WO2009139209A1 - 放射線画像検出器および放射線画像検出器の製造方法 - Google Patents

放射線画像検出器および放射線画像検出器の製造方法 Download PDF

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WO2009139209A1
WO2009139209A1 PCT/JP2009/053497 JP2009053497W WO2009139209A1 WO 2009139209 A1 WO2009139209 A1 WO 2009139209A1 JP 2009053497 W JP2009053497 W JP 2009053497W WO 2009139209 A1 WO2009139209 A1 WO 2009139209A1
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photoelectric conversion
scintillator
conversion element
substrate
image detector
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PCT/JP2009/053497
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Inventor
修 徳弘
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コニカミノルタエムジー株式会社
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    • 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
    • G01T1/20185—Coupling means between the photodiode and the scintillator, e.g. optical couplings using adhesives with wavelength-shifting fibres
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L27/00—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate
    • H01L27/14—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate including semiconductor components sensitive to infrared radiation, light, electromagnetic radiation of shorter wavelength or corpuscular radiation and specially adapted either for the conversion of the energy of such radiation into electrical energy or for the control of electrical energy by such radiation
    • H01L27/144—Devices controlled by radiation
    • H01L27/146—Imager structures
    • H01L27/14643—Photodiode arrays; MOS imagers
    • H01L27/14658—X-ray, gamma-ray or corpuscular radiation imagers
    • H01L27/14663—Indirect radiation imagers, e.g. using luminescent members

Definitions

  • the present invention relates to a radiation image detector and a method for manufacturing the radiation image detector, and more particularly, to a radiation image detector in which a planarization layer is formed between a scintillator and a photoelectric conversion element, and a method for manufacturing the same.
  • the photoelectric conversion element After the irradiated radiation such as X-rays is converted to light of other wavelengths such as visible light with a scintillator, etc., the photoelectric conversion element generates charges with the converted light, and the generated charges are taken out and detected as electrical signals Various radiation image detectors (also referred to as FPD (Flat Panel Detector)) have been developed.
  • a scintillator 103 is usually provided above the photoelectric conversion element 102 such as a photodiode formed on the substrate 101, that is, on the radiation incident side.
  • the planarization layer 104 is formed by applying a transparent resin or the like on the photoelectric conversion element 102 or the like on the substrate 101, and the scintillator 103 is in close contact therewith (for example, Patent Document 1). 2). JP 2000-131444 A JP 2006-78471 A
  • the planarization layer 104 is formed of an organic compound
  • the organic compound generally absorbs light in a wavelength region of 450 nm to 500 nm or less. Therefore, out of the light output from the scintillator 103, There is a problem in that light is absorbed by the planarization layer 104 and the quantum efficiency (external quantum efficiency) of the photoelectric conversion element 102 is reduced accordingly.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and prevents a decrease in quantum efficiency of the photoelectric conversion element due to a planarization layer provided between the photoelectric conversion element and the scintillator, and improves the radiation sensitivity of the apparatus. It is an object of the present invention to provide a radiation image detector that can be used and a method for manufacturing the radiation image detector.
  • the radiological image detector of the present invention comprises: A first substrate having a scintillator for converting incident radiation into light formed on one surface; A second substrate having a photoelectric conversion element that receives light converted by the scintillator and converts it into an electrical signal on one surface; With On the surface of the second substrate on the side where the photoelectric conversion element is provided, a planarization layer that is in contact with the scintillator formed on the surface of the first substrate is formed, A cavity in which the planarizing layer is not interposed is provided between the light receiving surface and the scintillator on the light receiving surface facing the scintillator of the photoelectric conversion element.
  • the manufacturing method of the radiographic image detector of the present invention includes: A planarization layer forming step of forming a planarization layer on the surface of the second substrate on the side provided with the photoelectric conversion element; A removing step of removing a portion of the planarizing layer on the light receiving surface of the photoelectric conversion element; A scintillator formed on one surface of the first substrate is disposed facing the photoelectric conversion element provided on the surface of the second substrate, and the scintillator is brought into contact with the planarization layer.
  • a scintillator mounting process for mounting It is characterized by having.
  • the manufactured radiation image detector is formed of the planarization layer formed on the scintillator side of the photoelectric conversion element.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. It is a top view which shows the structure on a 2nd board
  • FIG. 5 is a cross-sectional view taken along line BB in FIG. 4.
  • FIG. 5 is a sectional view taken along line CC in FIG. 4. It is a figure explaining the 2nd board
  • FIG. 1 It is an expanded sectional view at the time of comprising so that a planarization layer may exist also above a photoelectric conversion element in FIG. It is an expanded sectional view showing the photoelectric conversion element, scintillator, flattening layer, etc. in the conventional radiographic image detector.
  • FIG. 1 is an external perspective view of the radiation image detector according to the present embodiment
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along the line AA in FIG.
  • the radiation image detector 1 is configured by housing a second substrate 3, a scintillator 4, and the like in a housing 2.
  • the housing 2 is formed of a material such as a carbon plate or plastic. 1 and 2 show a case in which the casing 2 is formed of a frame plate 51 and a back plate 52, that is, a lunch box type. However, the casing 2 is integrally formed. A monocoque type is also possible. Further, an indicator 53 and a lid 54 made up of LEDs and the like, a terminal 55 connected to an external device, a power switch 56 and the like are disposed on the side surface portion of the housing 2.
  • the radiation incident surface X side of the housing 2 of the radiation image detector 1 is described as the upper side, and the surface Y side of the housing 2 opposite to the radiation incident surface X is defined as the lower side.
  • a scintillator 4 is disposed above a second substrate (hereinafter referred to as a second substrate) 3, and a scintillator 4 that supports the scintillator 4 is further above the scintillator 4.
  • One substrate (hereinafter referred to as a first substrate) 5 is arranged.
  • a base 6 is disposed below the second substrate 3 via a lead thin plate (not shown).
  • a PCB substrate 8 on which electronic components 7 and the like are disposed, a buffer member 9 and the like are disposed. It is attached.
  • the second substrate 3 is made of a glass substrate.
  • FIG. 3 is a plan view showing a configuration on the second substrate.
  • a plurality of scanning lines 10 and a plurality of signal lines 11 are arranged so as to cross each other.
  • a plurality of bias lines 12 are arranged in parallel with the plurality of signal lines 11, and each bias line 12 is bound by a single connection 13.
  • each small region R partitioned by the plurality of scanning lines 10 and the plurality of signal lines 11 on the surface 3a of the second substrate 3 receives light converted by the scintillator 4 and converts it into an electrical signal as will be described later.
  • a photoelectric conversion element 14 for conversion is provided.
  • the photoelectric conversion element 14 is connected to the bias line 12, and the bias line 12 applies a reverse bias voltage to the photoelectric conversion element 14.
  • a photodiode that absorbs light energy and generates electron-hole pairs when light is irradiated from the scintillator 4 to convert the light energy into electric charge is used as the photoelectric conversion element 14.
  • one TFT (thin film transistor) 15 is provided for each photoelectric conversion element 14, and the source electrode 15 s of the TFT 15 is one of the photoelectric conversion elements 14.
  • the electrode, the drain electrode 15d are connected to the signal line 11, and the gate electrode 15g is connected to the scanning line 10, respectively.
  • FIGS. 5 is a cross-sectional view taken along line BB in FIG. 4, and FIG. 6 is a cross-sectional view taken along line CC in FIG.
  • the gate electrode 15g of the TFT 15 is formed on the surface 3a of the second substrate 3, and a gate insulating layer 151 made of silicon nitride (SiN x ) or the like is stacked on the gate electrode 15g.
  • a semiconductor layer 152 is stacked above the source layer 15, and a source electrode 15 s connected to a first electrode 143 of the photoelectric conversion element 14 described later and the signal line 11 are formed integrally thereabove.
  • the drain electrode 15d is stacked in a state where it is divided by the passivation layer 153.
  • an insulating layer 141 formed integrally with the gate insulating layer 151 is stacked on the surface 3 a of the second substrate 3, and is integrated with the passivation layer 153 thereon.
  • the insulating layer 142 is formed in a stacked manner.
  • a first electrode 143 is stacked on the insulating layer 142, and the first electrode 143 is connected to the source electrode 15 s of the TFT 15 through a hole H formed in the passivation layer 153.
  • n-layer 144 formed in an n-type by doping a hydrogenated amorphous silicon with a group V element, and formed of hydrogenated amorphous silicon, is irradiated with electromagnetic waves to form electron-hole pairs.
  • a so-called i layer 145 which is a conversion layer to be generated, and a so-called p layer 146 formed in a p-type by doping a group III element into hydrogenated amorphous silicon are sequentially stacked from below.
  • the n layer 144, the i layer 145, and the p layer 146 may be arranged in the reverse order.
  • the photoelectric conversion element 14 is not limited to a PIN type photodiode, and may be configured by another type of photodiode such as a MIS (Metal-Insulator-Semiconductor) type.
  • MIS Metal-Insulator-Semiconductor
  • a second electrode 147 made of a transparent electrode such as ITO (Indium) Tin Oxide) is laminated and formed so that light reaches the i layer 145 and the like.
  • a bias line 12 for applying a voltage to the second electrode 147 and applying a reverse bias to the photoelectric conversion element 14 is connected to the upper surface of the second electrode 147.
  • the photoelectric conversion element 14 of the present embodiment is driven by applying a reverse bias in this way, and when the TFT 15 is turned on, the charge accumulated in the first electrode 143 is transferred to the TFT 15.
  • the signal line 11 is taken out via the source electrode 15s and the drain electrode 15d.
  • the second electrode 147 and the bias line 12 of the photoelectric conversion element 14 are covered with a coating layer 16 made of silicon nitride (SiN x ) or the like from above.
  • the coating layer 16 is formed on the TFT 15 side integrally therewith, and is configured to cover the passivation layer 153, the extended portion of the first electrode 143 of the photoelectric conversion element 14, and the like from above.
  • input / output terminals (also referred to as pads) 17 are formed at the edge portions on the surface 3 a of the second substrate 3 of each scanning line 10, each signal line 11, and connection 13.
  • each input / output terminal 11 has a COF (Chip On Film) 18 such as an anisotropic conductive adhesive film (Anisotropic Conductive Film) or an anisotropic conductive paste (Anisotropic Conductive Paste). Crimping is performed through the isotropic conductive adhesive material 19.
  • the COF 18 is routed to the back surface 3b side of the second substrate 3 so that the PCB substrate 8 and the COF 18 are pressure-bonded on the back surface 3b side. In FIG. 7, the scintillator 4 and the electronic component 7 are not shown.
  • the scintillator 4 converts incident radiation into light, and uses a phosphor as a main component. Specifically, when radiation is incident, the scintillator 4 outputs electromagnetic waves having a wavelength of 300 nm to 800 nm, that is, light ranging from ultraviolet light to infrared light centering on visible light.
  • the phosphor for example, a material in which a luminescent center substance is activated in a base material such as CsI: Tl is preferably used.
  • the scintillator 4 is formed on a support 4b formed of various polymer materials such as a cellulose acetate film, a polyester film, and a polyethylene terephthalate film. It is formed by growing the phosphor 4a by the phase growth method, and is made of a columnar crystal of the phosphor 4a.
  • a vapor phase growth method an evaporation method, a sputtering method, or the like is preferably used.
  • the phosphor 4a can be vapor-phase grown as an independent elongated columnar crystal on the support 4b.
  • Each columnar crystal of the phosphor 4a is thick in the vicinity of the support 4b, and becomes thinner toward the tip (the lower end in FIG. 8) Pa, and the tip Pa becomes an acute-angled substantially conical shape. Grown and formed.
  • the scintillator 4 in which the phosphor 4a is formed as a columnar crystal in this way has a support 4b whose front edge Pa of the columnar crystal of the phosphor 4a faces downward.
  • the first substrate 5 (see FIG. 10) is attached to the lower surface 5a.
  • the first substrate 5 is made of a glass substrate, but in addition to this, for example, it can be made of a resin such as PET (polyethylene terephthalate).
  • the phosphor 4a of the scintillator 4 has a columnar crystal structure such as the above-described CsI will be described.
  • the phosphor 4a of the scintillator 4 does not necessarily have a columnar crystal structure.
  • the phosphor 4a is made of GOS (Gd 2 O 2 S: Tb) or the like, as shown in the enlarged view of FIG. A layered scintillator 4 is formed on 5.
  • FIG. 10 is an enlarged view of a contact portion between the second substrate and the scintillator.
  • the coating layer 16 covering the photoelectric conversion element 14 and the signal line 11 formed on the surface 3a of the second substrate 3 the signal line 11 and the scanning line 10 not shown in FIG. 10 are covered.
  • a planarizing layer 20 that contacts the tip Pa of the phosphor 4 a of the scintillator 4 is formed.
  • the flattening layer 20 is not formed above the photoelectric conversion element 14, that is, on the light receiving surface 14 a facing the scintillator 4, and the flattening layer 20 is interposed between the light receiving surface 14 a of the photoelectric conversion element 14 and the scintillator 4.
  • a non-cavity C is provided. As shown in FIGS. 10 and 11, the cavity C only needs to be provided with a sufficient opening area between the light receiving surface 14 a of the photoelectric conversion element 14 and the scintillator 4.
  • the planarizing layer 20 may be formed above the edge portion of the light receiving surface 14a.
  • the planarizing layer 20 is formed of an acrylic photosensitive resin that is transparent (that is, transmits light output from the phosphor 4a of the scintillator 4 irradiated with radiation).
  • the planarizing layer 20 is the first substrate in the present embodiment.
  • the scintillator 4 above the photoelectric conversion element 14 is supported from below by the four sides around the light receiving surface 14 a of the photoelectric conversion element 14 by the planarization layer 20 provided in a substantially lattice shape on the second substrate 3.
  • the scintillator 4 can be prevented from falling to the photoelectric conversion element 14 side, and the scintillator 4 can be stably supported from below.
  • the planarization layer 20 may be formed above the bias line 12. Is possible. Further, if the planarizing layer 20 is provided above a member made of a material that does not transmit light, such as the scanning line 10, the signal line 11, the TFT 15, and the bias line 12, the scintillator 4 can be made more stable from below. It becomes possible to support.
  • the phosphor 4a of the scintillator 4 is formed in a layer by applying GOS or the like on the first substrate 5 as shown in FIG. 9, the light receiving surface of the photoelectric conversion element 14 is the same as described above.
  • a cavity C in which the planarizing layer 20 is not interposed is provided between 14a and the scintillator 4.
  • the manufacturing process of the radiation image detector 1 includes a planarization layer forming process (step S1), a removing process (step S2), a scintillator attaching process (step S3), and an assembling process (step S4). Each process is provided.
  • the flattening layer 20 is formed on the second substrate 3 (see FIGS. 5 and 6, etc.) on which the photoelectric conversion elements 14 and the like are provided as described above. Yes. Specifically, an acrylic-based photosensitive resin is applied to the entire surface of the second substrate 3 on which the photoelectric conversion element 14 and the like are provided so as to have a predetermined thickness of about several ⁇ m. The photosensitive resin is applied so that the surface becomes flat at the application stage, but the surface is further flattened by its own weight, surface tension, or the like until it is cured and becomes the flattened layer 20.
  • the photosensitive resin in the portion of the planarizing layer 20 formed as described above on the light receiving surface 14a (see FIG. 10, FIG. 11, etc.) of the photoelectric conversion element 14 is removed. Removed.
  • the planarizing layer 20 is formed in the hatched portion in FIG.
  • a mask (not shown) is applied from the upper side so as to remain, and after exposing by irradiating light from above, the mask is removed, and the photosensitive resin on the light receiving surface 14a of the photoelectric conversion element 14 irradiated with light by a solvent or the like is applied. Dissolve and remove that portion of the resin.
  • the photosensitive resin is “negative type”
  • the portion on the light receiving surface 14a of the photoelectric conversion element 14 is exposed with a mask, and the other portions, that is, the portions indicated by hatching in FIG.
  • the resin on the light receiving surface 14a of the conversion element 14 is melted and removed.
  • the concave portion that becomes the cavity C is provided in the upper portion of the light receiving surface 14a of the photoelectric conversion element 14, and the planarization layer 20 includes a plurality of scanning lines 10 and a plurality of signal lines as shown in FIG. 11, provided above the TFT 15 and the like in a substantially lattice shape.
  • the scintillator 4 is arranged and attached so as to be in contact with the planarization layer 20 in a state of facing the photoelectric conversion element 14.
  • the scintillator 4 in which the phosphor 4a is formed in a columnar crystal is formed in a state where the acute-angled tip Pa of the columnar crystal of the phosphor 4a faces the photoelectric conversion element 14 as shown in FIG. It arrange
  • a cavity C is provided between the light receiving surface 14 a of the photoelectric conversion element 14 and the scintillator 4.
  • the scintillator 4 is supported from below by the four sides around the light receiving surface 14a of the photoelectric conversion element 14 by the planarization layer 20 provided in a substantially lattice shape on the second substrate 3, and the scintillator 4 is The scintillator 4 is stably supported from below, and the scintillator 4 is accurately prevented from falling to the photoelectric conversion element 14 side.
  • step S4 in FIG. 12 the input / output terminals 17 on the second substrate 3 and the PCB substrate 8 are connected via the COF 18 or the like, and these are connected to the housing 2 (
  • the radiation image detector 1 is assembled, for example, by being housed in (see FIGS. 1 and 2).
  • the radiation incident surface X of the radiation image detector 1 When radiation is incident from the radiation incident surface X of the radiation image detector 1 (see FIG. 1, FIG. 2, etc.), the radiation passes through the first substrate 5 and enters the scintillator 4 (see FIG. 10). Are absorbed by the phosphor 4a. Then, the light is converted into light by the phosphor 4 a and output toward the photoelectric conversion element 14 on the second substrate 3.
  • the acute-angled tip Pa of the columnar crystal of the phosphor 4a of the scintillator 4 is arranged so as to face the photoelectric conversion element 14 as in this embodiment (see FIG. 10), for example, as shown in FIG. Temporarily, the acute-angled tip Pa of the columnar crystal of the phosphor 4a of the scintillator 4 is disposed so as to face the direction opposite to the photoelectric conversion element 14, and the light propagating through the columnar crystal of the phosphor 4a is acute-angled.
  • the light is output from the acute-angle tip Pa as in the present embodiment (that is, photoelectrical). The degree of diffusion in the direction orthogonal to the direction toward the conversion element 14 is reduced.
  • the sharpness of the obtained radiographic image is shown in FIG. 13 by arranging so that the acute-angled tip Pa of the columnar crystal of the phosphor 4a of the scintillator 4 faces the photoelectric conversion element 14 as in this embodiment. It is possible to improve the sharpness.
  • the cavity C where the planarization layer 20 is not interposed is provided between the light receiving surface 14a of the photoelectric conversion element 14 and the scintillator 4, the acute-angle shape of the columnar crystal of the phosphor 4a of the scintillator 4 is provided.
  • the light output from the tip Pa of the light directly reaches the light receiving surface 14 a of the photoelectric conversion element 14 without being absorbed by the planarization layer 20.
  • the quantum efficiency (external quantum efficiency) of the photoelectric conversion element 14 is not reduced by the flattening layer 20, and the reduction of the quantum efficiency of the photoelectric conversion element 14 by the flattening layer 20 is accurately prevented, and radiation image detection is performed.
  • the radiation sensitivity of the device 1 can be effectively improved.
  • the generated holes move to the second electrode 147 side and flow out from the second electrode 147 to the bias line 12, and the generated electrons are It moves to the first electrode 143 side and accumulates in the first electrode 143 and its vicinity.
  • the readout signals are sequentially applied to the plurality of scanning lines 10 one by one.
  • the accumulated electrons flow out to the corresponding signal lines 11 through the first electrode 143, the source electrode 15s, and the drain electrode 15d and are taken out.
  • each photoelectric conversion element 14 By taking out the electrons accumulated in each photoelectric conversion element 14 while sequentially switching the scanning lines 10, the electric signals accumulated from each photoelectric conversion element 14 (each pixel) are read out and read out. The electric signal is amplified and output by an amplifier circuit (not shown). In this way, a radiation image is detected.
  • the columnar crystal of the phosphor 4a of the scintillator 4 is crushed in a so-called molar shape with its acute-angled tip Pa.
  • the tip Pa of the columnar crystal of the phosphor 4a is crushed in this way, the output light is shifted in the left-right direction as in the case of the flat tip Pb opposite to the acute-angled tip Pa shown in FIG.
  • the sharpness of the pixel (photoelectric conversion element 14) in the portion where the sharp tip Pa of the columnar crystal is crushed is deteriorated.
  • the sharpness of the pixel where the sharp tip Pa of the columnar crystal is crushed is different from the sharpness of the pixel where the crushed portion is not crushed. I will invite you.
  • the cavity C is provided between the light receiving surface 14a of the photoelectric conversion element 14 and the scintillator 4 as in the present embodiment, the subject is placed on the radiation incident surface X of the housing 2 of the radiation image detector 1. Even if the first substrate 5 and the scintillator 4 are pushed downward, the sharp tip Pa of the columnar crystal of the phosphor 4a of the scintillator 4 is not crushed at least above the photoelectric conversion element 14. Therefore, the sharpness of each pixel (each photoelectric conversion element 14) in the radiation image detector 1 is maintained in a good state, and the sharpness of each pixel of the obtained radiation image can be made uniform. The image quality is good.
  • the planarization layer 20 formed on the scintillator 4 side of the photoelectric conversion element 14 is removed, etc.
  • the planarizing layer 20 is not interposed between the light receiving surface 14a of the photoelectric conversion element 14 and the scintillator 4
  • light output from the scintillator 4 can reach the photoelectric conversion element 14 directly. It is possible to accurately prevent the quantum efficiency of the photoelectric conversion element 14 from being reduced due to the light absorbed by the planarization layer 20 and to improve the radiation sensitivity of the radiation image detector 1 satisfactorily.
  • the planarization layer 20 (see FIGS. 10 and 11) is described as being formed of a transparent resin, that is, a resin that transmits light output from the phosphor 4a of the scintillator 4.
  • the layer 20 may be made of an opaque material, that is, a material that does not transmit light output from the phosphor 4a of the scintillator 4.
  • planarizing layer 20 is formed of an opaque material in this way, for example, light output from the phosphor 4a of the scintillator 4 above the photoelectric conversion element 14 adjacent to the photoelectric conversion element 14 is applied to the photoelectric conversion element 14. Since the light does not pass through the flattening layer 20 and is not incident, the sharpness of each pixel (each photoelectric conversion element 14) in the radiation image detector 1 becomes good, and the image quality of the obtained radiation image is good. It will be something.
  • a cavity C in which the planarizing layer 20 is not interposed is provided between the light receiving surface 14a of the photoelectric conversion element 14 and the scintillator 4, and the planarizing layer 20 remains in a portion indicated by hatching in FIG.
  • the planarization layer 20 is formed in a substantially lattice shape by applying a mask from above and irradiating light from above.
  • the position of the cavity C may deviate from above the light receiving surface 14a of the photoelectric conversion element 14.
  • the position of the cavity C may deviate from above the light receiving surface 14a of the photoelectric conversion element 14.
  • the photoelectric conversion element 14 having a small area when the position of the cavity C is shifted, the ratio of light reaching after passing through the planarization layer 20 is increased as compared with the ratio of light reaching the light receiving surface 14a directly through the cavity C. As a result, the effect of the present embodiment may not be exhibited properly.
  • the second substrate 3 on which the photoelectric conversion element 14 is formed is a transparent or translucent substrate such as a glass substrate, and the insulating layer 141, the insulating layer 142 (see FIGS. 5 and 6), the first of the photoelectric conversion element 14 is used.
  • the electrode 143 and the like, that is, the lower part of the photoelectric conversion element 14 is formed of a transparent or translucent material, and the photosensitive element is formed on the upper side of the photoelectric conversion element 14 and the like in the above-described removal step (step S2 in FIG. 12).
  • the photoelectric conversion element 14 From the back surface side of the photoelectric conversion element 14, that is, from the second substrate 3 side to the planarizing layer 20 formed by applying resin, the second substrate 3, the insulating layers 142 and 143, the photoelectric conversion element 14, and the like. It is also possible to configure such that the cavity C is formed by removing the portion of the planarizing layer 20 on the light receiving surface 14a of the photoelectric conversion element 14 by irradiating light.
  • the light irradiated from the back surface side of the photoelectric conversion element 14 reaches the part of the planarization layer 20 on the light receiving surface 14a of the photoelectric conversion element 14, and the part of the planarization layer 20 is accurately detected. Therefore, it is possible to accurately prevent the displacement of the cavity C due to the above-described defect such as mask accuracy.
  • the planarizing layer 20 is removed above the light.
  • the scintillator such as the plurality of scanning lines 10, the plurality of signal lines 11, and the TFT 15 disposed so as to intersect with each other on the second substrate 3. It is possible to provide a substantially lattice pattern on the second substrate 3 while remaining on the side 4.
  • the medical field it may be used as a radiological image detector for obtaining radiographic images for diagnosis.

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Abstract

　光電変換素子とシンチレータとの間に設けられる平坦化層による光電変換素子の量子効率の低下を防止し、装置の放射線感度を向上させることが可能な放射線画像検出器および放射線画像検出器の製造方法を提供する。 　放射線画像検出器１は、入射した放射線を光に変換するシンチレータ４が一方の面５ａに形成された第一の基板５と、シンチレータ４により変換された光を受けて電気信号に変換する光電変換素子１４が一方の面３ａに形成された第二の基板３とを備え、光電変換素子１４が設けられた側の第二の基板３の面３ａ上には、第一の基板５の面５ａ上に形成されたシンチレータ４と接触する平坦化層２０が形成されており、光電変換素子１４のシンチレータ４に対向する受光面１４ａ上に、受光面１４ａとシンチレータ４との間に平坦化層２０が介在しない空洞Ｃが設けられている。

Description

放射線画像検出器および放射線画像検出器の製造方法
　本発明は、放射線画像検出器および放射線画像検出器の製造方法に係り、特に、シンチレータと光電変換素子との間に平坦化層が形成される放射線画像検出器およびその製造方法に関する。
　Ｘ線等の照射された放射線をシンチレータ等で可視光等の他の波長の光に変換した後、変換された光により光電変換素子で電荷を発生させ、発生した電荷を取り出して電気信号として検出する放射線画像検出器（ＦＰＤ（Flat Panel Detector）ともいう。）が種々開発されている。
　これらの放射線画像検出器１００では、通常、図１５に示すように、基板１０１上に形成されたフォトダイオード等の光電変換素子１０２の上方すなわち放射線の入射側にシンチレータ１０３が設けられるが、その際、基板１０１上の光電変換素子１０２等の上に透明な樹脂等を塗布して平坦化層１０４が形成され、その上にシンチレータ１０３が密着される構造とされる場合がある（例えば特許文献１、２等参照）。
特開２０００－１３１４４４号公報 特開２００６－７８４７１号公報
　しかしながら、特許文献１、２に記載されているように、光電変換素子１０２とシンチレータ１０３との間に平坦化層１０４を設けると、平坦化層１０４を形成する樹脂等により、放射線の照射を受けたシンチレータ１０３から出力される光が一部吸収されてしまう。
　例えば、平坦化層１０４が有機化合物で形成されている場合、有機化合物は一般に４５０ｎｍ～５００ｎｍ以下の波長領域の光を吸収するものが多いため、シンチレータ１０３から出力された光のうちその波長領域の光が平坦化層１０４で吸収されてしまい、光電変換素子１０２の量子効率（外部量子効率）がその分低下してしまうという問題があった。
　本発明は、上記の問題点を鑑みてなされたものであり、光電変換素子とシンチレータとの間に設けられる平坦化層による光電変換素子の量子効率の低下を防止し、装置の放射線感度を向上させることが可能な放射線画像検出器および放射線画像検出器の製造方法を提供することを目的とする。
　前記の問題を解決するために、本発明の放射線画像検出器は、
　入射した放射線を光に変換するシンチレータが一方の面に形成された第一の基板と、
　前記シンチレータにより変換された光を受けて電気信号に変換する光電変換素子が一方の面に形成された第二の基板と、
を備え、
　前記光電変換素子が設けられた側の前記第二の基板の前記面上には、前記第一の基板の面上に形成された前記シンチレータと接触する平坦化層が形成されており、
　前記光電変換素子の前記シンチレータに対向する受光面上に、前記受光面と前記シンチレータとの間に前記平坦化層が介在しない空洞が設けられていることを特徴とする。
　また、本発明の放射線画像検出器の製造方法は、
　光電変換素子が設けられた側の第二の基板の面上に平坦化層を形成する平坦化層形成工程と、
　前記平坦化層のうち前記光電変換素子の受光面上の部分を除去する除去工程と、
　第一の基板の一方の面に形成されたシンチレータを、前記第二の基板の面上に設けられた前記光電変換素子と対向させた状態で配置し、前記シンチレータを前記平坦化層に接触させるように取り付けるシンチレータ取付工程と、
を有することを特徴とする。
　本発明のような方式の放射線画像検出器および放射線画像検出器の製造方法によれば、製造された放射線画像検出器は、光電変換素子のシンチレータ側に形成される平坦化層のうち、形成した平坦化層を除去する等して光電変換素子の受光面とシンチレータとの間に平坦化層が介在しない空洞を設けることで、シンチレータから出力された光を光電変換素子に直接到達させることが可能となり、平坦化層が光を吸収することによる光電変換素子の量子効率の低下を的確に防止し、放射線画像検出器の放射線感度を良好に向上させることが可能となる。
本実施形態に係る放射線画像検出器の外観斜視図である。 図１のＡ－Ａ線に沿う断面図である。 第二基板上の構成を示す平面図である。 図３の第二基板上の小領域に形成された光電変換素子と薄膜トランジスタ等の構成を示す拡大図である。 図４におけるＢ－Ｂ線に沿う断面図である。 図４におけるＣ－Ｃ線に沿う断面図である。 ＣＯＦやＰＣＢ基板等が取り付けられた第二基板を説明する図である。 蛍光体が柱状構造を有するシンチレータの構成を示す拡大模式図である。 層状に形成されたシンチレータの構成を示す拡大模式図である。 第二基板とシンチレータとの接触部分の拡大断面図である。 上方構造を取り除いた第二基板の状態を示す平面図である。 本実施形態に係る放射線画像検出器の製造方法の製造工程を示すフローチャートである。 図１０のシンチレータの向きを逆転させて取り付けた場合の構成を示す拡大断面図である。 図１０において平坦化層を光電変換素子の上方にも存在するように構成した場合の拡大断面図である。 従来の放射線画像検出器における光電変換素子、シンチレータおよび平坦化層等を表す拡大断面図である。
　以下、本発明に係る放射線画像検出器および放射線画像検出器の製造方法の実施の形態について、図面を参照して説明する。
　図１は、本実施形態に係る放射線画像検出器の外観斜視図であり、図２は、図１のＡ－Ａ線に沿う断面図である。放射線画像検出器１は、図１や図２に示すように、筐体２内に第二の基板３やシンチレータ４等が収納されて構成されている。
　筐体２は、カーボン板やプラスチック等の材料で形成されている。なお、図１や図２では、筐体２がフレーム板５１とバック板５２とで形成された、いわば弁当箱型である場合が示されているが、筐体２を一体的に形成するいわばモノコック型とすることも可能である。また、筐体２の側面部分には、ＬＥＤ等で構成されたインジケータ５３や蓋５４、外部の装置と接続される端子５５、電源スイッチ５６等が配置されている。
　なお、以下では、放射線画像検出器１の筐体２の放射線入射面Ｘ側を上側、筐体２における放射線入射面Ｘとは反対側の面Ｙ側を下側として説明する。
　筐体２の内部では、図２に示すように、第二の基板（以下、第二基板という。）３の上側にシンチレータ４が配置され、シンチレータ４のさらに上側にはシンチレータ４を支持する第一の基板（以下、第一基板という。）５が配置されている。また、第二基板３の下方には、図示しない鉛の薄板を介して基台６が配置され、基台６には、電子部品７等が配設されたＰＣＢ基板８や緩衝部材９等が取り付けられている。
　本実施形態では、第二基板３はガラス基板で構成されている。図３は、第二基板上の構成を示す平面図である。第二基板３のシンチレータ４側の面３ａ上には、複数の走査線１０と複数の信号線１１とが互いに交差するように配設されている。また、複数のバイアス線１２が、複数の信号線１１と平行に配置されており、各バイアス線１２は、１本の結線１３により結束されている。
　また、第二基板３の面３ａ上で複数の走査線１０と複数の信号線１１により区画された各小領域Ｒには、後述するようにシンチレータ４により変換された光を受けて電気信号に変換する光電変換素子１４がそれぞれ設けられている。また、光電変換素子１４はバイアス線１２に接続されており、バイアス線１２は光電変換素子１４に逆バイアス電圧を印加するようになっている。
　本実施形態では、光電変換素子１４として、シンチレータ４から光の照射を受けると光エネルギを吸収して電子正孔対を発生させて光エネルギを電荷に変換するフォトダイオードが用いられている。また、図４の拡大図に示すように、各領域Ｒには、各光電変換素子１４につき１つのＴＦＴ（薄膜トランジスタ）１５が設けられており、ＴＦＴ１５のソース電極１５ｓが光電変換素子１４の１つの電極と、ドレイン電極１５ｄが信号線１１と、ゲート電極１５ｇが走査線１０とそれぞれ接続されている。
　ここで、本実施形態における光電変換素子１４およびＴＦＴ１５の構造について、図５および図６に示す拡大された断面図を用いて簡単に説明する。図５は、図４におけるＢ－Ｂ線に沿う断面図であり、図６は、図４におけるＣ－Ｃ線に沿う断面図である。
　ＴＦＴ１５の部分では、第二基板３の面３ａ上にＴＦＴ１５のゲート電極１５ｇが積層されて形成されており、ゲート電極１５ｇ上には、窒化シリコン（ＳｉＮｘ）等からなるゲート絶縁層１５１が積層されている。さらにその上方には、半導体層１５２が積層されており、その上方には、後述する光電変換素子１４の第１電極１４３と接続されたソース電極１５ｓと、信号線１１と一体的に形成されるドレイン電極１５ｄとがパッシベーション層１５３によって分割された状態で積層されている。
　また、光電変換素子１４の部分では、第二基板３の面３ａ上にゲート絶縁層１５１と一体的に形成される絶縁層１４１が積層されており、その上には、パッシベーション層１５３と一体的に形成される絶縁層１４２が積層されている。絶縁層１４２の上には第１電極１４３が積層されており、第１電極１４３は、パッシベーション層１５３に形成されたホールＨを介してＴＦＴ１５のソース電極１５ｓに接続されている。
　第１電極１４３の上には、水素化アモルファスシリコンにＶ族元素をドープしてｎ型に形成されたいわゆるｎ層１４４、水素化アモルファスシリコンで形成され電磁波の照射を受けて電子正孔対を発生させる変換層であるいわゆるｉ層１４５、水素化アモルファスシリコンにIII族元素をドープしてｐ型に形成されたいわゆるｐ層１４６が下方から順に積層されて形成されている。なお、ｎ層１４４、ｉ層１４５、ｐ層１４６の上下の順はこの逆であってもよい。また、光電変換素子１４はＰＩＮ型のフォトダイオードに限定されず、例えばＭＩＳ（Metal-Insulator-Semiconductor）型等の他の形式のフォトダイオード等で構成することも可能である。
　ｐ層１４６の上には、ＩＴＯ（Indium Tin Oxide）等の透明電極とされた第２電極１４７が積層されて形成されており、光がｉ層１４５等に到達するように構成されている。また、第２電極１４７の上面には、第２電極１４７に電圧を印加して光電変換素子１４に逆方向バイアスをかけるためのバイアス線１２が接続されている。本実施形態の光電変換素子１４は、このように逆方向バイアスが印加されて駆動されるようになっており、ＴＦＴ１５がオン状態とされると、第１電極１４３に蓄積された電荷がＴＦＴ１５のソース電極１５ｓやドレイン電極１５ｄを介して信号線１１に取り出されるようになっている。
　光電変換素子１４の第２電極１４７やバイアス線１２は、その上方側から窒化シリコン（ＳｉＮｘ）等からなる被膜層１６で被覆されている。被膜層１６は、それと一体的にＴＦＴ１５側にも形成されており、パッシベーション層１５３や光電変換素子１４の第１電極１４３の延出部分等を上側から被覆するように構成されている。
　なお、図３に示したように、各走査線１０、各信号線１１および結線１３の第二基板３の面３ａ上の端縁部分には、それぞれ入出力端子（パッドともいう）１７が形成されており、各入出力端子１１には図７に示すようにＣＯＦ（Chip On Film）１８が異方性導電接着フィルム（Anisotropic Conductive Film）や異方性導電ペースト（Anisotropic Conductive Paste）等の異方性導電性接着材料１９を介して圧着されている。また、ＣＯＦ１８は、第二基板３の裏面３ｂ側に引き回されており、裏面３ｂ側でＰＣＢ基板８とＣＯＦ１８とが圧着されるようになっている。なお、図７ではシンチレータ４や電子部品７等の図示が省略されている。
　シンチレータ４は、入射した放射線を光に変換するものであり、蛍光体を主たる成分とする。具体的には、シンチレータ４は、放射線が入射すると、波長が３００ｎｍ～８００ｎｍの電磁波、すなわち、可視光線を中心として紫外光から赤外光にわたる光を出力するようになっている。蛍光体としては、例えばＣｓＩ：Ｔｌ等の母体材料内に発光中心物質が付活されたものが好ましく用いられる。
　シンチレータ４は、本実施形態では、図８の拡大図に示すように、例えば、セルロースアセテートフィルム、ポリエステルフィルム、ポリエチレンテレフタレートフィルム等の各種高分子材料により形成された支持体４ｂの上に、例えば気相成長法により蛍光体４ａを成長させて形成されたものであり、蛍光体４ａの柱状結晶からなっている。気相成長法としては、蒸着法やスパッタ法等が好ましく用いられる。
　いずれの手法においても、蛍光体４ａを支持体４ｂ上に独立した細長い柱状結晶として気相成長させることができる。蛍光体４ａの各柱状結晶は、支持体４ｂ付近では太く、先端（図８中では下側の端部）Ｐａに向かうに従って細くなっていき、先端Ｐａは鋭角状の略円錐形状となるように成長して形成される。
　本実施形態では、このようにして蛍光体４ａが柱状結晶として形成されたシンチレータ４は、その支持体４ｂが、蛍光体４ａの柱状結晶の鋭角状の先端Ｐａが下側を向くように、前述した第一基板５（図１０参照）の下面５ａに貼付されるようになっている。本実施形態では、第一基板５はガラス基板で構成されているが、この他にも、例えばＰＥＴ（polyethylene terephthalate）等の樹脂等で構成することも可能である。
　なお、以下では、シンチレータ４の蛍光体４ａが上記のＣｓＩ等のように柱状結晶構造を有する場合について説明するが、シンチレータ４はその蛍光体４ａが必ずしも柱状結晶構造を有する必要はない。例えば、蛍光体４ａをＧＯＳ（Ｇｄ2Ｏ2Ｓ：Ｔｂ）等で構成する場合には、図９の拡大図に示すように、第一基板５上にＧＯＳ等を塗布して、第一基板５上に層状のシンチレータ４が形成される。
　図１０は、第二基板とシンチレータとの接触部分の拡大図である。第二基板３の面３ａ上に形成された光電変換素子１４や信号線１１等を被覆する被膜層１６のうち、信号線１１や図１０では図示が省略されている走査線１０等を被覆する被膜層１６の上方すなわちシンチレータ４側には、シンチレータ４の蛍光体４ａの先端Ｐａと接触する平坦化層２０が形成されている。
　平坦化層２０は、光電変換素子１４の上方、すなわちシンチレータ４に対向する受光面１４ａ上には形成されず、光電変換素子１４の受光面１４ａとシンチレータ４との間に平坦化層２０が介在しない空洞Ｃが設けられている。なお、空洞Ｃは、図１０や図１１に示すように、光電変換素子１４の受光面１４ａとシンチレータ４との間に十分な開口面積を有して設けられていればよく、光電変換素子１４の受光面１４ａの端縁部分の上方に平坦化層２０が形成されていてもよい。平坦化層２０は、本実施形態では、透明の（すなわち、放射線を照射されたシンチレータ４の蛍光体４ａから出力される光を透過する）アクリル系の感光性樹脂で形成されている。
　シンチレータ４や第一基板５等の上方構造を取り除いた第二基板３の状態を示す平面図である図１１に斜線を付して示すように、平坦化層２０は、本実施形態では、第二基板３上に互いに交差するように配設された複数の走査線１０および複数の信号線１１やＴＦＴ１５等のシンチレータ４側に設けられており、第二基板３上に略格子状に設けられている。
　このように、第二基板３上に略格子状に設けられた平坦化層２０により、光電変換素子１４の上方のシンチレータ４が光電変換素子１４の受光面１４ａ周囲の四辺で下方から支持されるようになっており、シンチレータ４の光電変換素子１４側への落ち込みを防止して、シンチレータ４を下方から安定して支持することが可能となる。
　なお、図１０や図１１では、バイアス線１２の上方にも平坦化層２０を形成せずに空洞Ｃを設ける場合を示したが、平坦化層２０をバイアス線１２の上方に形成することも可能である。また、走査線１０や信号線１１、ＴＦＴ１５、バイアス線１２等のように光を透過しない材料で形成された部材の上方に平坦化層２０を設ければ、シンチレータ４をより安定して下方から支持することが可能となる。
　また、シンチレータ４の蛍光体４ａを、図９に示したように、第一基板５上にＧＯＳ等を塗布して層状に形成する場合にも、上記と同様に、光電変換素子１４の受光面１４ａとシンチレータ４との間に平坦化層２０が介在しない空洞Ｃが設けられる。
　ここで、本実施形態に係る放射線画像検出器１の製造方法について説明する。放射線画像検出器１の製造工程は、図１２のフローチャートに示すように、平坦化層形成工程（ステップＳ１）、除去工程（ステップＳ２）、シンチレータ取付工程（ステップＳ３）、組立工程（ステップＳ４）の各工程を備えている。
　平坦化層形成工程（ステップＳ１）では、上記のように光電変換素子１４等が設けられた第二基板３（図５、図６等参照）上に平坦化層２０を形成するようになっている。具体的には、アクリル系等の感光性樹脂が、光電変換素子１４等が設けられた第二基板３の全面に、数μｍ程度の所定の厚さになるように塗布される。感光性樹脂は、塗布の段階でその表面が平坦になるように塗布されるが、硬化して平坦化層２０になるまでの間に自重や表面張力等で表面がより平坦化される。
　除去工程（図１２のステップＳ２）では、上記のように形成された平坦化層２０のうち、光電変換素子１４の受光面１４ａ（図１０、図１１等参照）上の部分の感光性樹脂が除去される。感光性樹脂には、よく知られているようにいわゆる「ポジ型」と「ネガ型」とがあるが、例えば「ポジ型」の場合、図１１に斜線で示した部分に平坦化層２０が残存するように上側から図示しないマスクをかけ、上方から光を照射して露光した後、マスクを除去し、溶媒等により光が照射された光電変換素子１４の受光面１４ａ上の感光性樹脂を溶かし出してその部分の樹脂を除去する。
　感光性樹脂が「ネガ型」であれば、光電変換素子１４の受光面１４ａ上の部分にマスクをかけて露光し、その部分以外の部分、すなわち図１１に斜線で示した部分を残して光電変換素子１４の受光面１４ａ上の部分の樹脂を溶かし出して除去する。このようにして、光電変換素子１４の受光面１４ａの上方部分に空洞Ｃとなる凹部が設けられ、平坦化層２０は、図１１に示したように、複数の走査線１０や複数の信号線１１、ＴＦＴ１５等の上方に略格子状に設けられる。
　シンチレータ取付工程（図１２のステップＳ３）では、シンチレータ４が光電変換素子１４に対向する状態で平坦化層２０に接触させるように配置されて取り付けられる。具体的には、蛍光体４ａが柱状結晶状に形成されたシンチレータ４を、図１０に示したように、蛍光体４ａの柱状結晶の鋭角状の先端Ｐａが光電変換素子１４に対向する状態で平坦化層２０に接触させるように配置され、蛍光体４ａが平坦化層２０に圧着されるようにして取り付けられる。
　そして、光電変換素子１４の受光面１４ａとシンチレータ４との間に空洞Ｃが設けられる。その際、シンチレータ４は、第二基板３上に略格子状に設けられた平坦化層２０により、光電変換素子１４の受光面１４ａ周囲の四辺で下方から支持されるようになり、シンチレータ４を下方から安定して支持されて、シンチレータ４が光電変換素子１４側に落ち込むことが的確に防止される。
　組立工程（図１２のステップＳ４）では、図７に示したように、第二基板３上の各入出力端子１７とＰＣＢ基板８とがＣＯＦ１８等を介して接続され、それらが筐体２（図１、図２等参照）内に収納される等して、放射線画像検出器１が組み立てられる。
　次に、本実施形態に係る放射線画像検出器１の作用について説明する。
　放射線画像検出器１の放射線入射面Ｘ（図１、図２等参照）から放射線が入射されると、放射線は第一基板５を透過してシンチレータ４（図１０参照）に入射し、シンチレータ４の蛍光体４ａに吸収される。そして、蛍光体４ａで光に変換され、第二基板３上の光電変換素子１４に向けて出力される。
　その際、本実施形態のようにシンチレータ４の蛍光体４ａの柱状結晶の鋭角状の先端Ｐａが光電変換素子１４に対向するように配置すると（図１０参照）、例えば図１３に示すように、仮にシンチレータ４の蛍光体４ａの柱状結晶の鋭角状の先端Ｐａが光電変換素子１４に対向する方向とは逆方向を向くように配置し、蛍光体４ａの柱状結晶中を伝播した光が鋭角状の先端Ｐａとは反対側の平面状の先端Ｐｂから出力される場合に比べて、本実施形態のように鋭角状の先端Ｐａから光が出力される場合の方が光の左右方向（すなわち光電変換素子１４に向かう方向に直交する方向）への拡散の度合が少なくなる。
　そのため、本実施形態のようにシンチレータ４の蛍光体４ａの柱状結晶の鋭角状の先端Ｐａが光電変換素子１４に対向するように配置することで、得られる放射線画像の鮮鋭性が図１３に示した場合よりも改善され、鮮鋭性の向上を図ることが可能となる。
　また、本実施形態では、光電変換素子１４の受光面１４ａとシンチレータ４との間に平坦化層２０が介在しない空洞Ｃが設けられているため、シンチレータ４の蛍光体４ａの柱状結晶の鋭角状の先端Ｐａから出力された光は、平坦化層２０に吸収されることなく光電変換素子１４の受光面１４ａに直接到達する。
　そのため、光電変換素子１４の量子効率（外部量子効率）が平坦化層２０によって低下することがなく、平坦化層２０による光電変換素子１４の量子効率の低下を的確に防止して、放射線画像検出器１の放射線感度を効果的に向上させることが可能となる。
　シンチレータ４から出力された光が光電変換素子１４に到達すると、光電変換素子１４のｉ層１４５内で電子正孔対が発生し、バイアス線１２を介して第２電極１４７に印加される逆バイアス電圧により光電変換素子１４内に形成される電位勾配に従って、本実施形態では、発生した正孔が第２電極１４７側に移動して第２電極１４７からバイアス線１２に流出し、発生した電子は第１電極１４３側に移動して第１電極１４３やその近傍に蓄積される。
　そして、放射線の照射が終了すると、複数の走査線１０に１本ずつ順次読み出し信号が印加される。走査線１０に読み出し信号が印加されると、当該走査線１０とゲート電極１５ｇが一体的に形成されたＴＦＴ１５のゲートが一斉に開き、当該走査線１０に接続された各光電変換素子１４からそれぞれ蓄積された電子が第１電極１４３、ソース電極１５ｓ、ドレイン電極１５ｄを介して対応する各信号線１１に流出して取り出される。
　この各光電変換素子１４に蓄積された電子の取り出しを、走査線１０を順次切り換えながら行うことで、各光電変換素子１４（各画素）から蓄積された電気信号が読み出され、読み出された電気信号は図示しない増幅回路で増幅されて出力される。このようにして、放射線画像が検出される。
　なお、本実施形態のように、シンチレータ４の蛍光体４ａの柱状結晶の鋭角状の先端Ｐａが光電変換素子１４に対向するように配置される場合に、図１４に示すように、仮に、平坦化層２０を光電変換素子１４の受光面１４ａ上にも存在させ、空洞を設けないように構成したとする。この状態で、放射線画像検出器１の筐体２（図１、図２参照）の放射線入射面Ｘに被写体が載置される等して第一基板５に上方から力が加わると、第一基板５やシンチレータ４が下方に押し下げられ、シンチレータ４の蛍光体４ａの柱状結晶の鋭角状の先端Ｐａが平坦化層２０に押し付けられる。
　すると、シンチレータ４の蛍光体４ａの柱状結晶は、その鋭角状の先端Ｐａがいわば臼歯状になって潰れる。そして、蛍光体４ａの柱状結晶の先端Ｐａがこのように潰れると、図１３に示した鋭角状の先端Ｐａの反対側の平面状の先端Ｐｂの場合と同様に、出力される光が左右方向に拡散し易くなり、柱状結晶の鋭角状の先端Ｐａが潰された部分の画素（光電変換素子１４）の鮮鋭性が低下する場合がある。
　そして、得られた１つの放射線画像の中で、柱状結晶の鋭角状の先端Ｐａが潰された部分の画素の鮮鋭性と、潰されていない部分の画素の鮮鋭性が異なり、画質の低下を招いてしまう。
　しかし、本実施形態のように、光電変換素子１４の受光面１４ａとシンチレータ４との間に空洞Ｃを設ければ、放射線画像検出器１の筐体２の放射線入射面Ｘに被写体が載置される等して第一基板５やシンチレータ４が下方に押し下げられても、少なくとも光電変換素子１４の上方ではシンチレータ４の蛍光体４ａの柱状結晶の鋭角状の先端Ｐａが潰れることはない。そのため、放射線画像検出器１内の各画素（各光電変換素子１４）の鮮鋭性が良好な状態に維持され、得られた放射線画像の各画素の鮮鋭性を均等にすることが可能となり、放射線画像の画質が良好なものとなる。
　以上のように、本実施形態に係る放射線画像検出器１および放射線画像検出器の製造方法によれば、光電変換素子１４のシンチレータ４側に形成される平坦化層２０を除去する等して、光電変換素子１４の受光面１４ａとシンチレータ４との間に平坦化層２０が介在しない空洞Ｃを設けることで、シンチレータ４から出力された光を光電変換素子１４に直接到達させることが可能となり、平坦化層２０が光を吸収することによる光電変換素子１４の量子効率の低下を的確に防止し、放射線画像検出器１の放射線感度を良好に向上させることが可能となる。
　なお、本実施形態では、平坦化層２０（図１０、図１１参照）を透明な、すなわちシンチレータ４の蛍光体４ａから出力される光を透過する樹脂で形成する場合について説明したが、平坦化層２０を不透明な、すなわちシンチレータ４の蛍光体４ａから出力される光を透過しない材料で形成することも可能である。
　このように平坦化層２０を不透明な材料で形成すれば、例えば光電変換素子１４に、当該光電変換素子１４に隣接する光電変換素子１４の上方のシンチレータ４の蛍光体４ａから出力された光が平坦化層２０を透過して入射されることがなくなるため、放射線画像検出器１内の各画素（各光電変換素子１４）の鮮鋭性が良好な状態となり、得られた放射線画像の画質が良好なものとなる。
　また、本実施形態では、光電変換素子１４の受光面１４ａとシンチレータ４との間に平坦化層２０が介在しない空洞Ｃが設けられ、図１１に斜線で示した部分に平坦化層２０を残存させるように、上側からマスクをかけてその上方から光を照射して略格子状に平坦化層２０を形成する場合について説明した。
　しかし、マスク精度等が良好でないと、空洞Ｃの位置が光電変換素子１４の受光面１４ａの上方からずれる場合がある。このように空洞Ｃの位置が光電変換素子１４の受光面１４ａの上方から多少ずれても、受光面１４ａの面積が比較的大きい場合にはさほど問題にはならないことが多いが、受光面１４ａの面積が小さい光電変換素子１４では、空洞Ｃの位置がずれると、空洞Ｃを介して受光面１４ａに直接到達する光の割合に比べて平坦化層２０を透過した後に到達する光の割合が増加してしまい、本実施形態の効果が的確に発揮されない状態となる場合がある。
　そのため、光電変換素子１４が形成される第二基板３をガラス基板等の透明または半透明な基板とし、絶縁層１４１や絶縁層１４２（図５、図６参照）、光電変換素子１４の第１電極１４３等、すなわち光電変換素子１４の下側の部分を透明または半透明な材料で形成しておき、前述した除去工程（図１２のステップＳ２）で、光電変換素子１４等の上側に感光性樹脂が塗布されて形成された平坦化層２０に対して、光電変換素子１４の裏面側すなわち第二基板３側から、第二基板３や絶縁層１４２、１４３、光電変換素子１４等を介して光を照射して、平坦化層２０のうち光電変換素子１４の受光面１４ａ上の部分を除去して空洞Ｃを形成するように構成することも可能である。
　このようにすれば、光電変換素子１４の裏面側から照射された光が、光電変換素子１４の受光面１４ａ上の部分の平坦化層２０に到達して、その部分の平坦化層２０を的確に除去することが可能となり、前述したマスク精度等の不良による空洞Ｃの位置ずれを的確に防止することが可能となる。
　また、光電変換素子１４の裏面側から照射された光は、光を透過しない材料で形成された走査線１０や信号線１１、ＴＦＴ１５等は透過しないため、その上方では平坦化層２０は除去されずに残存し、図１１に示したように、平坦化層２０を、第二基板３上で互いに交差するように配設された複数の走査線１０および複数の信号線１１やＴＦＴ１５等のシンチレータ４側に残存させて、第二基板３上に略格子状に設けることが可能となる。
　医療の分野において、診断用の放射線画像を得るための放射線画像検出器に利用可能性がある。
符号の説明
１　放射線画像検出器
３　第二の基板
３ａ　面
４　シンチレータ
４ａ　蛍光体
４ｂ　支持体
５　第一の基板
５ａ　面（下面）
１０　走査線
１１　信号線
１４ａ　受光面
１４　光電変換素子
１４３　第二の基板側の電極（第１電極）
２０　平坦化層
Ｃ　空洞
Ｐａ　先端

Claims (11)

  1. 　入射した放射線を光に変換するシンチレータが一方の面に形成された第一の基板と、
    　前記シンチレータにより変換された光を受けて電気信号に変換する光電変換素子が一方の面に形成された第二の基板と、
    を備え、
    　前記光電変換素子が設けられた側の前記第二の基板の前記面上には、前記第一の基板の面上に形成された前記シンチレータと接触する平坦化層が形成されており、
    　前記光電変換素子の前記シンチレータに対向する受光面上に、前記受光面と前記シンチレータとの間に前記平坦化層が介在しない空洞が設けられていることを特徴とする放射線画像検出器。
  2. 　前記第二の基板上には、前記光電変換素子からの電気信号の読み出しを制御するための複数の走査線および複数の信号線が互いに交差するように配設されており、
    　前記平坦化層は、少なくとも前記第二の基板上の前記複数の走査線および前記複数の信号線の上方に設けられていることを特徴とする請求項１に記載の放射線画像検出器。
  3. 　前記平坦化層は、透明な材料で形成されていることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の放射線画像検出器。
  4. 　前記平坦化層は、不透明な材料で形成されていることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の放射線画像検出器。
  5. 　前記シンチレータは、支持体に対する蒸着により形成される蛍光体の柱状結晶からなっていることを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか一項に記載の放射線画像検出器。
  6. 　前記シンチレータは、前記蛍光体の柱状結晶の鋭角状の先端が前記光電変換素子に対向するように前記平坦化層と接触されることを特徴とする請求項５に記載の放射線画像検出器。
  7. 　光電変換素子が設けられた側の第二の基板の面上に平坦化層を形成する平坦化層形成工程と、
    　前記平坦化層のうち前記光電変換素子の受光面上の部分を除去する除去工程と、
    　第一の基板の一方の面に形成されたシンチレータを、前記第二の基板の面上に設けられた前記光電変換素子と対向させた状態で配置し、前記シンチレータを前記平坦化層に接触させるように取り付けるシンチレータ取付工程と、
    を有することを特徴とする放射線画像検出器の製造方法。
  8. 　前記平坦化層形成工程では、前記光電変換素子が設けられた前記第二の基板上に感光性樹脂を塗布して前記平坦化層を形成し、
    　前記除去工程では、前記感光性樹脂で形成された前記平坦化層に光を照射して、前記平坦化層のうち前記光電変換素子の受光面上の部分を除去することを特徴とする請求項７に記載の放射線画像検出器の製造方法。
  9. 　前記除去工程では、前記感光性樹脂で形成された前記平坦化層上に、前記平坦化層のうち前記光電変換素子の受光面上の部分が除去されるようにマスクをかけ、光を照射して除去することを特徴とする請求項８に記載の放射線画像検出器の製造方法。
  10. 　前記除去工程では、前記光電変換素子の前記第二の基板側の電極が透明または半透明に形成され透明または半透明の材料で形成された前記第二の基板の、前記感光性樹脂で前記平坦化層が形成された側とは反対側の面側から前記平坦化層に光を照射して、前記平坦化層のうち前記光電変換素子の受光面上の部分を除去することを特徴とする請求項８に記載の放射線画像検出器の製造方法。
  11. 　前記シンチレータ取付工程では、蛍光体が柱状結晶状に形成された前記シンチレータを、前記蛍光体の柱状結晶の鋭角状の先端が前記光電変換素子に対向する状態で前記平坦化層に接触させるように配置することを特徴とする請求項７から請求項１０のいずれか一項に記載の放射線画像検出器の製造方法。
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