が近接するように載置されており、 対応する電極 パヅド 1 1、 2 2同士は配線 4によって電気的に接続されている。 基台 1の各凸 部 1 4〜1 6の高さが前述したように設定されているので、 固体撮像素子 2の入 射面 2 aは、各凸部 1 4〜1 6の頂面 1 4 a〜 1 6 aより高い位置に配置される。 固体撮像素子 2の受光部上には、 入射した放射線を光電変換素子 2 1が感度を 有する波長帯の光に変換する柱状構造のシンチレ一夕 3が形成されている。 シン チレ一夕 3には、 各種の材料を用いることができるが、 発光効率が良い T1ドープ の Csl等が好ましい。
さらに、 固体撮像素子 2と基台 1の表面を覆う保護膜 5が形成されている。 こ の保護膜 5は、 X線透過性で、 水蒸気を遮断するものであり、 基台 1側から電気 絶縁性の第 1の有機膜 5 1、 金属薄膜 5 2、 電気絶縁性の第 2の有機膜 5 3が積 層されて構成されている。
第 1の有機膜 5 1と第 2の有機膜 5 3には、 ポリパラキシリレン樹旨 （スリ一 ボンド社製、 商品名パリレン)、特にポリパラクロロキシリレン（同社製、 商品名 ノ^リレン C ) を用いることが好ましい。 ノ リレンによるコーティング膜は、 水蒸 気及びガスの透過が極めて少なく、 撥水性、 耐薬品性も高いほか、 薄膜でも優れ た電気絶縁性を有し、 放射線、 可視光線に対して透明であるなど有機膜 5 1、 5 3にふさわしい優れた特徴を有している。また、金属薄膜 5 2としては、金、銀、 アルミなどの金属薄膜が使用できる。 この金属薄膜 5 2はシンチレ一夕 3で発せ られた光のうち、 固体撮像素子 2側でなく、 放射線入射面側に向かう光を反射す ることで検出器の検出感度を増大させるミラーの役目を果たす。
電極パッド 1 1、 2 2と配線 4部分の保護膜 5をさらに覆って包み込むように して保護樹脂層 6が形成されている。 この保護樹脂層 6としては、 保護膜 5との 接着性が良好な樹脂、 例えばァクリル系接着剤である協立化学産業株式会社製 WORLD ROCK No.801-SET2(70,000cP夕イブ)を用いることが好ましい。
次に、 図 4〜図 1 5を用いて本発明に係る放射線検出器の製造方法を具体的に 説明する。 最初に図 4に示されるような基台 1を用意する。 この基台 1は、 前述 したように裏面に外部接続用の電極端子 1 2を表面に電極パッド 1 1が配列され ており、 表面側の 3辺に沿って凸部 1 4 ~ 1 6が配置され、 それらに挟まれた部 分に凹部 1 0が形成されている。
この凹部 1 0に固体撮像素子 2をその電極パヅド 2 2が基台 1の電極パヅド 1
1側を向くようにして光電変換素子 2 1の受光面を表にして載置して図 5に示さ れるように固定する。 このときに、 凸部 1 4〜1 6を利用して固体撮像素子 2の 位置決めを行うことでその固定作業が容易となる。 このとき、 固体撮像素子 2の 入射面 2 aは、 各凸部 1 4〜1 6の頂面 1 4 a〜l 6 aより高い位置に配置され ることになる。 そして、 電極パヅド 1 1と電極パッド 2 2とをワイヤボンディン グにより配線 4で電気的に接続する （図 6、 図 7参照)。 次に、 こうして固体撮像素子 2を載置している基台 1を蒸着基板ホルダ一 2 0 0にセッ卜する。図 8、図 9はセヅト後の断面図を示したものである。このとき、 基台 1は、 図 8に示されるようにその対向する凸部 1 4、 1 6を蒸着基板ホルダ — 2 0 0の 2 0 0 dによってま持することにより収容部 2 0 0 c内に収容、 支持 される。 このとき、 図 8、 図 9に示されるように、 固体撮像素子 2の入射面 2 a は、 蒸着基板ホルダー 2 0 0の蒸着側表面 2 0 0 a付近、 好ましくは蒸着側表面 2 0 0 aから蒸着室 2 0 1側へ突出するように配置される。 これは、 凸部 1 4〜 1 6の頂面 1 4 a〜l 6 aが入射面 2 aより低く形成されていることによって可 能となる。 そして、 蒸着基板ホルダー 2 0 0の凸部 1 5側に設けられたカバ一部 2 0 0 aによって電極パッド 1 1、 2 2と配線 4は覆われている。
この状態で蒸着基板ホルダ一 2 0 0を蒸着装置内にセットして、 真空蒸着法に よって固体撮像素子 2の入射面 2 aの受光部上に T1をド一プした Cslを厚さ約 200 111の柱状結晶として成長させて、 シンチレ一夕 3層を形成する （図 1 0、 図 1 1参照）。蒸着基板ホルダ一 2 0 0に設置された固体撮像素子 2の入射面 2 a の受光部の周囲には、 入射面 2 aより蒸着室 2 0 1側に突出した部分はカバ一部 2 0 0 aを除いて存在しないので、 カバ一部 2 0 0 a側、 つまり、 電極パッド 2 2側を除いて周辺部分までほぼ均一な厚みのシンチレ一夕 3層を形成することが 可能である。
Cslは、 吸湿性が高く、 露出したままにしておくと空気中の水蒸気を吸湿して 溶解してしまうので、 その保護のため、 図 1 2に示されるように、 CVD (化学的 蒸着） 法によりシンチレ一夕 3が形成された固体撮像素子 2付の基台 1全体を厚 さ 10 / mのパリレンで包み込み、 第 1の有機膜 5 1を形成する。
具体的には、 金属の真空蒸着と同様に真空中で蒸着によるコーティングを行う もので、原料となるジパラキシリレンモノマーを熱分解して、生成物をトルエン、 ベンゼンなどの有機溶媒中で急冷しダイマ一と呼ばれるジパラキシリレンを得る 工程と、 このダイマ一を熱分解して、 安定したラジカルパラキシリレンガスを生 成させる工程と、 発生したガスを素材上に吸着、 重合させて分子量約 5 0万のポ リパラキシリレン膜を重合形成させる工程からなる。
Cslの柱状結晶の間には隙間があるが、 パリレンはこの狭い隙間にある程度入 り込むので、 第 1の有機膜 5 1は、 シンチレ一夕 3層に密着し、 シンチレ一夕 3 を密封する。 また、 この第 1の有機膜 5 1は、 電極パヅド 1 1、 2 2の表面のみ ならず両者を繋ぐ配線 4の周囲にも形成され、 配線 4を被覆する。 これにより配 線 4の接着強度、 機械的強度が増すので、 その後の工程において配線 4の取り扱 いが容易になる。 このパリレンコ一ティングにより、 凹凸のあるシンチレ一夕 3 層表面に均一な厚さの精密薄膜コ一ティングを形成することができる。 また、 パ リレンの CVD形成は、 金属蒸着時よりも真空度が低く、 常温で行うことができる ため、 加工が容易である。
続いて、 図 1 3に示されるように、 第 1の有機膜 5 1の入射面側の表面に 0.15 im厚さの A1膜を蒸着法により積層することで金属薄膜 5 2を形成する。 この金 属薄膜 5 2を形成する際には、シンチレ一夕 3層の前に適切なマスク（図示せず） を配置して、 シンチレ一夕 3層の直上部分の第 1の有機膜 5 1上にのみ金属薄膜 5 2を形成することが望ましい。 しかしながら、 マスクを配置しても蒸着時には 金属蒸気が僅かながらマスクの外側へと回り込んでしまうことがある。このため、 特に、 受光部と電極パッドとの間隔が狭い場合、 金属薄膜 5 2をシンチレ一夕 3 層の直上部分だけに形成するのは困難であり、 配線 4や電極パヅド 1 1、 2 2上 にまで金属が蒸着されてしまうことがある。 本発明によれば、 配線 4と電極ノ ヅ ド 1 1、 2 2が第 1の有機膜 5 1で被覆されているので、 金属薄膜 5 2が配線 4 と電極パヅ ド 1 1、 2 2上に直接形成されることがなく、 金属薄膜 5 2による配 線 4、 電極パッド 1 1、 2 2の短絡を効果的に防止できる。
また、 金属薄膜 5 2の蒸着時、 マスクを配置しない場合も、 配線 4や電極パヅ ド 1 1、 2 2部分にまで金属薄膜 5 2が形成されることになるが、 配線 4と電極 パッド 1 1、 2 2は第 1の有機膜 5 1で被覆されているので、 短絡は防止されて いる。また、金属薄膜 5 2を第 1の有機膜 5 1を介して配線 4と電極パッド 1 1、 2 2を覆う幅広い領域に形成することで、耐湿性をより向上させることができる。 そして、再度 CVD法により、パリレンを基板全体の表面に 10〃m厚さで被覆し て第 2の有機膜 5 3を形成する （図 1 4参照)。 この第 2の有機膜 5 3は、金属薄 膜 5 2のハンドリング等による汚れやはく離、 酸化による劣化を防止するための ものである。 こうして第 1の有機膜 5 1、 金属薄膜 5 2、 第 2の有機膜 5 3を積 層させてなる保護膜 5が形成される。
金属薄膜 5 2を第 1の有機膜 5 1を介して配線 4や電極パッド 1 1、 2 2上に も形成した場合、 金属薄膜 5 2、 第 2の有機膜 5 3は電極パッド 1 1、 2 2の表 面のみならず両者を繋く、配線 4の周囲にも形成されており、 第 1の有機膜 5 1と 合わせて配線 4を三重に被覆していることになり、 より配線 4の機械的強度、 接 着強度を上げることができる。 また、 上述したようにマスクを用いて金属薄膜 5 2を形成した場合は、 配線 4の周囲や電極パヅド 1 1、 2 2上には第 1の有機膜 5 1と第 2の有機膜 5 3の二重被覆が形成されることになる。
続いて、 電極パヅ ド 1 1、 1 2の保護膜 5上に保護膜 5で被覆されている配線 を包み込むように樹脂を塗布して硬化させることで保護樹脂層 6を形成する。 配線 4は、 電極パッド 1 1、 1 2を覆う保護膜 5上に突出し、 その周囲は、 配線 4上にまで金属薄膜 5 2を形成した場合は、 有機膜 5 1 , 5 3と金属薄膜 5 2か らなる保護膜 5により三重に被覆される （図 1 6 A参照）。 また、配線 4上には金 属薄膜 5 2を形成していない場合には、 有機膜 5 1、 5 3により二重に被覆され る （図 1 6 B参照）。 いずれの場合も、 図 1 5、 図 1 6 Aあるいは図 1 6 Bに示さ れるように被覆配線 4の周囲に回り込み、 配線 4をポッティングしている。 これ により配線 4がさらに保護されるので、 使用時の配線 4の破損を効果的に防止で きる。 この保護樹脂層 6は必ずしも設ける必要はないが、 配線 4の保護のために は設けることが好ましい。
この後で形成した保護膜 5のうち基台 1の裏面の保護膜 5を除去して基台 1裏 面に設けられている外部接続用の電極端子 1 2を露出させることで図 1〜図 3に 示される放射線検出器が得られる。
続いて、 本実施形態の動作を図 1〜図 3により、 説明する。 入射面側から入射 した X線（放射線）は、保護膜 5、 すなわち、第 2の有機膜 5 3、金属薄膜 5 2、 第 1の有機膜 5 1の全てを透過してシンチレ一夕 3に達する。 この X線は、 シン チレ一夕 3で吸収され、 X線の光量に比例した光が放射される。 放射された光の うち、 X線の入射方向に逆行した光は、 第 1の有機膜 5 1を透過して、 金属薄膜 5 2で反射される。 このため、 シンチレ一夕 3で発生した光はほとんど全てが光 電変換素子 2へと入射する。 このため、 効率の良い高感度の測定が可能となる。 また、 本発明に係る放射線検出器においてはシンチレ一夕 3層を受光部全体に ほぼ均一な高さで形成することができるので、 出力特性がほぼ均一となる有効な 画素面積を最大限に広くとることが可能となり、 撮像素子いっぱいに受光部を形 成することができるので、 従来品と同一の受光部のものであれば、 その分検出器 自体の大きさを小型化することが可能である。
各々の光電変換素子 2では、 光電変換により、 この可視光の光量に対応する電 気信号が生成されて一定時間蓄積される。 この可視光の光量は入射する X線の光 量に対応しているから、 つまり、 各々の光電変換素子 2に蓄積されている電気信 号は、 入射する X線の光量に対応することになり、 X線画像に対応する画像信号 が得られる。 光電変換素子 2に蓄積されたこの画像信号を図示していない信号ラ インから電極パヅド 2 2、 配線 4、 電極パッド 1 1、 配線 1 3を介して最終的に は電極端子 1 2から順次出力することにより、 外部へと転送し、 これを所定の処 理回路で処理することにより、 X線像を表示することができる。
このような構成を採用することにより、放射線検出器の厚みを 2.5mm程度と従 来良く用いられてきた； FOP (ファイバ光学プレート） 付の放射線検出器の厚み 5.0mmの半分程度に薄くすることが可能となった。 また、 撮像素子いつばいに受 光部を形成した固体撮像素子の受光部にシンチレ一夕を均一に形成できるので、 撮像素子の受光部を大面積化しかつ全体を小型化した放射線検出器が実現できる この結果、 従来品 （特開平 10-282243号公報） と同程度の受光部の面積を確保し つつ、 放射線検出器の入射面側面積を従来品の 9 0 %程度とコンパクトにするこ とが可能となった。 これは口腔内に挿入して使用する歯科用の放射線検出器にお いては大きな利点である。
以上の説明では、 保護膜 5を有する構成について説明してきたが、 防湿構造の ケースに入れて使用するなど他の保護手段を用いる場合やシンチレ一夕として耐 湿性材料を使用する場合には、 保護膜 5のない構成であってもよい。 また、 保護 膜 5を有する場合であっても、 その構成には各種の構成が考えられ、 有機膜ある いは無機膜の 1層構造でもこれらを組み合わせた多層構造を採用してもよい。 ま た、 固体撮像素子 2はアモルファスシリコン製のフォトダイオード （P D ) ァレ ィと薄膜トランジスタ （T F T ) で形成したものでもよいし、 MO S型のィメ一 ジセンサでもよい。
続いて、 本発明に係る放射線検出器のその他の実施形態について説明する。 図 1 7、 図 1 8に示される実施形態では、 基台 1にはその表面中央に設けられた凹 部 1 0を取り囲んで 6つの凸部 1 4〜1 9が設けられており、 それらの頂面位置 はいずれも凹部 1 0に載置した固体撮像素子 2の入射面 2 aより低くなるよう設 定されている。
図 1 9、 図 2 0に示される実施形態では、 凸部 1 4、 1 6が凸部 1 5より低く 設定されている点が図 1〜図 3に示される実施形態と異なる。 また、 図 2 1、 図 2 2に示される実施形態では、 基台 1の凸部 1 5に対向する辺に沿って凸部 1 7 が設けられている点が図 1〜図 3に示される実施形態と異なる。
これらの実施形態においても、 各凸部の頂面が載置された固体撮像素子の受光 部入射面より低くなるよう設定されているので、基台 1に固体撮像素子を載置し、 配線を施した後で受光部全体に均一なシンチレ一夕層を形成することができる。 産業上の利用可能性 本発明は、 薄型 ·小型の放射線検出器およびその製造方法として好適であり、 特に口腔内に挿入して用いられる歯科用等の小型の放射線検出器およびその製造 方法として好適である。

Claims

請 の範囲
1 . 複数の光電変換素子を配置した受光部と、 前記光電変換素子に電気的に 接続されている電極パヅドとを備える固体撮像素子と、
前記固体撮像素子の受光部表面上に形成されているシンチレ一夕と、 前記固体撮像素子を載置する載置面と、 前記載置面に隣接し、 前記載置面より 上方に突出してその側壁で前記固体撮像素子を位置決めする位置決め部とを有し ている基台と、
を備えており、 前記位置決め部は、 その上面より前記固体撮像素子の受光表面 が光入射側に突出するよう形成されている放射線検出器。
2 . 前記基台は、 外部接続用の電極と、 前記位置決め部の上面に設けられて 外部接続用電極と電気的に接続される電極パヅドとをさらに有するとともに、 前 記固体撮像素子の電極パッドと前記基台の電極パッドとを相互に接続する配線を さらに備えている請求項 1記載の放射線検出器。
3 . 複数の光電変換素子を配置した受光部と、 前記光電変換素子に電気的 に接続されている電極パヅ ドとを備える固体撮像素子と、 載置面に隣接して、 前 記載置面より上方に突出している位置決め部を有する基台とを用意し、
前記位置決め部の側壁を利用して前記固体撮像素子の受光面表面が前記基台の 位置決め部の上面より突出するよう前記固体撮像素子を前記基台の載置面に載 置 ·固定し、
前記固体撮像素子の受光部表面上にシンチレ一夕を形成する、
工程を備えている放射線検出器の製造方法。
4 . 前記基台に設けられた電極パッドと前記固体撮像素子の電極パッドとを 配線によつて相互に接続する工程をさらに備えている請求項 3記載の放射線検出 器の製造方法。
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