WO2010113451A1 - 放射線検出器、およびそれを備えた放射線撮影装置 - Google Patents

放射線検出器、およびそれを備えた放射線撮影装置 Download PDF

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WO2010113451A1
WO2010113451A1 PCT/JP2010/002195 JP2010002195W WO2010113451A1 WO 2010113451 A1 WO2010113451 A1 WO 2010113451A1 JP 2010002195 W JP2010002195 W JP 2010002195W WO 2010113451 A1 WO2010113451 A1 WO 2010113451A1
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layer
radiation detector
insulating layer
radiation
electrode layer
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PCT/JP2010/002195
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古井真悟
吉牟田利典
鈴木準一
渡谷浩司
森田諭
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株式会社島津製作所
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    • H01L27/144—Devices controlled by radiation
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    • H01L27/14676—X-ray, gamma-ray or corpuscular radiation imagers
    • G—PHYSICS
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    • H01L31/00—Semiconductor devices 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; Processes or apparatus specially adapted for the manufacture or treatment thereof or of parts thereof; Details thereof
    • H01L31/08—Semiconductor devices 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; Processes or apparatus specially adapted for the manufacture or treatment thereof or of parts thereof; Details thereof in which radiation controls flow of current through the device, e.g. photoresistors
    • H01L31/085—Semiconductor devices 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; Processes or apparatus specially adapted for the manufacture or treatment thereof or of parts thereof; Details thereof in which radiation controls flow of current through the device, e.g. photoresistors the device being sensitive to very short wavelength, e.g. X-ray, Gamma-rays

Definitions

  • the present invention relates to an industrial or medical radiation detector and a radiation imaging apparatus including the same, and more particularly to a radiation detector that directly converts radiation into a carrier and a radiation imaging apparatus including the radiation detector.
  • a predetermined bias voltage is applied to a common electrode layer formed on the surface of the semiconductor layer that is sensitive to radiation.
  • the carriers generated in the semiconductor layer are collected in the pixel electrode formed on the back surface of the semiconductor layer. Further, radiation is detected by reading out the collected carriers as a radiation detection signal using an active matrix substrate.
  • an amorphous semiconductor layer such as a-Se (amorphous selenium) is used.
  • the direct conversion type radiation detector applies a high voltage to the common electrode layer, discharge occurs along the surface of the amorphous semiconductor layer.
  • the entire surface of the amorphous semiconductor layer 51, the common electrode layer 52, and the carrier-selective high-resistance film 53 is formed on the insulating layer 55 (epoxy Resin).
  • the active matrix substrate 54 covers the lower surface of the amorphous semiconductor layer 51.
  • Patent Document 1 also presents a problem that the solvent component of the epoxy resin reacts with a-Se, which is the amorphous semiconductor layer 51, and the surface of the amorphous semiconductor layer 51 is discolored and the withstand voltage is lowered. Therefore, by covering the entire surface of the amorphous semiconductor layer 51 with a solvent-resistant and carrier-selective high-resistance film 53 such as an Sb 2 S 3 film, the reaction between the solvent component of the epoxy resin and a-Se is reduced. This prevents the surface of the amorphous semiconductor layer 51 from being altered and the withstand voltage from being lowered.
  • Patent Document 1 a new problem that has not been disclosed in Patent Document 1 has been discovered.
  • the radiation detector 50 When the radiation detector 50 is used continuously, as shown on the right side of FIG. 5, negative charges are applied to the surface opposite to the contact surface between the auxiliary plate 56 (glass) and the insulating layer 55, that is, the surface on the radiation incident side. Is accumulated. Since the common electrode layer 52 has a high potential, it is attracted to the common electrode layer 52 and accumulates such negative charges. That is, the auxiliary plate 56, the insulating layer 55, and the common electrode layer 52 accumulate negative charges as if they were capacitors.
  • the static electricity due to the accumulated electric charge affects the radiation detection signal read from the active matrix substrate 54, and noise is generated in the radiation detection signal.
  • the surface of the auxiliary plate 56 on the radiation incident side is grounded to prevent charge accumulation. Thereby, noise superimposed on the radiation detection signal is removed.
  • the inventors observed that the high resistance film 53 covering the entire surface of the amorphous semiconductor layer 51 was observed with an electron microscope, and it was confirmed that a pinhole as shown in FIG. 6 was generated. Further, it was newly confirmed that voids are formed on the surface of the amorphous semiconductor layer 51 through the pinholes.
  • the inventors of the present application were able to obtain the following knowledge.
  • the amorphous semiconductor layer 51 and the carrier-selective high-resistance film 53 are identified in order to identify the substances that are forming voids and pinholes in the amorphous semiconductor layer 51 and the carrier-selective high-resistance film 53.
  • the element specific inspection was implemented with the fluorescent X-ray-analysis apparatus for the void part and pinhole part of this, and the other part.
  • FIG. 7 shows the elements detected from the void part and the pinhole part
  • FIG. 8 shows the elements detected in the part without the void part and the pinhole part.
  • the main component of the epoxy resin is an epoxy prepolymer in which bisphenol A (C 15 H 16 O 2 ) and epichlorohydrin (C 3 H 5 ClO) are mixed.
  • the chloride ion (Cl ⁇ ) of epichlorohydrin cannot be completely removed and remains as a by-product. Therefore, when the residual concentration of chloride ions in the epoxy prepolymer used in the present application was measured, it was about 400 ppm to 1,000 ppm.
  • chloride ions remain in the epoxy resin formed by mixing the epoxy prepolymer and the curing agent, and this chlorine corrodes the Sb 2 S 3 film which is the carrier selective high resistance film 53. By doing so, it was found that a pinhole was formed. In addition, when this pinhole penetrates, the function of the Sb 2 S 3 film as a carrier selection film is lowered. As a result, dark current increases and defective pixels increase. Further, chloride ions pass through the pinholes to corrode the surface of the amorphous semiconductor layer 51 and form voids.
  • the auxiliary plate 56 is grounded.
  • the electric field strength from the common electrode layer 52 toward the auxiliary plate 56 is greater when the auxiliary plate 56 is grounded. strong. Accordingly, it is considered that chloride ions in the epoxy resin are strongly attracted to the electric field and concentrated in the vicinity of the common electrode layer 52, and this chlorine corrodes the Sb 2 S 3 film and the amorphous semiconductor layer 51.
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and radiation detection that prevents void formation and pinhole formation of an amorphous semiconductor layer and a carrier-selective high-resistance film without accumulating charges on an auxiliary plate.
  • the purpose is to provide a vessel.
  • the present invention has the following configuration in order to solve the above-described problems. That is, in the radiation detector according to claim 1, a conversion layer for converting light or radiation into a carrier and a positive bias voltage are applied on an active matrix substrate having a large number of switching elements for reading out carriers described later.
  • the common electrode layer, the insulating layer, and the grounded conductive layer are laminated in this order, and the insulating layer includes an anion exchanger.
  • the active matrix substrate, the conversion layer, the common electrode layer, the insulating layer, and the conductive layer are laminated in this order. If an anion remains in the insulating layer, the anion is attracted to the common electrode layer to which a positive bias voltage is applied and destroys the configuration of the radiation detector.
  • an anion exchanger is added to the insulating layer for the purpose of preventing this. Since the anion exchanger adsorbs anions, it is possible to prevent the radiation detector from being destroyed due to the anions being attracted to the common electrode layer.
  • the invention according to claim 2 is characterized in that a high-resistance film that selectively transmits carriers is provided between the conversion layer and the common electrode layer.
  • the invention according to claim 3 is the radiation detector according to claim 1, wherein the insulating layer is made of an epoxy resin.
  • a radiation detector capable of detecting radiation more reliably can be provided. Since the epoxy resin does not generate much heat at the time of curing, it is possible to suppress the danger that the conversion layer is thermally changed as much as possible. In addition, although an anion may remain in an epoxy resin, since this is adsorb
  • the invention according to claim 4 is the radiation detector according to any one of claims 1 to 3, wherein the conversion layer is made of amorphous selenium, and the common electrode layer has a thickness in the stacking direction of 200 nm or less. It is characterized by being a gold electrode layer.
  • the common electrode layer has a thickness of 200 nm or less (preferably 100 nm). Since it is necessary to suppress the thermal change of the conversion layer when the common electrode layer is laminated, the thickness of the common electrode layer cannot be increased so much. According to the above-described configuration, the common electrode layer is sufficiently thin. In addition, according to the above-described configuration, since the anion is adsorbed in the insulating layer, the radiation detector is not destroyed even if the common electrode layer is thin.
  • the common electrode layer is made of gold.
  • the radiation detector which can apply a positive bias voltage reliably can be provided, reducing a film thickness. It is known that anions penetrate through the gold electrode layer.
  • the anion is adsorbed in the insulating layer, the radiation detector is not destroyed even if the common electrode layer is made of gold.
  • the invention according to claim 5 is characterized in that, in the radiation detector according to any one of claims 1 to 4, the anion exchanger is an inorganic anion exchanger.
  • the above-described configuration shows a specific embodiment of the anion exchanger. Since it has been found that the anion that destroys the radiation detector is an inorganic anion, the above-described configuration can more reliably suppress the destruction of the radiation detector.
  • the invention according to claim 6 is the radiation detector according to claim 5, wherein the anion exchanger adsorbs chloride ions.
  • the destruction of the radiation detector can be more reliably suppressed.
  • hydrochloric acid is released when the epoxy resin is cured.
  • Chloride ions derived from this are the main anions that cause destruction of the radiation detector.
  • the anion exchanger adsorbs chloride ions, so that destruction of the radiation detector is reliably suppressed.
  • the invention according to claim 7 is the radiation detector according to claim 5 or 6, wherein the anion exchanger is a hydrotalcite compound, zirconium hydroxide, titanium hydroxide, yttrium compound, water. It is at least one selected from the group consisting of bismuth oxide, bismuth nitrate, and bismuth oxide compounds.
  • the above-described configuration specifically shows the anion exchanger.
  • the inorganic anion at least one kind selected from the group consisting of the aforementioned compounds can be selected.
  • the invention according to claim 8 is the radiation detector according to any one of claims 5 to 7, characterized in that the anion exchanger is free of chlorine atoms. .
  • the anion exchanger does not contain chlorine atoms.
  • the movable chlorine atom in an insulating layer can be reduced reliably. Therefore, chloride ions are not attracted to the common electrode layer.
  • the invention according to claim 9 is the radiation detector according to any one of claims 1 to 8, and is the same as the insulating layer so as to cover the side surfaces of the stacked conversion layer, common electrode layer, and insulating layer.
  • a side insulating layer made of a material is provided.
  • the side surfaces of the conversion layer, the common electrode layer, and the insulating layer are covered with the side surface insulating layer. Since the side surface insulating layer contains an anion exchanger, anions are not attracted even in the side surfaces of the conversion layer, the common electrode layer, and the insulating layer.
  • the invention according to claim 10 is a radiographic apparatus equipped with the radiation detector according to any one of claims 1 to 9, characterized by comprising a radiation source for irradiating radiation. It is.
  • FIG. FIG. 3 is a plan view illustrating the configuration of the X-ray detector according to the first embodiment. It is sectional drawing explaining the structure of the X-ray detector of Example 1. FIG. It is sectional drawing explaining the structure of the X-ray imaging apparatus of Example 2. FIG. It is sectional drawing explaining the structure of the X-ray detector of a conventional structure. It is an electron micrograph explaining the structure of the X-ray detector of a conventional structure. It is spectrum data explaining the structure of the X-ray detector of a conventional structure. It is spectrum data explaining the structure of the X-ray detector of a conventional structure. It is spectrum data explaining the structure of the X-ray detector of a conventional structure.
  • the X-ray detector 10 includes an active matrix substrate 4 that accumulates and reads carriers, an amorphous selenium layer 1 that converts light or X-rays into carrier pairs, a high resistance layer 3, and a gold electrode layer 2. And an insulating layer 5 made of epoxy resin and an auxiliary plate 6 made of glass.
  • the X-ray detector 10 has a configuration in which an active matrix substrate 4, an amorphous selenium layer 1, a high resistance layer 3, a gold electrode layer 2, an insulating layer 5, and an auxiliary plate 6 are laminated in this order.
  • the X-ray detector corresponds to the radiation detector of the present invention, and the amorphous selenium layer corresponds to the conversion layer of the present invention.
  • the gold electrode layer corresponds to the common electrode layer of the present invention.
  • the amorphous selenium layer 1 is composed of high-purity amorphous selenium having a specific resistance of 10 9 ⁇ cm or more (preferably 10 11 ⁇ cm or more).
  • the thickness in the stacking direction is 0.5 mm to 1.5 mm.
  • collection electrodes 4a for carrier collection are embedded.
  • the collection electrode 4 a is in contact with the amorphous selenium layer 1 and is two-dimensionally arranged on the surface of the active matrix substrate 4.
  • the collection electrode 4a is connected to a carrier storage capacitor 4c.
  • the capacitor 4c accumulates the charges collected by the collecting electrode 4a.
  • the capacitor 4c is connected to the transistor 4t.
  • the transistor 4t has a gate G for current control and a read electrode P for reading a detection signal. When the gate G of the transistor 4t is turned on, the electric charge (the above-mentioned carrier) accumulated in the capacitor 4c flows toward the readout electrode P.
  • FIG. 1 only one capacitor 4c is shown for simplicity.
  • the actual active matrix substrate 4 is provided with a capacitor 4c, a transistor 4t, a gate G, and a readout electrode P on each of the collecting electrodes 4a. Therefore, the capacitor 4c and the transistor 4t are two-dimensionally arranged as shown in FIG. Further, the readout electrodes P of the transistors 4t arranged in the vertical direction in FIG. 2 are all connected to the common amplifier electrodes Q1 to Q4, and the gates G of the transistors 4t arranged in the horizontal direction in FIG.
  • the gate control electrodes H1 to H4 are connected.
  • the gate control electrodes H1 to H4 are connected to the gate drive 13, and the amplifier electrodes Q1 to Q4 are connected to the amplifier array 14.
  • a configuration for reading out charges from each capacitor 4c will be described. It is assumed that charges are accumulated in each of the capacitors 4c in FIG.
  • the gate drive 13 turns on the transistors 4t all at once through the gate control electrode H1.
  • the four transistors 4t arranged side by side transmit the charge to the amplifier array 14 through the amplifier electrodes Q1 to Q4.
  • the gate drive 13 turns on the transistors 4t all at once through the gate control electrode H2. In this way, the gate drive 13 turns on the gate control electrodes H1 to H4 in order. Each time, the transistors 4t in different rows are turned on. Thus, the X-ray detector 10 is configured to read out the electric charges accumulated in each of the capacitors 4c for each row.
  • an amplifier for amplifying a signal is provided in each of the amplifier electrodes Q1 to Q4.
  • the original signals input from the amplifier electrodes Q1 to Q4 to the amplifier array 14 are amplified thereby.
  • the amplified signal output from the amplifier array 14 is output to the image generation unit 15.
  • Each amplified signal is converted into a pixel value, which is two-dimensionally arranged to generate an image.
  • the collection electrode 4a, the capacitor 4c, and the transistor 4t constitute an X-ray detection element that detects X-rays.
  • the X-ray detection elements form a two-dimensional matrix of 1,024 ⁇ 1,024 arranged in the vertical and horizontal directions on the active matrix substrate 4.
  • the gold electrode layer 2 is connected to the node 2a as shown in FIG. By supplying a high potential to the node 2a, a positive bias voltage of 10 kV, for example, is applied to the gold electrode layer 2 as a potential.
  • the gold electrode layer 2 has a thickness (film thickness) in the stacking direction of 200 nm or less. If the gold electrode layer 2 is to be formed thick, the amorphous selenium layer 1 may be denatured by heat. In order to prevent this, the thickness of the gold electrode layer 2 is sufficiently thin, 200 nm or less.
  • the high resistance layer 3 is a layer that prevents holes from being injected from the gold electrode layer 2 into the amorphous selenium layer 1.
  • the high resistance layer 3 is composed mainly of n-type Sb 2 S 3 , has a thickness of about 0.1 ⁇ m to 5 ⁇ m, and has a specific resistance of 10 9 ⁇ cm or more.
  • the specific resistance is 10 9 ⁇ cm or more, in some cases, it may be better to use a p-type material instead of the n-type Sb 2 S 3 .
  • the p-type material selected at this time may be Sb 2 Te 3 , ZnTe, or the like. Further, Sb 2 S 3 can also be used as a p-type material by adding impurities.
  • the insulating layer 5 is made of an epoxy resin.
  • the insulating layer 5 covers the gold electrode layer 2 so that the high potential of the gold electrode layer 2 is contained.
  • the insulating layer 5 also covers the side edge of the amorphous selenium layer 1 at the peripheral edge of the X-ray detector 10. Therefore, the insulating layer 5 is in contact with the active matrix substrate 4 at the peripheral edge of the X-ray detector 10. That is, the amorphous selenium layer 1, the high resistance layer 3, and the gold electrode layer 2 are sealed by the active matrix substrate 4 and the insulating layer 5.
  • the side edges of the amorphous selenium layer 1, the high resistance layer 3, and the gold electrode layer 2 are covered with an insulating layer.
  • the thickness of the insulating layer 5 is set so that the distance from the active matrix substrate 4 to the auxiliary plate 6 is 1 mm to 5 mm (preferably 2 mm to 4 mm).
  • the side surfaces of the amorphous selenium layer 1, the gold electrode layer 2, and the insulating layer 5 are covered with a side surface insulating layer 5a.
  • the side insulating layer is made of the same material as the insulating layer 5.
  • the auxiliary plate 6 is a quartz glass plate and faces the insulating layer 5. Its thickness is 0.5 mm to 1.5 mm. Since the X-ray incident surface opposite to the surface in contact with the insulating layer 5 in the auxiliary plate 6 is coated with conductive carbon particles, the surface of the auxiliary plate 6 is conductive. The surface of the auxiliary plate 6 is grounded by being connected to the ground electrode 6a. Therefore, the X-ray incident surface of the auxiliary plate 6 has conductivity.
  • the auxiliary plate corresponds to the conductive layer of the present invention.
  • an inorganic anion exchanger is added to the insulating layer 5.
  • the inorganic anion exchanger is composed of at least one selected from the group consisting of hydrotalcite compounds, zirconium hydroxide, titanium hydroxide, yttrium compounds, bismuth hydroxide, bismuth nitrate, and bismuth oxide compounds. Has been. All of these can adsorb inorganic anions, especially chloride ions. At this time, the inorganic anion exchanger releases hydroxide ions and the like instead of adsorbing chloride ions.
  • the inorganic anion exchanger is included in the insulating layer 5 by about 2% by weight, for example. In addition, as an inorganic anion exchanger selected, what does not contain a chlorine element is more desirable.
  • the generated heat is conducted to the amorphous selenium layer 1 in the step of curing the insulating layer 5 and the side insulating layer 5 a.
  • the amorphous selenium layer 1 is exposed to high heat, the selenium of the amorphous selenium layer 1 is crystallized and cannot convert X-rays into carriers. Therefore, it is preferable that the amorphous selenium layer 1 is not heated as much as possible.
  • the curing reaction of the epoxy resin is an exothermic reaction, but the amount of heat generated is not so much. Therefore, an epoxy resin is desirable as a material constituting the insulating layer 5.
  • the epoxy resin is a polymer of bisphenol A and epichlorohydrin.
  • hydrochloric acid is generated along with the polymerization reaction. It is difficult to completely remove this hydrochloric acid from the epoxy resin.
  • chlorine at a concentration of 400 ppm to 1,000 ppm remains in some form in the epoxy resin.
  • a certain amount of chlorine element remains in the epoxy resin. This chlorine element becomes a source of chloride ions contained in the epoxy resin.
  • chloride ions remain in the insulating layer 5, they are attracted to the gold electrode layer 2 side. This causes unexpected inconveniences. That is, chloride ions invade the gold electrode layer 2 and reach the high resistance layer 3 and the amorphous selenium layer 1. When the high resistance layer 3 is destroyed by chloride ions, a phenomenon that holes are transmitted to the amorphous selenium layer 1 occurs. When the chloride ions reach the amorphous selenium layer 1, the amorphous selenium layer 1 is destroyed there. . When such a situation occurs, X-rays cannot be detected. That is, the X-ray detection element constituted by the collection electrode 4a, the capacitor 4c, and the transistor 4t is broken. Then, a defective pixel appears in the image output from the image generation unit 15.
  • an inorganic anion exchanger is added to the insulating layer 5 for the purpose of suppressing such inconvenience.
  • chloride ions liberated in the insulating layer 5 are adsorbed by the inorganic anion exchanger and cannot be attracted to the gold electrode layer 2 and moved. Therefore, destruction of the high resistance layer 3 and the amorphous selenium layer 1 due to chloride ions can be prevented.
  • the auxiliary plate 6 is not grounded, the failure of the X-ray detection element can be suppressed to some extent.
  • the reason for this is that if the insulating layer 5 is sandwiched between the high potential gold electrode layer 2 and the grounded auxiliary plate 6, chloride ions in the insulating layer 5 may be attracted to the gold electrode layer 2 more intensely. Is done. Even if there is such a point of view, the auxiliary plate 6 cannot be configured not to be grounded from the viewpoint of noise reduction, and the insulating layer 5 is made of a material other than an epoxy resin from the viewpoint of preventing the modification (crystallization) of amorphous selenium. It is also impossible to use a material free from elemental chlorine. In the configuration of Example 1, by using an inorganic anion exchanger, it is possible to satisfy incompatible requests at a time.
  • the active matrix substrate 4, the amorphous selenium layer 1, the high resistance layer 3, the gold electrode layer 2, the insulating layer 5, and the auxiliary plate 6 are laminated in this order. If chloride ions remain in the insulating layer 5, the chloride ions are attracted to the gold electrode layer 2 to which a positive bias voltage is applied, and the configuration of the X-ray detector 10 is destroyed. .
  • an inorganic anion exchanger is added to the insulating layer 5. Since the inorganic anion exchanger adsorbs chloride ions, the X-ray detector 10 can be prevented from being destroyed due to the chloride ions being attracted to the gold electrode layer 2.
  • the X-ray detector 10 that can detect radiation more reliably can be provided. Since the epoxy resin does not generate much heat at the time of curing, the danger that the amorphous selenium layer 1 is thermally changed can be suppressed as much as possible. Note that chloride ions may remain in the epoxy resin, but this is adsorbed by the inorganic anion exchanger, so that the X-ray detector 10 is prevented from being destroyed.
  • the X-ray detector 10 is destroyed when chloride ions reach the high resistance layer 3. Therefore, it seems that this can be prevented by increasing the thickness of the gold electrode layer 2.
  • the thickness of the gold electrode layer 2 is 100 nm. Since the thermal change of the amorphous selenium layer 1 needs to be suppressed when the gold electrode layer 2 is laminated, the film thickness of the gold electrode layer 2 cannot be increased so much. According to the configuration of Example 1, the thickness of the gold electrode layer 2 is sufficiently thin.
  • the film thickness of the gold electrode layer 2 can be increased up to 200 nm.
  • the gold electrode layer 2 is made of gold. Thereby, it is possible to provide the X-ray detector 10 that can positively apply a positive bias voltage while reducing the film thickness. It is known that chloride ions penetrate the gold electrode layer 2. However, according to the configuration of Example 1, since chloride ions are adsorbed in the insulating layer 5, the X-ray detector 10 is destroyed even if the gold electrode layer 2 is made of gold. There is nothing to do.
  • Example 1 destruction of the X-ray detector 10 can be suppressed more reliably.
  • an epoxy resin is used for the insulating layer 5
  • hydrochloric acid is released when the epoxy resin is cured.
  • Chloride ions derived therefrom are the main chloride ions that cause destruction of the X-ray detector 10.
  • the inorganic anion exchanger adsorbs chloride ions, destruction of the X-ray detector 10 is reliably suppressed.
  • the inorganic anion exchanger does not contain chlorine element.
  • the movable chlorine element in the insulating layer 5 can be reduced reliably. Therefore, chloride ions are not attracted to the gold electrode layer 2.
  • the side surfaces of the amorphous selenium layer 1, the gold electrode layer 2, and the insulating layer 5 are covered with the side surface insulating layer 5a. Since the side insulating layer 5a is made of the same material as that of the insulating layer 5 and contains an inorganic anion exchanger, the side insulating layer 5a also includes the side surfaces of the amorphous selenium layer 1, the gold electrode layer 2, and the insulating layer 5. Chloride ions are not attracted.
  • This radiation imaging apparatus is equipped with the X-ray detector 10 according to the first embodiment.
  • FIG. 4 is a functional block diagram illustrating the configuration of the X-ray imaging apparatus 31 according to the second embodiment.
  • the X-ray imaging apparatus 31 according to the second embodiment includes a top plate 32 on which the subject M is placed and a pulsed X-ray beam provided on the top plate 32.
  • An X-ray tube 33 for irradiation, an X-ray detector 10 for detecting X-rays transmitted through the subject M, and an X-ray grid 35 for removing scattered X-rays incident on the X-ray detector 10 are provided. .
  • the X-ray imaging apparatus 31 includes an operation console 43 that receives an operator's instruction, and a display unit 44 that displays an X-ray fluoroscopic image or a moving image.
  • the X-ray imaging apparatus 31 includes a main control unit 45 that controls the X-ray tube control unit 36 in an integrated manner.
  • the main control unit 45 is constituted by a CPU and realizes each unit by executing various programs. Further, each of the above-described units may be divided and executed by an arithmetic device that takes charge of them.
  • the X-ray tube 33 is irradiated with X-rays toward the subject at a predetermined tube current, tube voltage, and irradiation time according to the control of the X-ray tube control unit 36.
  • the subject M is placed on the top board 32.
  • the operator controls the X-ray tube 33 through the console 43 to irradiate the subject M with X-rays.
  • X-rays transmitted through the subject M are detected by the X-ray detector 10, detection data (amplified data) is sent to the image generation unit 15 (see FIG. 2), and a fluoroscopic image of the subject M is reflected.
  • X-ray fluoroscopic images are generated.
  • the X-ray fluoroscopic image is displayed on the display unit 44, and the acquisition of the X-ray fluoroscopic image by the X-ray imaging apparatus 31 according to the second embodiment is finished.
  • the X-ray imaging apparatus 31 equipped with the X-ray detector 10 with few failures can be provided.
  • the auxiliary plate 6 is grounded, but this may be a positive potential lower than the gold electrode layer 2.
  • amorphous selenium is used as the conversion layer, but the present invention is not limited to this. That is, a CdTe layer or a CdZnTe layer can be used instead of amorphous selenium.
  • the X-ray referred to in each of the above-described embodiments is an example of radiation in the present invention. Therefore, the present invention can be applied to radiation other than X-rays.
  • the present invention is suitable for a medical radiation imaging apparatus.

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Abstract

　本発明の構成は、アクティブマトリックス基板４，アモルファスセレン層１，高抵抗層３，金電極層２，絶縁層５，補助板６とがこの順に積層されている。補助板６に電荷を蓄積させることなく、アモルファス半導体層およびキャリア選択性の高抵抗膜３のボイド形成およびピンホール形成を防ぐ放射線検出器を提供する目的で、実施例１は、絶縁層５には無機陰イオン交換体が添加されている。無機陰イオン交換体は、絶縁層５中の塩化物イオンを吸着するので、塩化物イオンが金電極層２に引き寄せられることに起因したＸ線検出器１０の破壊を防ぐことができる。

Description

放射線検出器、およびそれを備えた放射線撮影装置
　本発明は、産業用または医用の放射線検出器およびそれを備えた放射線撮影装置に係り、特に放射線を直接キャリアに変換する放射線検出器、およびそれを備えた放射線撮影装置に関する。
　従来、放射線を半導体層にて直接キャリア（電荷情報）に変換する直接変換型放射線検出器では、放射線に感応する半導体層の表面に形成した共通電極層に、所定のバイアス電圧を印加することで、半導体層に生成したキャリアを半導体層の裏面に形成した画素電極に収集する。さらにこの収集されたキャリアをアクティブマトリックス基板を用いて放射線検出信号として読み出すことで放射線の検出を行っている。
　放射線感応型の半導体層としては、例えばａ－Ｓｅ（アモルファス・セレン）のようなアモルファス半導体層を用いている。
　直接変換型の放射線検出器は高電圧を共通電極層に印加するので、アモルファス半導体層の表面に沿って放電が生じる。この沿面放電の問題を解決するために、特許文献１および図５では、アモルファス半導体層５１と共通電極層５２とキャリア選択性の高抵抗膜５３の表面全体を高耐電圧の絶縁層５５（エポキシ樹脂）で覆っている。アクティブマトリックス基板５４は、アモルファス半導体層５１の下面を覆っている。
　さらに特許文献１には、エポキシ樹脂の溶剤成分がアモルファス半導体層５１であるａ－Ｓｅと反応し、アモルファス半導体層５１の表面が変色するとともに、耐電圧が低下する問題も提示されている。そこで、Ｓｂ２Ｓ３膜のような耐溶剤性かつキャリア選択性の高抵抗膜５３でアモルファス半導体層５１の表面全体を覆うことで、エポキシ樹脂の溶剤成分とａ－Ｓｅとの反応を低減し、アモルファス半導体層５１の表面の変質および耐電圧の低下を防止している。
特開２００２－３１１１４４号公報
　しかしながら、上記特許文献１にも開示されていない新たな問題が発見された。それは、放射線検出器５０を使用し続けると、図５の右側のように、補助板５６（ガラス）と絶縁層５５との接面の反対側の面、すなわち放射線入射側の表面に負の電荷が蓄積される。共通電極層５２は、高電位となっているので、これに引き寄せられてこのような負の電荷が蓄積してしまうのである。すなわち、補助板５６，および絶縁層５５と、共通電極層５２とがまるでコンデンサであるかのように、負の電荷を蓄積してしまう。
　この蓄積された電荷による静電気が、アクティブマトリックス基板５４から読み出される放射線検出信号に影響を及ぼし、放射線検出信号にノイズが発生する。このノイズを防ぐ目的で、補助板５６の放射線入射側の表面を接地して電荷の蓄積を防止する構成をとる。これにより、放射線検出信号に重畳するノイズは除去される。
　しかし、上述のように構成すると欠損画素が増えるという問題が生じる。発明者らは、この原因を突き止めるため、アモルファス半導体層５１の表面全体を覆う高抵抗膜５３を電子顕微鏡で観測すると、図６に示すようなピンホールが生じていることが確認された。また、このピンホールを通じて、アモルファス半導体層５１の表面にボイドが形成されることも新たに確認された。
　本願の発明者は鋭意研究した結果、次の知見を得ることができた。まず、アモルファス半導体層５１およびキャリア選択性の高抵抗膜５３のボイド形成およびピンホール形成をしている物質が何であるかを特定するために、アモルファス半導体層５１およびキャリア選択性の高抵抗膜５３のボイド部およびピンホール部とそれ以外の部分とを蛍光Ｘ線分析装置にて元素特定検査を実施した。図７はボイド部およびピンホール部から検出された元素を示し、図８はボイド部およびピンホール部が無い部分で検出された元素を示す。この結果、本来あるはずの無い塩素原子（Ｃｌ）がボイド部およびピンホール部から検出された。さらにこの塩素原子が何故存在するのかを調査したところ、エポキシ樹脂の主剤であるエポキシプレポリマーを作成する際に除去しきれない副生成物として残留したものであることが新たに判明した。
　エポキシ樹脂の主剤は、ビスフェノールＡ（Ｃ１５Ｈ１６Ｏ２）とエピクロルヒドリン（Ｃ３Ｈ５ＣｌＯ）とを混合したエポキシプレポリマーである。このエポキシプレポリマー中には、エピクロルヒドリンの塩化物イオン（Ｃｌ－）が除去しきれず副生成物として残留する。そこで本願で使用するエポキシプレポリマー中の塩化物イオンの残留濃度を測定したところ、４００ｐｐｍ～１，０００ｐｐｍ程度であった。
　上述した理由により、エポキシプレポリマーと硬化剤とを混合して形成したエポキシ樹脂中にも塩化物イオンが残留し、キャリア選択性の高抵抗膜５３であるＳｂ２Ｓ３膜にこの塩素が腐食することでピンホールを形成することが判明した。また、このピンホールが貫通することで、Ｓｂ２Ｓ３膜はキャリア選択膜としての機能が低下する。これより、暗電流が増加し、欠損画素が増加する。さらに、このピンホールを塩化物イオンが通過してアモルファス半導体層５１の表面を腐食し、ボイドを形成する。
　また、キャリア選択性の高抵抗膜５３であるＳｂ２Ｓ３膜に塩化物イオンがピンホールを形成するのは、補助板５６を接地することも原因の一つと考えられる。共通電極層５２に正のバイアス電圧を印加した際、補助板５６を接地するのと接地しないのとでは、補助板５６を接地する方が、共通電極層５２から補助板５６へ向かう電界強度が強い。これより、エポキシ樹脂中の塩化物イオンがこの電界に強く引き寄せられて共通電極層５２の近傍に集中し、この塩素がＳｂ２Ｓ３膜およびアモルファス半導体層５１を腐食すると考えられる。
　本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、補助板に電荷を蓄積させることなく、アモルファス半導体層およびキャリア選択性の高抵抗膜のボイド形成およびピンホール形成を防ぐ放射線検出器を提供することを目的とする。
　本発明は、上述の課題を解決するために次の様な構成をとる。
　すなわち、請求項１に記載の放射線検出器は、後記キャリアを読み出すための多数のスイッチング素子を有するアクティブマトリックス基板上に、光又は放射線をキャリアに変換する変換層と、正のバイアス電圧が印加される共通電極層と、絶縁層と、接地された導電層とがこの順に積層されており、絶縁層は、陰イオン交換体を含んでいることを特徴とするものである。
　［作用・効果］本発明の構成によれば、アクティブマトリックス基板、変換層、共通電極層、絶縁層、導電層とがこの順に積層されている。もし仮に、絶縁層に陰イオンが残留していたとすると、陰イオンは、正のバイアス電圧が印加されている共通電極層に引き寄せられて、放射線検出器の構成を破壊する。本発明は、これを防ぐ目的で、絶縁層には陰イオン交換体が添加されている。陰イオン交換体は、陰イオンを吸着するので、陰イオンが共通電極層に引き寄せられることに起因した放射線検出器の破壊を防ぐことができる。
　また、請求項２に係る発明は、変換層と共通電極層との間に、キャリアを選択的に透過させる高抵抗膜を有することを特徴とするものである。
　［作用・効果］上述のような構成とすることで、共通電極層に高い正の電荷を印加したとしても、共通電極層から変換層へキャリアが侵入することを防ぐことができる。
　また、請求項３に係る発明は、請求項１に記載の放射線検出器において絶縁層は、エポキシ樹脂で構成されることを特徴とするものである。
　［作用・効果］本発明の構成によれば、より確実に放射線を検出できる放射線検出器が提供できる。エポキシ樹脂は、硬化の際、余り発熱しないので、変換層が熱変化する危険性を極力抑制することができる。なお、エポキシ樹脂には、陰イオンが残留する可能性があるが、これは陰イオン交換体によって吸着されるので、放射線検出器の破壊は防がれる。
　また、請求項４に係る発明は、請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の放射線検出器において、変換層は、アモルファスセレンからなり、共通電極層は、積層方向における厚さが２００ｎｍ以下の金電極層であることを特徴とするものである。
　［作用・効果］陰イオンが高抵抗層に到達することで放射線検出器が破壊されることが知られている。そこで、共通電極層を厚くすれば、これを防ぐことができるのではないかと思われる。上述の構成によれば、共通電極層の膜厚は２００ｎｍ以下（望ましくは１００ｎｍ）となっている。共通電極層を積層するにつき、変換層の熱変化を抑制する必要があるので、共通電極層の膜厚はさほど厚くはできないのである。上述の構成によれば、共通電極層の膜厚は十分に薄いものとなっている。しかも、上述の構成によれば、陰イオンは絶縁層の中で吸着された状態であるので、共通電極層が薄かったとしても放射線検出器が破壊されることがない。
　また、上述の構成によれば、共通電極層は、金で構成される。これにより、膜厚を薄くしつつ、確実に正のバイアス電圧を印加することができる放射線検出器が提供できる。なお、陰イオンが金電極層を貫通することが知られている。しかし、上述の構成によれば、陰イオンは絶縁層の中で吸着された状態であるので、共通電極層が金で構成されていたとしても放射線検出器が破壊されることがない。
　また、請求項５に係る発明は、請求項１ないし請求項４のいずれかに記載の放射線検出器において、陰イオン交換体は、無機陰イオン交換体であることを特徴とするものである。
　［作用・効果］上述の構成は、陰イオン交換体の具体的な態様を示したものである。放射線検出器を破壊する陰イオンは無機陰イオンであることが判明しているので、上述の構成によれば、より確実に放射線検出器の破壊を抑制することができる。
　また、請求項６に係る発明は、請求項５に記載の放射線検出器において、陰イオン交換体は、塩化物イオンを吸着することを特徴とするものである。
　［作用・効果］上述の構成によれば、より確実に放射線検出器の破壊を抑制することができる。例えば絶縁層にエポキシ樹脂を使用したとすると、エポキシ樹脂が硬化する際に塩酸が放出される。これに由来する塩化物イオンが放射線検出器の破壊をもたらす陰イオンの主なものとなっている。上述の構成によれば、陰イオン交換体が塩化物イオンを吸着するので確実に放射線検出器の破壊が抑制される。
　また、請求項７に係る発明は、請求項５または請求項６に記載の放射線検出器において、陰イオン交換体が、ハイドロタルサイト系化合物、水酸化ジルコニウム、水酸化チタン、イットリウム系化合物、水酸化ビスマス、硝酸ビスマス、および酸化ビスマス系化合物からなる群より選ばれる少なくとも１種以上であることを特徴とするものである。
　［作用・効果］上述の構成は陰イオン交換体を具体的に示すものである。無機陰イオンとしては、上述の化合物からなる群より選ばれる少なくとも１種類以上を選択することができる。
　また、請求項８に係る発明は、請求項５ないし請求項７のいずれかに記載の放射線検出器において、陰イオン交換体が、塩素原子非含有となっていることを特徴とするものである。
　［作用・効果］上述の構成によれば、陰イオン交換体には塩素原子が含まれていない。これにより、絶縁層における移動可能な塩素原子を確実に減少させることができる。したがって、塩化物イオンが共通電極層に引き寄せられることがない。
　また、請求項９に係る発明は、請求項１ないし請求項８のいずれかに記載の放射線検出器において、積層された変換層、共通電極層、絶縁層の側面を覆うように絶縁層と同一材料で構成される側面絶縁層が設けられていることを特徴とするものである。
　［作用・効果］上述の構成によれば、変換層、共通電極層、絶縁層の側面は、側面絶縁層で覆われている。側面絶縁層は、陰イオン交換体を含んでいるのであるから、変換層、共通電極層、絶縁層の側面部においても、陰イオンが引き寄せられることがない。
　また、請求項１０に係る発明は、請求項１ないし請求項９のいずれかに記載の放射線検出器を搭載した放射線撮影装置であって、放射線を照射する放射線源を備えることを特徴とするものである。
　［作用・効果］上述の構成によれば、故障の少ない放射線検出器を搭載した放射線撮影装置が提供できる。
実施例１のＸ線検出器の構成を説明する断面図である。 実施例１のＸ線検出器の構成を説明する平面図である。 実施例１のＸ線検出器の構成を説明する断面図である。 実施例２のＸ線撮影装置の構成を説明する断面図である。 従来構成のＸ線検出器の構成を説明する断面図である。 従来構成のＸ線検出器の構成を説明する電子顕微鏡写真である。 従来構成のＸ線検出器の構成を説明するスペクトルデータである。 従来構成のＸ線検出器の構成を説明するスペクトルデータである。
１     アモルファスセレン層（変換層）
２     金電極層（共通電極層）
３     高抵抗層
４     アクティブマトリックス基板
５     絶縁層
６     導電層（補助板）
１０   Ｘ線検出器（放射線検出器）
３１   Ｘ線撮影装置（放射線撮影装置）
３３   Ｘ線管（放射線源）
　次に、本発明の最良の形態である、各実施例に係る放射線検出器の構成について説明する。なお、以降の説明におけるＸ線は、本発明における放射線の一例である。
　実施例１に係るＸ線検出器１０は、キャリアを蓄積して読み出すアクティブマトリックス基板４と、光またはＸ線をキャリア対に変換するアモルファスセレン層１と、高抵抗層３と、金電極層２と、エポキシ樹脂で構成される絶縁層５と、ガラスで構成される補助板６とを有している。また、Ｘ線検出器１０は、アクティブマトリックス基板４，アモルファスセレン層１，高抵抗層３，金電極層２，絶縁層５，および補助板６の順に積層された構成となっている。Ｘ線検出器は、本発明の放射線検出器に相当し、アモルファスセレン層は、本発明の変換層に相当する。また、金電極層は、本発明の共通電極層に相当する。
　アモルファスセレン層１は、比抵抗１０９Ωｃｍ以上（好ましくは１０１１Ωｃｍ以上）となっている高純度のアモルファスセレンで構成される。その積層方向の厚さは、０．５ｍｍ～１．５ｍｍとなっている。このアモルファスセレン層１に光またはＸ線が照射されると、正孔と電子のペアであるキャリア対が発生する。アモルファスセレン層１は、強い電場に置かれているので、キャリアは、それに伴って移動し、アクティブマトリックス基板４に向かう。
　アクティブマトリックス基板４には、キャリア収集用の収集電極４ａが埋め込まれている。収集電極４ａは、アモルファスセレン層１に接するとともに、アクティブマトリックス基板４の表面に２次元的に配列されている。この収集電極４ａは、図１に示すように、キャリア蓄積用のコンデンサ４ｃに接続されている。コンデンサ４ｃは、収集電極４ａで収集された電荷が蓄積される。コンデンサ４ｃは、トランジスタ４ｔに接続されている。このトランジスタ４ｔは、コンデンサ４ｃに接続される入力端子の他に、電流制御用のゲートＧと、検出信号読み出し用の読み出し電極Ｐとを有している。トランジスタ４ｔのゲートＧがオンされると、コンデンサ４ｃに蓄積している電荷（上述のキャリア）は読み出し電極Ｐに向けて流れる。
　図１においては、簡略のため１つのコンデンサ４ｃしか示していない。しかし、実際のアクティブマトリックス基板４には、収集電極４ａの各々にコンデンサ４ｃ，トランジスタ４ｔ，ゲートＧ，および読み出し電極Ｐとが設けられている。したがって、コンデンサ４ｃ，トランジスタ４ｔは、図２に示すように２次元的に配列されていることになる。また、図２における縦方向に配列したトランジスタ４ｔの読み出し電極Ｐは、全て共通のアンプ電極Ｑ１～Ｑ４に接続されており、図２における横方向に配列したトランジスタ４ｔのゲートＧは、全て共通のゲート制御電極Ｈ１～Ｈ４に接続されている。ゲート制御電極Ｈ１～Ｈ４は、ゲートドライブ１３に接続され、アンプ電極Ｑ１～Ｑ４は、アンプアレイ１４に接続される。
　各コンデンサ４ｃに電荷を読み出す構成について説明する。図２におけるコンデンサ４ｃの各々に電荷が蓄積されているものとする。ゲートドライブ１３は、ゲート制御電極Ｈ１を通じてトランジスタ４ｔを一斉にオンする。オンされた横に並んだ４つのトランジスタ４ｔは、アンプ電極Ｑ１～Ｑ４を通じて、電荷をアンプアレイ１４に伝達する。
　次に、ゲートドライブ１３は、ゲート制御電極Ｈ２を通じてトランジスタ４ｔを一斉にオンする。この様に、ゲートドライブ１３は、ゲート制御電極Ｈ１～Ｈ４を順番にオンしていく。その度ごとに行の異なるトランジスタ４ｔがオンされることになる。こうして、Ｘ線検出器１０は、コンデンサ４ｃの各々に蓄積された電荷を１行毎に読み出す構成となっている。
　アンプアレイ１４には、アンプ電極Ｑ１～Ｑ４の各々に、信号を増幅するアンプが設けられている。アンプ電極Ｑ１～Ｑ４からアンプアレイ１４に入力された原信号は、これで増幅される。アンプアレイ１４から出力された増幅信号は、画像生成部１５に出力される。各増幅信号が画素値に変換され、これが２次元的に配列されることで画像が生成される。
　収集電極４ａ，コンデンサ４ｃ，およびトランジスタ４ｔは、Ｘ線を検出するＸ線検出素子を構成する。Ｘ線検出素子は、アクティブマトリックス基板４において、１，０２４×１，０２４の縦横に並んだ２次元マトリックスを形成している。
　金電極層２は、図１に示すようにノード２ａに接続されている。ノード２ａに高電位が供給されることにより、金電極層２には、電位にして、例えば、１０ｋＶの正のバイアス電圧が印加されている。この金電極層２は、積層方向における厚さ（膜厚）が２００ｎｍ以下となっている。金電極層２を厚く生成しようとすると、熱によりアモルファスセレン層１が変性してしまう場合がある。これを防ぐ目的で、金電極層２の膜厚は、十分に薄い２００ｎｍ以下となっているのである。
　高抵抗層３は、金電極層２からアモルファスセレン層１に正孔が注入されることを阻止する層である。この高抵抗層３は、主成分がｎ型のＳｂ２Ｓ３で構成され、その膜厚が０．１μｍ～５μｍ程度であり、比抵抗は、１０９Ωｃｍ以上となっている。なお、比抵抗１０９Ωｃｍ以上ともなると、場合によっては、ｎ型のＳｂ２Ｓ３に代えてｐ型の材料を使用したほうがよい場合もある。このとき選択されるｐ型の材料としては、Ｓｂ２Ｔｅ３，ＺｎＴｅ等であってもよい。また、不純物の添加によりＳｂ２Ｓ３をｐ型の材料として使用することもできる。
　絶縁層５は、エポキシ樹脂で構成される。絶縁層５が金電極層２を覆うことで、金電極層２の高電位が封じ込められる。この絶縁層５は、Ｘ線検出器１０の周縁部において、アモルファスセレン層１の側端をも覆っている。したがって、Ｘ線検出器１０の周縁部において、絶縁層５は、アクティブマトリックス基板４に接していることになる。つまり、アモルファスセレン層１，高抵抗層３，金電極層２は、アクティブマトリックス基板４，および絶縁層５によって封止されている。言い換えれば、アモルファスセレン層１，高抵抗層３，金電極層２の側端は、絶縁層で覆われている。この様にすることで、金電極層２に印加される電荷が外部に放電して逃げ出すことが防がれる。この絶縁層５の厚さは、アクティブマトリックス基板４から補助板６との距離が１ｍｍ～５ｍｍ（好ましくは２ｍｍ～４ｍｍ）になるように設定される。
　アモルファスセレン層１，金電極層２，絶縁層５の側面は、側面絶縁層５ａで覆われている。側面絶縁層は、絶縁層５と同一の材料で構成されている。
　補助板６は、石英ガラス製の板であり、絶縁層５に面している。その厚さは、０．５ｍｍ～１．５ｍｍとなっている。補助板６における絶縁層５に接した面と反対側のＸ線入射面には、導電性のカーボン粒子がコーティングされているので、補助板６の表面は、導電性となっている。なお、この補助板６の表面は、接地電極６ａに接続されることで接地されている。したがって、補助板６のＸ線入射面は、導電性を有するのである。補助板は、本発明の導電層に相当する。
　金電極層２の高い正のバイアス電圧が印加されると、補助板６の表面（Ｘ線入射面）は、それにつられて負に帯電しようとする。この負の電荷は、補助板６に接続された接地電極６ａに速やかに逃がされる。もし仮に、図３に示すように、補助板６の表面に負の電荷が蓄積された状態を放置すると、負の電荷がある程度蓄積された時点で放電が起こる。すると、金電極層２の電位が僅かに変動する。これに伴って、アモルファスセレン層１が置かれる電場の状態が変化する。アクティブマトリックス基板４は、この電場の変化を検出してしまう。つまり、負の電荷を速やかに補助板６から逃がさなければ、Ｘ線の検出データにノイズが重畳してしまう。
　実施例１における最も特徴的な構成について説明する。すなわち、絶縁層５には、無機陰イオン交換体が添加されているのである。無機陰イオン交換体は、ハイドロタルサイト系化合物、水酸化ジルコニウム、水酸化チタン、イットリウム系化合物、水酸化ビスマス、硝酸ビスマス、および酸化ビスマス系化合物のからなる群より選ばれる少なくとも１種以上から構成されている。これらはみな、無機陰イオン、特に塩化物イオンを吸着することができる。このとき無機陰イオン交換体は、塩化物イオンを吸着する代わりに、水酸化物イオン等を放出する。なお、無機陰イオン交換体は、たとえば、絶縁層５に２重量％程度含まれている。なお、選択される無機陰イオン交換体としては、塩素元素を含まないものがより望ましい。
　Ｘ線検出器１０の製造時において、絶縁層５，側面絶縁層５ａを硬化させる工程で、発生する熱がアモルファスセレン層１に伝導する。アモルファスセレン層１が高熱にさらされると、アモルファスセレン層１のセレンが結晶化して、Ｘ線をキャリアに変換できなくなる。そこで、アモルファスセレン層１に可能な限り熱しないようにしたほうがよい。エポキシ樹脂の硬化反応は、発熱反応ではあるが、発生する熱量はさほど多くはない。したがって、絶縁層５を構成する材料としては、エポキシ樹脂が望ましい。
　ところで、エポキシ樹脂は、ビスフェノールＡと、エピクロロヒドリンとが重合したものである。このとき、重合反応に伴って、塩酸が生じる。この塩酸をエポキシ樹脂から完全に除去することは難しい。具体的には、エポキシ樹脂中に４００ｐｐｍ～１，０００ｐｐｍの濃度の塩素が何らかの形態で残留している。このように、エポキシ樹脂には、ある程度の塩素元素が残留することになる。この塩素元素が、エポキシ樹脂に含まれる塩化物イオンの発生源となる。
　絶縁層５に塩化物イオンが残留していると、これが金電極層２側に引き寄せられる。これが予期せぬ不都合を招くのである。すなわち、塩化物イオンは金電極層２を侵して高抵抗層３，およびアモルファスセレン層１に達してしまう。塩化物イオンにより高抵抗層３が破壊されると、正孔がアモルファスセレン層１に透過してしまう現象が生じ、塩化物イオンがアモルファスセレン層１まで達するとそこでアモルファスセレン層１の破壊が起こる。この様な事態が発生すると、Ｘ線を検出することができなくなる。すなわち、収集電極４ａ，コンデンサ４ｃ，トランジスタ４ｔで構成されるＸ線検出素子が故障してしまう。すると、画像生成部１５が出力する画像には、欠損画素が表れることになる。
　実施例１の構成によれば、このような不都合を抑制する目的で、絶縁層５に無機陰イオン交換体が添加されている。この様にすることで、絶縁層５に遊離している塩化物イオンは悉く無機陰イオン交換体に吸着され、金電極層２に引き寄せられて移動することができない。したがって、塩化物イオンによる高抵抗層３，アモルファスセレン層１の破壊を防ぐことができる。
　なお、補助板６の接地を行わなければ、Ｘ線検出素子の故障がある程度抑えられる。この理由として、絶縁層５が高電位の金電極層２と接地された補助板６に挟まれると、絶縁層５中の塩化物イオンはより激しく金電極層２に引き寄せられるのではないかと推測される。この様な見地があるからといって、ノイズ軽減の観点から補助板６を接地しない構成とすることはできず、アモルファスセレンの変性（結晶化）を防ぐ観点から絶縁層５にエポキシ樹脂以外の塩素元素フリーな材料を用いることもできない。実施例１の構成においては、無機陰イオン交換体を使用することで、両立し得ない要請を一度に満たすことができる。
　以上のように、実施例１の構成によれば、アクティブマトリックス基板４，アモルファスセレン層１，高抵抗層３，金電極層２，絶縁層５，補助板６とがこの順に積層されている。もし仮に、絶縁層５に塩化物イオンが残留していたとすると、塩化物イオンは、正のバイアス電圧が印加されている金電極層２に引き寄せられて、Ｘ線検出器１０の構成を破壊する。実施例１は、これを防ぐ目的で、絶縁層５には無機陰イオン交換体が添加されている。無機陰イオン交換体は、塩化物イオンを吸着するので、塩化物イオンが金電極層２に引き寄せられることに起因したＸ線検出器１０の破壊を防ぐことができる。
　実施例１の構成によれば、より確実に放射線を検出できるＸ線検出器１０が提供できる。エポキシ樹脂は、硬化の際、余り発熱しないので、アモルファスセレン層１が熱変化する危険性を極力抑制することができる。なお、エポキシ樹脂には、塩化物イオンが残留する可能性があるが、これは無機陰イオン交換体によって吸着されるので、Ｘ線検出器１０の破壊は防がれる。
　また、塩化物イオンが高抵抗層３に到達することでＸ線検出器１０が破壊されることが知られている。そこで、金電極層２を厚くすれば、これを防ぐことができるのではないかと思われる。実施例１の構成によれば、金電極層２の膜厚は１００ｎｍとなっている。金電極層２を積層するにつき、アモルファスセレン層１の熱変化を抑制する必要があるので、金電極層２の膜厚はさほど厚くはできないのである。実施例１の構成によれば、金電極層２の膜厚は十分に薄いものとなっている。しかも、実施例１の構成によれば、塩化物イオンは絶縁層５の中で吸着された状態であるので、金電極層２が薄かったとしてもＸ線検出器１０が破壊されることがない。なお、金電極層２の膜厚は、２００ｎｍまで厚くすることもできる。
　実施例１の構成によれば、金電極層２は、金で構成される。これにより、膜厚を薄くしつつ、確実に正のバイアス電圧を印加することができるＸ線検出器１０が提供できる。なお、塩化物イオンが金電極層２を貫通することが知られている。しかし、実施例１の構成によれば、塩化物イオンは絶縁層５の中で吸着された状態であるので、金電極層２が金で構成されていたとしてもＸ線検出器１０が破壊されることがない。
　なお、実施例１の構成によれば、より確実にＸ線検出器１０の破壊を抑制することができる。絶縁層５にエポキシ樹脂を使用すると、エポキシ樹脂が硬化する際に塩酸が放出される。これに由来する塩化物イオンがＸ線検出器１０の破壊をもたらす塩化物イオンの主なものとなっている。実施例１の構成によれば、無機陰イオン交換体が塩化物イオンを吸着するので確実にＸ線検出器１０の破壊が抑制される。
　そして、実施例１の構成によれば、無機陰イオン交換体には塩素元素が含まれていない。これにより、絶縁層５における移動可能な塩素元素を確実に減少させることができる。したがって、塩化物イオンが金電極層２に引き寄せられることがない。
　実施例１の構成によれば、アモルファスセレン層１，金電極層２，絶縁層５の側面は、側面絶縁層５ａで覆われている。側面絶縁層５ａは、絶縁層５と同一の材料で構成されており、無機陰イオン交換体を含んでいるのであるから、アモルファスセレン層１，金電極層２，絶縁層５の側面部においても、塩化物イオンが引き寄せられることがない。
　次に、実施例２に係る放射線撮影装置について説明する。この放射線撮影装置は、実施例１に係るＸ線検出器１０を搭載したものである。
　まず、実施例２に係るＸ線撮影装置３１の構成について説明する。図４は、実施例２に係るＸ線撮影装置３１の構成を説明する機能ブロック図である。図４に示すように、実施例２に係るＸ線撮影装置３１には、被検体Ｍを載置する天板３２と、その天板３２の上部に設けられているパルス状のＸ線ビームを照射するＸ線管３３と、被検体Ｍを透過したＸ線を検出するＸ線検出器１０と、Ｘ線検出器１０に入射する散乱Ｘ線を除去するＸ線グリッド３５とが設けられている。また、実施例２の構成は、Ｘ線管３３の管電圧、管電流やＸ線ビームの時間的なパルス幅を制御するＸ線管制御部３６を備えている。なお、Ｘ線撮影装置は、本発明の放射線撮影装置に相当し、Ｘ線管は、本発明の放射線源に相当する。
　また、Ｘ線撮影装置３１は、オペレータの指示を受け付ける操作卓４３と、Ｘ線透視画像、または動画が表示される表示部４４とを備えている。
　さらにまた、Ｘ線撮影装置３１は、Ｘ線管制御部３６を統括的に制御する主制御部４５を備えている。この主制御部４５は、ＣＰＵによって構成され、種々のプログラムを実行することにより、各部を実現している。また、上述の各部は、それらを担当する演算装置に分割されて実行されてもよい。
　Ｘ線管３３は、Ｘ線管制御部３６の制御にしたがって、所定の管電流、管電圧、照射時間でＸ線を被検体に向けて照射される。
　この様な構成のＸ線撮影装置３１の動作について説明する。まず、被検体Ｍを天板３２に載置する。オペレータは、操作卓４３を通じて、Ｘ線管３３を制御し、Ｘ線を被検体Ｍに向けて照射させる。被検体Ｍを透過したＸ線は、Ｘ線検出器１０によって検出され、検出データ（増幅データ）は、画像生成部１５（図２参照）に送出され、被検体Ｍの透視像が写りこんでいるＸ線透視画像が生成される。このＸ線透視画像が表示部４４で表示されて実施例２に係るＸ線撮影装置３１によるＸ線透視画像の取得は終了となる。
　実施例２の構成によれば、故障の少ないＸ線検出器１０を搭載したＸ線撮影装置３１が提供できる。
　本発明は、上述の各実施例に限られるものではなく、下記のように変形実施ができる。
　（１）上述した各実施例では、補助板６を接地していたが、これを金電極層２よりも電位の低い正電位としてもよい。
　（２）上述した各実施例では、変換層としてアモルファスセレンを用いていたが、本発明はこれに限られない。すなわち、アモルファスセレンに代えてＣｄＴｅ層、ＣｄＺｎＴｅ層を用いることもできる。
　（３）上述した各実施例は、医用の装置であったが、本発明は、工業用や、原子力用の装置に適用することもできる。
　（４）上述した各実施例のいうＸ線は、本発明における放射線の一例である。したがって、本発明は、Ｘ線以外の放射線にも適応できる。
　以上のように、本発明は、医用の放射線撮影装置に適している。

Claims (10)

  1. 　後記キャリアを読み出すための多数のスイッチング素子を有するアクティブマトリックス基板上に、
    　光又は放射線をキャリアに変換する変換層と、
    　正のバイアス電圧が印加される共通電極層と、
    　絶縁層と、
    　接地された導電層とがこの順に積層されており、
    　前記絶縁層は、陰イオン交換体を含んでいることを特徴とする放射線検出器。
  2. 　前記変換層と前記共通電極層との間に、前記キャリアを選択的に透過させる高抵抗膜を有することを特徴とする請求項１記載の放射線検出器。
  3. 　請求項１に記載の放射線検出器において
    　前記絶縁層は、エポキシ樹脂で構成されることを特徴とする放射線検出器。
  4. 　請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の放射線検出器において、
    　前記変換層は、アモルファスセレンからなり、
    　前記共通電極層は、積層方向における厚さが２００ｎｍ以下の金電極層であることを特徴とする放射線検出器。
  5. 　請求項１ないし請求項４のいずれかに記載の放射線検出器において、
    前記陰イオン交換体は、無機陰イオン交換体であることを特徴とする放射線検出器。
  6. 　請求項５に記載の放射線検出器において、
    　前記陰イオン交換体は、塩化物イオンを吸着することを特徴とする放射線検出器。
  7. 　請求項５または請求項６に記載の放射線検出器において、
    　前記陰イオン交換体が、ハイドロタルサイト系化合物、水酸化ジルコニウム、水酸化チタン、イットリウム系化合物、水酸化ビスマス、硝酸ビスマス、および酸化ビスマス系化合物からなる群より選ばれる少なくとも１種以上であることを特徴とする放射線検出器。
  8. 　請求項５ないし請求項７のいずれかに記載の放射線検出器において、
    　前記陰イオン交換体が、塩素原子非含有となっていることを特徴とする放射線検出器。
  9. 　請求項１ないし請求項８のいずれかに記載の放射線検出器において、
    　積層された前記変換層、前記共通電極層、前記絶縁層の側面を覆うように前記絶縁層と同一材料で構成される側面絶縁層が設けられていることを特徴とする放射線検出器。
  10. 　請求項１ないし請求項９のいずれかに記載の放射線検出器を搭載した放射線撮影装置であって、
    　放射線を照射する放射線源を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
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