WO2005109037A1 - 放射線撮像装置 - Google Patents

放射線撮像装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2005109037A1
WO2005109037A1 PCT/JP2005/008530 JP2005008530W WO2005109037A1 WO 2005109037 A1 WO2005109037 A1 WO 2005109037A1 JP 2005008530 W JP2005008530 W JP 2005008530W WO 2005109037 A1 WO2005109037 A1 WO 2005109037A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
radiation imaging
radiation
light
imaging device
scintillator
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
PCT/JP2005/008530
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Harumichi Mori
Masahiko Honda
Ryuji Kyushima
Kazuki Fujita
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hamamatsu Photonics KK
Original Assignee
Hamamatsu Photonics KK
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority to KR1020127005269A priority Critical patent/KR101260634B1/ko
Priority to CN2005800151212A priority patent/CN1954238B/zh
Priority to KR1020097002787A priority patent/KR101218521B1/ko
Priority to JP2006513030A priority patent/JP4884964B2/ja
Priority to EP05739194.8A priority patent/EP1746440B1/en
Priority to US11/596,071 priority patent/US7834323B2/en
Application filed by Hamamatsu Photonics KK filed Critical Hamamatsu Photonics KK
Publication of WO2005109037A1 publication Critical patent/WO2005109037A1/ja
Priority to KR1020067021053A priority patent/KR101151146B1/ko
Anticipated expiration legal-status Critical
Priority to US12/465,006 priority patent/US8026490B2/en
Priority to US12/465,003 priority patent/US7728303B2/en
Ceased legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10F—INORGANIC SEMICONDUCTOR DEVICES SENSITIVE TO INFRARED RADIATION, LIGHT, ELECTROMAGNETIC RADIATION OF SHORTER WAVELENGTH OR CORPUSCULAR RADIATION
    • H10F39/00—Integrated devices, or assemblies of multiple devices, comprising at least one element covered by group H10F30/00, e.g. radiation detectors comprising photodiode arrays
    • H10F39/80—Constructional details of image sensors
    • H10F39/804—Containers or encapsulations
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • 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
    • G01T1/20182—Modular detectors, e.g. tiled scintillators or tiled photodiodes
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
    • G01T1/20188—Auxiliary details, e.g. casings or cooling
    • G01T1/20189—Damping or insulation against damage, e.g. caused by heat or pressure
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N5/00—Details of television systems
    • H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
    • H04N5/32—Transforming X-rays
    • H04N5/321—Transforming X-rays with video transmission of fluoroscopic images
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10F—INORGANIC SEMICONDUCTOR DEVICES SENSITIVE TO INFRARED RADIATION, LIGHT, ELECTROMAGNETIC RADIATION OF SHORTER WAVELENGTH OR CORPUSCULAR RADIATION
    • H10F77/00—Constructional details of devices covered by this subclass
    • H10F77/40—Optical elements or arrangements
    • H10F77/496—Luminescent members, e.g. fluorescent sheets
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10F—INORGANIC SEMICONDUCTOR DEVICES SENSITIVE TO INFRARED RADIATION, LIGHT, ELECTROMAGNETIC RADIATION OF SHORTER WAVELENGTH OR CORPUSCULAR RADIATION
    • H10F77/00—Constructional details of devices covered by this subclass
    • H10F77/50—Encapsulations or containers
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10F—INORGANIC SEMICONDUCTOR DEVICES SENSITIVE TO INFRARED RADIATION, LIGHT, ELECTROMAGNETIC RADIATION OF SHORTER WAVELENGTH OR CORPUSCULAR RADIATION
    • H10F99/00—Subject matter not provided for in other groups of this subclass
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/30—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof for generating image signals from X-rays

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus that captures a radiation image, and more particularly, to a large-sized radiation imaging apparatus used for applications such as mammography.
  • a general radiation imaging system converts an incident radiation image into visible light or the like (including ultraviolet rays and infrared rays) using a scintillator, and arranges the converted light image in a one-dimensional or two-dimensional manner. And outputs it as an electric signal corresponding to the image data.
  • a radiation detection element having a structure in which a scintillator is directly deposited on a light receiving surface of a solid-state imaging element has the following advantages when its handling is facilitated.
  • Patent Document 2 JP-A-2000-292546
  • the dead area is reduced by arranging the imaging regions so as to overlap with each other, but at a location where the imaging area is obstructed by an imaging element arranged on the front side when viewed from the radiation incident direction. Radiation is attenuated by the substrate and the like.
  • equipment that can perform high-sensitivity and high-resolution measurements while reducing radiation dose is required to reduce the exposure of subjects and operators, and such attenuation can be obtained. It is not preferable because the resolution of the image is deteriorated.
  • an object of the present invention is to provide a radiation imaging apparatus having a buttable array capable of acquiring a large-screen radiographic image with high sensitivity and high resolution even with a small amount of radiation.
  • a radiation imaging apparatus provides a solid-state imaging device having a two-dimensional array of pixels to form a light-receiving unit.
  • a scintillator that emits light containing light having a wavelength of ⁇ is deposited, and the radiation imaging element formed by covering the scintillator with a protective film is placed on a base, where mxn (m is 2 or more, n is 1 or more)
  • the fixing surface of one radiation imaging device to the base is the other radiation imaging device.
  • the light-receiving part of the radiation imaging element arranged on the back side is not blocked by the radiation imaging element arranged on the front side! In the / ⁇ state, both are arranged close to each other.
  • the light receiving portion of the radiation imaging element arranged on the front surface extends to the peripheral edge on the radiation imaging element side arranged on the rear surface.
  • a scintillator having a thickness substantially equal to that of the central portion of the light receiving portion up to the portion.
  • the light receiving units are arranged close to each other.
  • the radiation arranged on the back as viewed from the radiation incident direction Since the light receiving portion of the imaging device is not blocked by the radiation imaging device arranged on the front surface, the entire surface of the light receiving portion of the radiation imaging device arranged on the back side is also an effective imaging area.
  • the radiation imaging element arranged on the front has a light-receiving portion that extends to the peripheral edge on the side closer to the radiation imaging element arranged on the back, so that the boundary of the light-receiving area is the same as that of the radiation imaging element arranged on the back. It is expanded to the near side.
  • any two adjacent radiation imaging devices a position where an end of the radiation imaging device arranged on the rear surface and an end of the radiation imaging device arranged on the front surface overlap with each other when viewed from the radiation incident direction. It is good to be arranged in. Thus, the light receiving units are arranged close to each other when viewed from the radiation incident direction.
  • the radiation imaging device disposed on the back side when viewed from the radiation incident direction has a light receiving end portion blocked by the radiation imaging device disposed on the front surface.
  • the scintillator is deposited from the outer end to the end of the light receiving portion, and a scintillator having a uniform thickness is formed up to the end of the light receiving portion.
  • a portion other than the light receiving unit may be present at a position blocked by the radiation imaging device arranged on the front surface. That is, it is possible to form a circuit and a holding part outside the light receiving part. Then, if a scintillator having a uniform thickness is formed up to the end of the light receiving section, it is easy to make the imaging characteristics uniform over the entire light receiving section.
  • the light receiving sections of the respective radiation imaging elements can be arranged close to each other without limiting the effective image area, imaging in the effective image area can be suppressed while suppressing the occurrence of a dead area. Characteristics can be made uniform. For this reason, when a large-screen image sensor is formed in a buttable arrangement by combining a plurality of image sensors, image unevenness and out-of-focus caused by different image sensors can be suppressed. High sensitivity ⁇ High resolution images can be obtained.
  • the ends are arranged so as to be overlapped with each other when viewed from the radiation incident direction, the light receiving unit is brought closer to the light receiving unit. Since they can be arranged, the dead area can be reduced.
  • the radiation imaging element arranged on the rear surface unlike the radiation imaging element arranged on the front surface, it is not necessary to arrange the light receiving section close to the periphery.
  • the light receiving section near the center of the substrate, it becomes easy to form a scintillator having a uniform thickness up to the end of the light receiving section, and the product yield is further improved.
  • a scintillator having a uniform thickness is formed up to the end of the light receiving unit by increasing the size of the radiation imaging device arranged on the back surface. This makes it easier to achieve higher product yields.
  • FIG. 1 is a front view of a radiation imaging apparatus according to the present invention as viewed from a radiation incident direction.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along the line II-II of FIG. 1.
  • FIG. 3 is an enlarged view of a boundary portion of the radiation imaging device in FIG. 2.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating a manufacturing process of the radiation imaging element used in the radiation imaging apparatus according to the present invention.
  • FIG. 5 is a view showing a continuation of the step of FIG. 4.
  • FIG. 6 is a view showing a continuation of the step of FIG. 5.
  • FIG. 7 is a view showing a wiring board used in the radiation imaging apparatus according to the present invention.
  • FIG. 8 is a view showing a continuation of the step of FIG. 6.
  • FIG. 9 is a view for explaining an apparatus used for mounting a radiation imaging element.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating mammography imaging by the radiation imaging apparatus according to the present invention.
  • FIG. 11 is a cross-sectional configuration diagram illustrating a second embodiment of the radiation imaging apparatus according to the present invention.
  • FIG. 12 is an enlarged view of a boundary portion of the radiation imaging device of FIG.
  • FIG. 13 is a sectional configuration diagram showing a third embodiment of the radiation imaging apparatus according to the present invention.
  • FIG. 14 is an enlarged view of a boundary portion of the radiation imaging device of FIG.
  • FIG. 1 to FIG. 3 show a first embodiment of a radiation imaging apparatus according to the present invention.
  • FIG. 1 is a front view as viewed from the radiation incident direction
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along the line II-II
  • FIG. 3 is an enlarged view of a boundary portion of the radiation imaging device in FIG.
  • radiation imaging elements 2 and 3 are arranged on a base 1 at different levels.
  • Each of the radiation imaging elements 2 and 3 is a MOS (Metal-Oxide Semiconductor) type image sensor formed on Si substrates 20 and 30, and is formed in a rectangular flat plate shape.
  • the size of the Si substrate 20 is 184 mm ⁇ 231 mm
  • the size of the Si substrate 30 is 96 mm ⁇ 23 lmm
  • the thickness is 725 ⁇ m.
  • Light-sensitive portions (light-receiving portions) 21 and 31 as light-receiving regions are arranged up to the vicinity of two adjacent sides of the surfaces of the Si substrates 20 and 30. In FIG. 1, these two sides are a side located on the other radiation imaging element 2 or 3 and a side located on the lower side in the figure.
  • a large number of photodiodes which are photoelectric conversion elements for performing photoelectric conversion, are arranged two-dimensionally to form pixels.
  • Each photodiode is provided with a corresponding MOSFET (Field-Effect Transistor), which controls the reading of the charges generated by the photodiode.
  • MOSFET Field-Effect Transistor
  • the size of the photosensitive section 21 is 179.4 mm ⁇ 209 mm (area of about 37500 mm 2 ) and has 3520 ⁇ 4416 pixels (total of about 15.5 million pixels).
  • the size of the photosensitive section 31 is about 82.8 mm ⁇ 209 mm (about 17300 mm 2 ), which is about half of that, and has 1760 ⁇ 4416 pixels (about 7.8 million pixels in total).
  • Shift register sections 22, 32 and amplifying sections 23, 33 are formed in regions along the two outer sides of photosensitive sections 21, 31 of Si substrates 20, 30, respectively. Bonding pad portions 24 and 34 are formed on the upper surface.
  • the shift register sections 22 and 32 are electrically connected to the corresponding MOSFETs in the photosensitive sections 21 and 31 by wiring (not shown), respectively, and control the driving of the MOSFETs to generate the shift registers.
  • the charges are transferred to the amplification units 23 and 33.
  • Each of the amplifiers 23 and 33 includes a number of amplifiers (charge amplifiers), capacitors connected in parallel to the amplifiers, and switch elements connected in parallel to these.
  • Each amplifier of the amplifiers 23 and 33 is electrically connected by wiring, not shown, to the corresponding photodiode via MOSFET, V! RU
  • the bonding pad portions 24 and 34 are respectively connected to the bonding pad portions 24a and 34a connected to the shift register portions 22 and 32 by wires (not shown) and the amplifying portions 23 and 33, respectively. As shown, it is composed of bonding pad portions 24b and 34b which are connected to each other by wiring.
  • Scintillators 25 and 35 that generate light having a predetermined wavelength upon incidence of radiation are formed on the photosensitive sections 21 and 31 and the surfaces of the surrounding Si substrates 20 and 30.
  • the scintillators 25 and 35 are formed continuously up to the side wall portions of the Si substrates 20 and 30 where the photosensitive portions 21 and 31 are close to each other.
  • the scintillators 25 and 35 are indicated by using the shift register sections 22 and 32 and the amplification sections 23 and 33!
  • the shift registers ⁇ 22, 32 and i # i ⁇ ⁇ 23, 33 are preferably covered with a light shielding member and a radiation shielding member, but are preferably covered with scintillators 25, 35.
  • a configuration without a radiation shielding member may be employed. If radiation directly enters the shift register sections 22, 32 and the amplification sections 23, 33, it may cause noise or malfunction.However, by covering with scintillators 25, 35 that absorb radiation, The occurrence of such noise and malfunction can be suppressed. Since the bonding pad portions 24 and 34 need to be exposed, the scintillators 25 and 35 are formed so as not to reach these regions!
  • the light generated by the scintillators 25, 35 may be not only visible light but also ultraviolet light or infrared light as long as it contains light having a wavelength to which the photodiodes of the light-sensitive sections 21 and 31 have sensitivity. .
  • various materials can be used for the scintillators 25 and 35. T1 doped Csl having good luminous efficiency is preferable as the material.
  • the scintillators 25 and 35 are directly formed as columnar crystals on the surfaces of the photosensitive sections 21 and 31 by vapor deposition.
  • the scintillators 25 and 35 are formed on the photosensitive sections 21 and 31 to have a substantially uniform thickness up to the ends thereof.
  • the thickness of the scintillators 25, 35 is preferably about 30 to 550 m. In the present embodiment, the thicknesses of the scintillators 25 and 35 are set to 165 m.
  • Protective films 26 and 36 are formed so as to cover the surfaces of scintillators 25 and 35 and to seal them respectively.
  • Csl used as scintillators 25 and 35 is water vapor ( Deliquescence that absorbs and dissolves moisture.
  • a moisture-resistant protective film having good water vapor barrier properties (water impermeability).
  • an organic film, an inorganic film, and a combination thereof having good water vapor barrier properties can be used.
  • polyparaxylylene resin manufactured by ThreeBond, trade name: Norylene
  • polyparachloroxylylene trade name: Parylene C
  • the protective films 26 and 36 are formed from the scintillators 25 and 35 on the light receiving surfaces of the Si substrates 20 and 30 and the scintillator 25 and 35 from the boundary regions between the bonding pad portions 24 and 34 and the scintillators 25 and 35 around the scintillators.
  • the back surface of the Si substrates 20 and 30 (the surface opposite to the surface on which the photosensitive sections 21 and 31 are formed) is continuously and integrally formed beyond the side wall portions where the data 25 and 35 are formed.
  • the thickness of the protective films 26 and 36 is set to 10 m in the present embodiment, which is preferably about several / zm to several tens / zm.
  • the base 1 is fixed on a fixed base 10 having an upper surface formed in a step shape, and on the mounting surfaces 10a and 10b of the fixed base 10, respectively.
  • 3 comprises wiring boards 11 and 12 fixed thereon.
  • the fixed base 10 is made of, for example, ceramic, has a size of 372 X 245 mm, and has a thickness of 5 mm on the mounting surface 10a and 4 mm on the mounting surface 10b. Is lmm. Both the mounting surfaces 10a and 10b are formed slightly wider than the wiring substrates 11 and 12 described later.
  • the wiring boards 11 and 12 are also ceramic substrates, and the size thereof is set to be slightly larger than the corresponding radiation imaging elements 2 and 3.
  • the wiring board 11 is 226 X 248 mm.
  • the wiring board 12 is 138 ⁇ 248 mm.
  • the thickness is set to 3.2 mm.
  • the wiring boards 11 and 12 are provided with a large number of through holes 111 and 121 penetrating from the front surface to the back surface (see FIGS. 2 and 3). These through holes 111 and 121 are arranged at the intersections of grid lines drawn at equal intervals when viewed from the front surface or the back surface.
  • the pitch which is the interval between adjacent through holes 111 and 121 is represented by P. It is sufficient that these through holes 111 and 121 are provided only in the area where the radiation imaging elements 2 and 3 are mounted, respectively. It may be provided.
  • the size and arrangement of the through holes 111 and 121 are appropriately set in consideration of the strength and thickness of the wiring boards 11 and 12, and the air permeability of the through holes 111 and 121. In the present embodiment, the diameters of the through holes 111 and 121 are set to about 0.4 mm to 0.5 mm, and the pitch pi is set to 20 mm.
  • a method for manufacturing the radiation imaging apparatus 100 will be specifically described.
  • a photosensitive section 21, a shift register section 22 (not shown), an amplification section 23 (not shown), and a bonding pad section 24 are already formed on a rectangular Si substrate 20.
  • the image sensor 5 Here, the light-sensitive portion 21 is arranged closer to two adjacent sides instead of being located at the center of the Si substrate 20.
  • the image sensor 5 is formed, for example, by forming an integrated circuit on a 12-inch (about 30 centimeter) diameter Si wafer by a known method using a stepper device or the like, and then cutting the circuit into a desired size. Can be manufactured.
  • the Si substrate 20 is placed in a vapor deposition chamber of a scintillator while a mask is applied so that a region wider than the photosensitive section 21 is exposed, and a scintillator 25 is formed.
  • the masking force is also exposed on the side wall portion of the Si substrate 20 to which the photosensitive section 21 is close.
  • a vapor deposition holder that holds the Si substrate 20 in the opposite direction by using a portion along two sides around the photosensitive portion 21 and the back surface of the portion.
  • Csl which is a material of the scintillator 25, has high hygroscopicity and, if left exposed, absorbs water vapor in the air and dissolves (has deliquescent). Therefore, in order to protect the scintillator 25, substantially the entire image sensor 5 is wrapped with a 10-m-thick layer of norylene by a CVD (Irradiative Vapor Deposition) method to form a protective film.
  • CVD irradiative Vapor Deposition
  • the protective pad 26 thus formed is cut at a predetermined position to remove an unnecessary part, thereby exposing the bonding pad part 24 (see FIG. 6).
  • the protective film 26 is left only in the region surrounding the scintillator 25, but the protective film 26 may be left in a wider region. For example, only the bonding pad portions 24a and 24b may be exposed, and other regions may be left covered with the protective film 26.
  • the radiation imaging device 2 shown in FIGS. 1 to 3 is obtained.
  • the radiation imaging device 3 can also be manufactured by the same method.
  • a wiring board 11 having through holes 111 is prepared, and an insulating resin adhesive 112 is formed on the mounting surface of the radiation imaging element 2 of the wiring board 11 in a grid pattern. Is applied.
  • the adhesive 112 is disposed at a substantially central position between the adjacent through holes 111 in the horizontal direction, avoiding the through holes 111.
  • the adhesive 112 is applied so that the grid lines on which the through holes 111 are arranged are shifted by 0.5p in each of two directions, which are the extending directions of the grid lines, on the grid lines.
  • the width of the adhesive 112 is 1 mm, and the thickness thereof is about 0.5 mm.
  • the radiation imaging device 2 is placed on the adhesive application surface of the wiring substrate 11 with the back surface (the surface opposite to the surface on which the photosensitive portion 21 of the Si substrate 20 is formed) facing the radiation imaging device 2. (See FIG. 8)
  • the wiring board 11 is introduced into the device 6 as shown in FIG.
  • the device 6 has a configuration in which a space 60 facing the upper side of the introduced wiring board 11 and a space 61 facing the lower side are separated by the wiring board 11. Further, a vacuum pump 62 for discharging the air in the lower space 61 is provided.
  • the vacuum pump 62 is operated to reduce the pressure in the lower space 61. Since the through-hole 111 of the wiring board 11 communicates with the lower space 61, this pressure reduction causes the air pressure on the back surface of the radiation imaging element 2 to be lower than the air pressure on the front surface (the surface on which the photosensitive section 21 is formed). Become.
  • the radiation image sensor 2 is pressed against the wiring board 11 by the pressure difference between the front side and the back side generated in this manner. Thereby, the adhesive 112 spreads thinly between the radiation imaging element 2 and the wiring board 11. In this state, the adhesive 112 is cured and irradiated.
  • the image sensor 2 is fixed to the wiring board 11.
  • the bonding pad portion corresponding to the bonding pad portion 24 is arranged in a region facing the bonding pad portion 24 of the radiation imaging element 2 on the wiring board 11. Connection is made by wires not shown (wire bonding).
  • the radiation imaging element 3 is fixed on the wiring board 12 with an adhesive 122 by a similar method.
  • a pressure difference is generated between the front and back surfaces of the radiation imaging elements 2 and 3 by using the through holes 111 and 121 provided in the wiring boards 11 and 12, and the pressure difference is generated by the generated pressure difference. Since the imaging elements 2 and 3 are pressed and fixed to the wiring boards 11 and 12, the scintillators 25 and 35 do not need to provide extra space for pressing on the surface of the radiation imaging elements 2 and 3. The surface can be secured to the maximum extent on the surfaces of the radiation imaging elements 2 and 3. For this reason, the area of the radiation imaging elements 2 and 3 can be made smaller with respect to the photosensitive sections 21 and 31, and the radiation imaging apparatus 100 finally obtained can be made compact.
  • the entire surface of the radiation imaging devices 2 and 3 can be pressed against the wiring boards 11 and 12 with a substantially uniform force due to the pressure difference, even when the large-area and thin radiation imaging devices 2 and 3 are fixed.
  • the flatness of the light receiving surface can be ensured by suppressing the occurrence of radius, distortion, and warpage.
  • no local force is applied to the scintillators 25, 35, the yield of the product without damaging the scintillators 25, 35 during fixing is improved.
  • the protective films 26 and 36 are fixed such that the portions surrounding the scintillators 25 and 35 on the side walls wrap around to the back side of the radiation imaging elements 2 and 3 and are sandwiched between the wiring boards 11 and 12. Therefore, peeling of the protective films 26 and 36 can be effectively prevented.
  • the scintillators 25 and 35 of the radiation imaging elements 2 and 3 are arranged up to the side wall, when the scintillators 25 and 35 are arranged in the radiation imaging apparatus 100, they form the lower side in FIG. Wiring board in position
  • the wiring boards 11 and 12 are also provided with through holes also in areas outside the mounting surfaces of the radiation imaging elements 2 and 3.
  • the through holes 111 and 121 need to be closed in advance.
  • these through holes 111 and 121 are placed on the mounting surface. It may be covered with an airtight film from the side, or covered with an airtight panel, mask or the like on the opposite side. In this way, a pressure difference can be reliably generated between the upper space 60 and the lower space 61 in the device 6 so that the upper space 60 and the lower space 61 are not directly connected by the through holes 111, 121. It becomes possible.
  • a gas for example, air
  • the upper space 60 may be pressurized and the lower space 61 may be depressurized by using both.
  • the gas in the lower space 61 can be guided into the upper space 60 and pressurized and depressurized using a single pump.
  • only one of the spaces 60 or 61 for performing pressurization or depressurization may be provided, and the other may be open.
  • the gas not only air but also nitrogen or the like can be used.
  • the wiring substrates 11 and 12 are mounted on the respective wiring substrates 11 and 12 such that the photosensitive portions 21 and 31 of the radiation imaging devices 2 and 3 are close to each other.
  • the radiation imaging apparatus 100 shown in FIGS. 1 to 3 is obtained.
  • a few light-sensitive parts 21 and 31 can be arranged so close that they do not overlap. Further, even when the respective photosensitive sections 21 and 31 are arranged close to each other when viewed from the radiation incident direction, the ends of the radiation imaging elements 2 and 3 do not come into contact with each other, so that the scintillation of the ends is not performed. Damage due to contact of the protective films 26 and 36 and the protective films 26 and 36 can be prevented. For this reason, peeling due to damage of the protective films 26 and 36 can be suppressed, and the moisture resistance of the scintillators 25 and 35 can be maintained.
  • the radiation imaging elements 2 and 3 are arranged at different distances when viewed from the radiation incident direction, and the distance is about 1 to 1.5 mm.
  • the device 100 captures an image formed by radiation that is incident approximately perpendicularly from a radiation source at a distance of about 50 cm, and this difference in distance reduces the resulting image, sharpness, and resolution. is not. Therefore, clear and high-resolution images can be obtained even with a low radiation dose.
  • the effective sensitivity up to the corner is obtained. It can be an area.
  • the effective sensitivity region can be expanded to just the end. For this reason, the distance between the adjacent photosensitive sections 21 and 31 can be reduced to about 150 / zm, and the dead area D between the photosensitive sections 21 and 31 of the element is reduced to about 2 to 3 pixels. Can be reduced.
  • radiation imaging having a light receiving area of 27 ⁇ 22 cm size is performed using an image sensor having a light receiving area of 22 ⁇ 18 cm size or less, which is the maximum size in a manufacturing process using a 12-inch wafer.
  • the device 100 can be realized. Therefore, it is possible to reduce the manufacturing cost and improve the yield.
  • the breast 90 of subject 9 is sandwiched between two radiolucent plates 70 and 71, and an image of the X-ray transmitted from the radiation source 75 through the breast 90 is placed on the plate 71 side. An image is taken by the radiation imaging apparatus 100 that is used. At this time, if the lower side of the radiation imaging apparatus 100 shown in FIG. 1 is arranged on the torso side of the subject 9, the photosensitive sections 21, 31 can be brought close to the torso.
  • X-rays (radiation) transmitted through the breast 90 constituting the transmitted X-ray image of the breast 90 pass through the plate 71 and are incident on the incident surface (the protective films 26 and 36 surfaces) of the radiation imaging apparatus 100. Incident.
  • the incident X-rays (radiation) pass through the protective films 26 and 36, reach the scintillators 25 and 35, and are absorbed.
  • the scintillators 25 and 35 emit light of a predetermined wavelength (approximately in proportion to the amount of absorbed X-rays). In the present embodiment, the light is emitted (emitted) at a wavelength of 570 nm.
  • the light radiated from the scintillators 25 and 35 in this way reaches the light-sensitive sections 21 and 31 and is absorbed by each of the photodiodes and is accumulated for a certain time as a charge corresponding to the light amount (photoelectric conversion ). Since the amount of light corresponds to the amount of incident X-rays, the electric signal stored in each photodiode corresponds to the amount of incident X-rays. That is, each photodiode obtains an electric signal (hereinafter, referred to as an image signal of each pixel) corresponding to the luminance of each pixel of the X-ray image.
  • each photodiode By operating the MOSFET corresponding to each photodiode by the shift register units 22 and 32, the charge of each photodiode (corresponding to the image signal of each pixel) is passed through a signal line (not shown) to the amplification unit. After being read out to the charge amplifiers 23 and 33 and amplified, they are sent from the bonding pad sections 24 and 34 to the corresponding bonding pad sections on the wiring boards 11 and 12 and processed by a predetermined circuit (not shown). After that, it is output from the output terminal as an image data signal of a predetermined format. Based on this output signal, an X-ray image can be displayed on a monitor or stored and stored in a predetermined storage device.
  • the photosensitive sections 21 and 31 are arranged near the periphery of the apparatus, imaging can be performed up to the root of the breast 90.
  • the flatness of each of the radiation imaging elements 2 and 3 can be ensured, and both the photosensitive sections 21 and 31 are arranged close to each other, so that the entire breast 90 has high accuracy without distortion.
  • X-ray images can be taken.
  • the entire image of the breast 90 due to radiation can be acquired well with a single irradiation. For this reason, the amount of exposure can be reduced.
  • the protective films 26 and 36 are formed beyond the side wall close to the trunk, and are sandwiched between the wiring boards 11 and 12, so that the protective films 26 and 36 are peeled off by contact with the human body, Deterioration of the scintillators 25 and 35 due to permeation of sweat or moisture from the contact portion can be reliably prevented.
  • FIG. 11 is a cross-sectional configuration diagram (corresponding to FIG. 2 in the first embodiment) showing a second embodiment of the radiation imaging apparatus according to the present invention, and FIG. It is an enlarged view of a part.
  • the radiation imaging element 2 and the radiation imaging element The difference from the first embodiment shown in FIGS. 1 to 3 is that the ends of the child 3 are arranged so as to overlap. However, the respective light-sensitive sections 21 and 31 do not overlap, and the light-sensitive section 31 of the radiation imaging element 3 arranged on the back is arranged at a position that is not blocked by the radiation imaging element 2.
  • the end areas of the two radiation imaging elements 2 and 3 overlap with each other, so that the width of the dead area D generated at the boundary between the photosensitive sections 21 and 31 is reduced by the first width.
  • the embodiment can be reduced to about half of the embodiment. For this reason, the dead area D between the two can be reduced to about half of two pixels or less, and the number of pixels can be reduced to substantially zero.
  • FIG. 13 is a cross-sectional configuration diagram (corresponding to FIG. 2 in the first embodiment) showing a third embodiment of the radiation imaging apparatus according to the present invention, and FIG. It is an enlarged view of a part.
  • This embodiment is a modification of the second embodiment, in which the light-sensitive portion 3 la of the radiation imaging element 3 a arranged on the back does not extend to the peripheral edge on the radiation imaging element 2 side, The difference is that the space from the sensitive portion 31a to the end is wider than in the other embodiments.
  • a dead area D caused by blocking the other radiation imaging device 3a while securing imaging characteristics up to the end of the effective light receiving area.
  • the photosensitive section 21 close to the edge and to form the scintillator 25 to a uniform thickness to the end.
  • the limit that the light sensitive section 31a is not blocked by the radiation imaging element 2 arranged on the front side both light sensitive sections 21 and 31a are heavy. Since the photosensitive section 31a should be placed close to the radiation imaging element 2 (at the limit that does not overlap), it is not necessary to form the scintillator 35a with a substantially uniform thickness up to the side wall. Can also be performed. For this reason, the manufacturing process of the radiation imaging element 3a arranged on the back side can be simplified. When two radiation imaging devices having different sizes are arranged adjacent to each other, the radiation imaging device arranged on the rear side is made larger to have a uniform thickness up to the end of the light receiving unit. It is easy to form only the scintillator, and the product yield is further improved.
  • the protective film having a single-layer structure made of Norren has been described as the protective films 26 and 36, but the surface of the Norren film is formed of a thin metal film such as Al, Ag, or Au. If a reflective film is provided, the light emitted from the scintillators 25 and 35 can be guided to the light-sensitive sections 21 and 31 and an image with high luminance can be obtained. In order to protect the metal thin film, a parylene film or the like may be further provided on the surface. Further, the periphery of the protective films 26 and 36 may be fixed to the Si substrates 20 and 30 with a resin or the like.
  • CsI (Tl) is used as a scintillator, but is not limited thereto, and Csl (Na), Nal (Tl), Lil (Eu), KI (Tl), and the like are used. You can use!
  • polyparaxylylene includes, in addition to polyparaxylylene, polymonoxylparaxylene, polydichloroparaxylylene, polytetracloxparaxylylene, polyfluoroparaxylylene, and polyparaxylylene. Includes dimethyl paraxylylene, polyethyl paraxylylene and the like.
  • the present invention can also be suitably applied to a case where a large screen imaging device is formed by combining three or more image sensors. Applicable. In this case, the arrangement may be made such that the above-described relationship between the image sensors is established between two adjacent image sensors.
  • the radiation imaging device according to the present invention is suitable for a radiation imaging device requiring a large screen, such as mammography and chest X-ray photography.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Solid State Image Pick-Up Elements (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)

Abstract

　固定基台１０上に配線基板１１と１２とが段差を有するよう配置されており、その上に光感応部２１、３１それぞれの上にシンチレータ２５、３５を堆積した放射線撮像素子２、３が取り付けられている。放射線撮像素子２は、放射線撮像素子３の放射線入射面よりその載置面が突出するように配置されており、また、放射線撮像素子２の光感応部２１と放射線撮像素子３の光感応部３１とは、重なり合わない程度に近接して配置されている。そして、放射線撮像素子２の光感応部２１は、放射線撮像素子３側の縁近傍まで光感応部２１が延びており、その位置まで略均一な厚さのシンチレータ２５が形成されている。

Description

明 細 書
放射線撮像装置
技術分野
[0001] 本発明は、放射線画像を撮像する放射線撮像装置に関し、特に、マンモグラフィ等 の用途に用いられる大型の放射線撮像装置に関する。
背景技術
[0002] 医療用、産業用の X線撮影において、近年、 X線感光フィルムに代えて、放射線検 出素子を用いた放射線イメージングシステムが広く用いられるようになってきた。こうし た放射線イメージングシステムは、 X線感光フィルムのように現像の必要がなぐリア ルタイムに放射線画像を確認することができるなど利便性が高ぐデータの保存性や 取扱 、の容易性の面でも優位な点を有する。
[0003] 一般的な放射線イメージングシステムは、入射した放射線画像をシンチレータによ つて可視光等 (紫外線'赤外線を含む。 )に変換し、変換後の光像を 1次元または 2次 元状に配列された光検出素子により検出して画像データに対応する電気信号として 出力するものである。特に、固体撮像素子の受光面上にシンチレータを直接堆積し た構造の放射線検出素子は、その取り扱 、が容易になると 、う利点を有して 、る。
[0004] ところで、固体撮像素子は、大画面化するほど製造時の歩留りが低下してしまう。そ のため、個々の撮像素子の大画面化には限界がある。一方で、放射線は、可視光等 と異なり、光学系によって像を縮小することができないため、実像をカバーするサイズ の撮像素子を必要とする。例えば、胸部のレントゲン撮影装置や乳ガン検診用のマ ンモグラフィ装置、顎部のパノラマ撮影装置等においては、小型の撮像素子をタイル 状に並べたバタブル配列によって大画面の撮像素子を形成する技術が知られてい る (例えば、特許文献 1参照)。
[0005] さらに、バタブル配列における各撮像素子間の境界部分におけるデッドエリアを縮 小する技術として、複数の検出器をその撮像領域が重なり合うように、放射線入射方 向からみて前後にずらして配置する技術も知られている（例えば、特許文献 2参照)。 特許文献 1：特開平 9— 153606号公報 特許文献 2：特開 2000 - 292546号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0006] 上述したように撮像素子をバタブル配列する場合、特許文献 2に記載されて ヽるよ うに互いの境界部におけるデッドエリアの発生が問題となる。特許文献 2の技術によ れば、その撮像領域が重なり合うように配置することでデッドエリアを縮小して 、るが、 放射線入射方向からみて前面に配置される撮像素子によって遮られている箇所では 、基板等により放射線が減衰してしまう。特に、医療用の放射線撮像装置では、被験 者や操作者の被爆量を減らすため、放射線量を減らしつつ、高感度'高解像度の測 定を行える機器が求められており、こうした減衰は得られる画像の解像度を劣化させ るため好ましくない。
[0007] そこで、本発明は、少な ヽ放射線量でも高感度 ·高解像度で大画面の放射線画像 を取得する事ができるバタブル配列の放射線撮像装置を提供する事を課題とする。 課題を解決するための手段
[0008] 上記課題を解決するため、本発明に係る放射線撮像装置は、 2次元に画素を配列 して受光部を形成した固体撮像素子の受光面に、放射線入射によってこの固体撮 像素子が感度を有する波長の光を含む光を発するシンチレータを堆積し、シンチレ ータを保護膜で覆って形成した放射線撮像素子を基台上に m X n (mは 2以上、 nは 1以上の整数)個並べて配置した放射線撮像装置にぉ 、て、隣接して配置される任 意の 2つの放射線撮像素子間では、（1)一方の放射線撮像素子の基台への固定面 が他方の放射線撮像素子の放射線入射面より放射線入射方向に突出するとともに、 (2)放射線入射方向からみて背面に配置される放射線撮像素子の受光部が前面に 配置される放射線撮像素子によって遮られな！/ヽ状態で、両者は近接して配置されて おり、（3)前面に配置される放射線撮像素子の受光部は、背面に配置される放射線 撮像素子側の周縁部まで広がっており、該周縁部まで受光部中心部と略同一の厚 みのシンチレータが形成されている、ことを特徴とする。
[0009] 本発明によれば、基台に隣接して配置される放射線撮像素子間では、その受光部 が近接して配置される。このとき、放射線入射方向からみて背面に配置される放射線 撮像素子の受光部が前面に配置される放射線撮像素子によって遮られることがない ので、背面側に配置される放射線撮像素子においても受光部の全面が有効撮像領 域となる。また、前面に配置される放射線撮像素子は、背面に配置される放射線撮 像素子に近い側の周縁部まで受光部が広がっているので、受光領域の境界が背面 に配置される放射線撮像素子に近い側まで拡大されている。そして、周縁部までシ ンチレータを均一な厚さに形成することで、前面に配置される放射線撮像素子の有 効画像領域を拡大するとともに、領域内での撮像特性の均一化が図られている。
[0010] 隣接して配置される任意の 2つの放射線撮像素子において、放射線入射方向から みて背面に配置される放射線撮像素子の端部と前面に配置される放射線撮像素子 の端部とが重なり合う位置に配置されているとよい。これにより、放射線入射方向から みて受光部が近接して配置される。
[0011] 隣接して配置される任意の 2つの放射線撮像素子において、放射線入射方向から みて背面に配置される放射線撮像素子においては、前面に配置される放射線撮像 素子で遮られる端部側の受光部端部より外側までシンチレータが堆積されており、こ の受光部端部まで均一な厚みのシンチレータが形成されて 、るとょ 、。
[0012] 背面に配置される放射線撮像素子においては、前面に配置される放射線撮像素 子によって遮られる位置に受光部以外の部分が存在していてもよい。つまり、受光部 より外側に回路や、保持部を形成することが可能である。そして、受光部端部まで均 一な厚みのシンチレータが形成されて ヽれば、受光部全体で撮像特性を均一化す ることが容易である。
発明の効果
[0013] 本発明によれば、有効画像領域を制限することなぐ各放射線撮像素子の受光部 を近接して配置することができるため、デッドエリアの発生を抑制しつつ、有効画像領 域内における撮像特性を均一化することができる。このため、複数の撮像素子を組み 合わせて大画面の撮像素子をバタブル配列によって形成する場合に、撮像素子が 異なることによって発生する画像ムラやピントずれを抑制することができ、少な 、放射 線量でも高感度 ·高解像度の画像を得ることができる。
[0014] 放射線入射方向からみて端部が重なり合うように配置すると、受光部をより近接して 配置することができるため、デッドエリアを小さくすることができる。
[0015] 背面に配置される放射線撮像素子においては、前面に配置される放射線撮像素 子と異なり、受光部を周縁部近くに近接して配置する必要はない。受光部を基板の 中央付近に設けることで、受光部の端部まで均一な厚みのシンチレータを形成する ことが容易になり、製品の歩留りがよりいつそう向上する。特に、大きさの異なる 2つの 放射線撮像素子を隣接して配置する場合には、背面に配置する放射線撮像素子の 方を大きくすることで、受光部の端部まで均一な厚みのシンチレータを形成すること が容易になり、製品の歩留りがより一層向上する。
図面の簡単な説明
[0016] [図 1]本発明に係る放射線撮像装置の放射線入射方向から見た正面図である。
[図 2]図 1の II II線断面図である。
[図 3]図 2の放射線撮像素子の境界部分の拡大図である。
圆 4]本発明に係る放射線撮像装置に用いる放射線撮像素子の製造工程を示す図 である。
[図 5]図 4の工程の続きを示す図である。
[図 6]図 5の工程の続きを示す図である。
[図 7]本発明に係る放射線撮像装置で用いる配線基板を示す図である。
[図 8]図 6の工程の続きを示す図である。
[図 9]放射線撮像素子の載置に用いる装置を説明する図である。
[図 10]本発明に係る放射線撮像装置によるマンモグラフィ撮影を説明する図である。
[図 11]本発明に係る放射線撮像装置の第 2の実施形態を示す断面構成図である。
[図 12]図 11の放射線撮像素子の境界部分の拡大図である。
[図 13]本発明に係る放射線撮像装置の第 3の実施形態を示す断面構成図である。
[図 14]図 13の放射線撮像素子の境界部分の拡大図である。
符号の説明
[0017] 1 基台
2、 3、 3a 放射線撮像素子
5 イメージセンサ 6 載置用装置
9 被験者
10 固定基台
10a、 10b 載置面
11、 12 配線基板
20、 30 Si基板
21、 31 光感応部
22、 32 シフトレジスタ部
23、 33 増幅部
24、 34 ボンディングパッド部
25、 35 シンチレータ
26、 36 保護膜
60 上 g間
61 下 間
62 ポンプ
70、 71 プレート
75 放射線源
90 乳房
100 放射線撮像装置
111、 121 貫通孔
112、 122 接着材
発明を実施するための最良の形態
[0018] 以下、添付図面を参照して本発明の好適な実施の形態について詳細に説明する。
説明の理解を容易にするため、各図面において同一の構成要素に対しては可能な 限り同一の参照番号を附し、重複する説明は省略する。
[0019] 本発明に係る放射線撮像装置の第 1の実施形態を図 1〜図 3に示す。図 1は、放射 線入射方向から見た正面図であり、図 2は、その II II線断面図であり、図 3は、図 2 における放射線撮像素子の境界部分の拡大図である。 [0020] 図 1〜図 3に示すように、この放射線撮像装置 100は、基台 1上に放射線撮像素子 2と 3が段違いに配置されている。各放射線撮像素子 2、 3は、 Si基板 20、 30上に形 成された MOS (Metal-Oxide Semiconductor:金属酸化物半導体）型のイメージセン サであり、矩形平板状に形成されている。ここでは、 Si基板 20のサイズが 184mm X 231mmであり、 Si基板 30のサイズが 96mm X 23 lmmであり、厚さはいずれも 725 μ mであ 。
[0021] この Si基板 20、 30表面の隣接する 2辺の近傍まで受光領域である光感応部（受光 部） 21、 31が配置されている。この 2辺は、図 1においては、他方の放射線撮像素子 2または 3に配置される側の辺と図中下側に位置する辺である。各光感応部 21、 31 は、光電変換を行う光電変換素子である多数のフォトダイオードが 2次元状に配列さ れて画素を形成している。各フォトダイオードには、それぞれに対応する MOSFET( Field-Effect Transistor:電界効果トランジスタ）が配置されており、フォトダイオードで 発生した電荷の読み出しを制御している。光感応部 21のサイズは、 179. 4mm X 20 9mm (面積約 37500mm2)であり、 3520 X 4416画素（計約 1550万画素）を有して いる。一方、光感応部 31のサイズは、その約半分の 82. 8mm X 209mm (面積約 1 7300mm2)であり、 1760 X 4416画素（計約 780万画素）を有している。
[0022] Si基板 20、 30の光感応部 21、 31の外側の 2辺に沿った領域には、それぞれシフト レジスタ部 22、 32と増幅部 23、 33とが形成されており、そのさらに外側にボンディン グパット部 24、 34が形成されている。
[0023] シフトレジスタ部 22、 32は、それぞれ光感応部 21、 31内の対応する MOSFETと 図示していない配線によって電気的に接続されており、 MOSFETの駆動を制御し てフォトダイオードで発生した電荷を増幅部 23、 33へと転送する。
[0024] 増幅部 23、 33はそれぞれ、多数の増幅器 (チャージアンプ）と、各増幅器に並列に 接続された容量素子と、これらに並列に接続されたスィッチ素子等カゝらなる。増幅部 23、 33の各増幅器は、 MOSFETを介して対応するフォトダイオードに図示していな V、配線によって電気的に接続されて！、る。
[0025] ボンディングパッド部 24、 34は、シフトレジスタ部 22、 32に図示していない配線に よってそれぞれ接続されているボンディングパット部 24a、 34aと、増幅部 23、 33に図 示して 、な 、配線によってそれぞれ接続されて 、るボンディングパット部 24b、 34bと からなる。
[0026] チップエッジに電極や配線を形成することで、ダイシングによって生ずるマイクロクラ ックゃ当該部分で発生した電子正孔対を光感応部 21、 31へと到達させな 、効果が ある。
[0027] 光感応部 21、 31とその周囲の Si基板 20、 30表面上には、放射線入射によって所 定波長を含む光を発生するシンチレータ 25、 35が形成されている。ここで、シンチレ ータ 25、 35は光感応部 21、 31が近接している Si基板 20、 30の側壁部まで連続して 形成されている。また、シンチレータ 25、 35はシフトレジスタ部 22、 32や増幅部 23、 33を つて开 されて!/、てもよ!ヽ。なお、シフトレジスタ咅 22、 32や i#i ^咅 23、 33 は好ましくは、それらの表面が光遮蔽部材と放射線遮蔽部材で覆われて 、ることが 好ましいが、シンチレータ 25、 35によって覆われている場合には、放射線遮蔽部材 を有しない構成でもよい。シフトレジスタ部 22、 32や増幅部 23、 33に放射線が直接 入射すると、ノイズの要因となったり、誤動作の要因となることがあるが、放射線を吸 収するシンチレータ 25、 35で覆うことで、このようなノイズや誤動作の発生を抑制でき る。なお、ボンディングパッド部 24、 34は露出させる必要があるため、シンチレータ 2 5、 35はこれらの領域には達しな!/ヽように形成されて!、る。
[0028] シンチレータ 25、 35が発生する光は、光感応部 21、 31のフォトダイオードが感度 を有する波長の光を含むものであればよぐ可視光のほか、紫外線や赤外線であつ てもよい。シンチレータ 25、 35には各種の材料を用いることができる力 発光効率の よい T1ドープの Cslが材料としては好ましい。このシンチレータ 25、 35は蒸着によつ て光感応部 21、 31の表面に柱状結晶として直接形成されて!、る。
[0029] なお、シンチレータ 25、 35は、光感応部 21、 31上では、その端部に至るまで略均 一な厚さに形成されている。シンチレータ 25、 35の厚みは、 30〜550 m程度とす ることが好ましい。本実施形態では、シンチレータ 25、 35の厚みは 165 mに設定さ れている。
[0030] シンチレータ 25、 35の表面を覆ってこれらをそれぞれ密封するように保護膜 26、 3 6が形成されている。シンチレータ 25、 35として用いられる Cslは、空気中の水蒸気（ 湿気）を吸収して溶解する潮解性を有している。シンチレータ 25、 35への水蒸気の 侵入を防止するため、水蒸気遮断性 (水分不透過性)が良好な耐湿保護膜で覆って いる。保護膜 26、 36は、水蒸気遮断性が良好な有機膜、無機膜およびこれらの組み 合わせを用いることができるが、例えば、ポリパラキシリレン榭脂 (スリーボンド社製、 商品名ノ リレン)や、その一種であるポリパラクロロキシリレン（同社製、商品名パリレ ン C)を用いることが好ましい。
[0031] この保護膜 26、 36は、 Si基板 20、 30の受光面上のシンチレータ 25、 35と、その周 囲のボンディングパッド部 24、 34とシンチレータ 25、 35との境界領域から、シンチレ ータ 25、 35が形成されている側壁部分を超えて Si基板 20、 30の裏面 (光感応部 21 、 31の形成面の反対面)まで連続的に一体として形成されている。保護膜 26、 36の 厚さは、数/ z m〜十数/ z m程度が好ましぐ本実施形態では 10 mに設定されてい る。
[0032] 一方、基台 1は、上面が階段状に形成された固定基台 10と、この固定基台 10の載 置面 10a、 10b上にそれぞれ固定されており、各放射線撮像素子 2、 3がその上に固 定される配線基板 11、 12からなる。
[0033] 固定基台 10は例えば、セラミック製であって、そのサイズは 372 X 245mmであり、 厚さは載置面 10a部分で 5mm、載置面 10b部分で 4mmであって、 10aと 10bの段 差は lmmである。載置面 10a、 10bはいずれも後述する配線基板 11、 12より若干広 めに形成されている。
[0034] 配線基板 11、 12もまた、セラミック製の基板であって、そのサイズは対応する放射 線撮像素子 2、 3より若干量広く設定されており、例えば、配線基板 11が 226 X 248 mmであり、配線基板 12が 138 X 248mmである。なお、厚さはいずれも 3. 2mmに 設定されている。
[0035] 配線基板 11、 12には、表面から裏面に貫通する貫通孔 111、 121が多数設けられ ている（図 2、 3参照）。これらの貫通孔 111、 121は、表面または裏面側から見て、等 間隔に引かれた格子線の交点上に配置されている。以下、隣接する貫通孔 111、 12 1の間隔であるピッチを Pで表す。これらの貫通孔 111、 121は放射線撮像素子 2、 3 をそれぞれ載置する領域内のみに設ければ足りるが、載置領域をはみ出して全面に 設けても構わない。貫通孔 111、 121の大きさ、配置は配線基板 11、 12の強度や、 厚み、貫通孔 111、 121の通気性を考慮して適宜設定される。本実施形態では、貫 通:?し 111、 121の直径 ίま、 0. 4mm〜0. 5mm程度【こ、そのピッチ piま、 20mm【こ設 定されている。
[0036] 次に、この放射線撮像装置 100の製造方法を具体的に説明する。まず、図 4に示さ れるように、矩形の Si基板 20上に光感応部 21、シフトレジスタ部 22 (図示せず）、増 幅部 23 (図示せず）、ボンディングパッド部 24を形成済みのイメージセンサ 5を用意 する。ここで、光感応部 21は、 Si基板 20の中央に位置するのではなぐ隣接する 2辺 近傍に寄って配置されている。このイメージセンサ 5は、例えば、 12インチ (約 30セン チ)径の Siウェハ上にステツパ装置等を利用した公知の手法により集積ィ匕された回 路を形成した後に所望のサイズに裁断することで製造することができる。
[0037] 次に、光感応部 21より広い領域が露出するようにマスクを施した状態で Si基板 20 をシンチレータの蒸着室内に配置し、シンチレータ 25を形成する。ここで、光感応部 21が近接している Si基板 20の側壁部分についてもマスク力も露出させておく。マス クとしては、光感応部 21の周囲の 2辺に沿った部分と、その部分の裏面を利用して Si 基板 20を反対向きに保持する蒸着ホルダーを用いるとよ ヽ。
[0038] この状態で、真空蒸着法によって、 Si基板 20の露出部分に T1をドープした Cslの 柱状結晶を成長させる。蒸着されたシンチレータ 25の厚みが所望の厚み (例えば、 1 65 μ m)に達したら蒸着室力もシンチレータ 25が形成されたイメージセンサ 5 (図 5参 照）を取り出す。これにより、光感応部 21の全面から隣接する側壁部に至るまで略均 一な厚みを持つシンチレータ 25を形成することができる。
[0039] シンチレータ 25の素材である Cslは、吸湿性が高ぐ露出したままにしておくと空気 中の水蒸気を吸湿して溶解してしまう（潮解性を有する）。そこで、シンチレータ 25の 保護のため、 CVD (ィ匕学的蒸着)法によりイメージセンサ 5の略全体を厚さ 10 mの ノ リレンで包み込み、保護膜 26を形成する。
[0040] Cslの柱状結晶の間には隙間がある力 ノ^レンはこの狭い隙間にある程度入り込 むので、保護膜 26は、シンチレータ 25に密着し、シンチレータ 25を密封する。この ノ^レンコーティングにより、表面に微細な凹凸のあるシンチレータ 25の上に均一な 厚さの精密薄膜コーティングを形成することができる。また、ノ リレンの CVD形成は、 金属蒸着時よりも真空度が低ぐ常温で行うことができるため、加工が容易である。
[0041] こうして形成した保護膜 26を所定の位置で切断して不要部分を除去することでボン デイングパット部 24部分を露出させる（図 6参照)。本実施形態では、シンチレータ 25 を取り囲む領域のみに保護膜 26を残しているが、これより広い領域まで保護膜 26を 残しておいてもよい。例えば、ボンディングパッド部 24a、 24bのみを露出させ、それ 以外の領域は保護膜 26で覆ったままにしてお 、てもよ 、。
[0042] これにより、図 1〜図 3に示される放射線撮像素子 2が得られる。放射線撮像素子 3 につ 、ても同様の手法によって製造することができる。
[0043] 次に、図 7に示されるように貫通孔 111を有する配線基板 11を用意し、配線基板 1 1の放射線撮像素子 2の載置面に格子状に絶縁性榭脂の接着材 112を塗布する。こ のとき、接着材 112は、貫通孔 111を避けて、水平方向で隣接する貫通孔 111との 間の略中心位置上に配置される。具体的には、貫通孔 111を配置する格子線を、格 子線の延長方向である 2方向にそれぞれ 0. 5pずつずらした格子線上に延在するよ う接着材 112は塗布される。本実施形態では、接着材 112の幅は lmm、厚みは 0. 5 mm程度とされる。
[0044] 接着材 112を塗布したら、配線基板 11の接着材塗布面上に放射線撮像素子 2の 裏面 (Si基板 20の光感応部 21の形成面と反対側の表面)を向けて載置し（図 8参照 )、その状態で配線基板 11を図 9に示されるような装置 6へ導入する。この装置 6は、 導入された配線基板 11の上側に面する空間 60と下側に面する空間 61とが配線基 板 11によって分離される構成をとる。そして、下側の空間 61内の空気を排出する真 空ポンプ 62を備えている。
[0045] 配線基板 11を装置 6に導入したら、真空ポンプ 62を作動させて下側の空間 61内 を減圧する。配線基板 11の貫通孔 111は、下側の空間 61に通じているため、この減 圧によって放射線撮像素子 2の裏面側の気圧は、その表面 (光感応部 21形成面)側 の気圧より低くなる。こうして生じた表面側と裏面側との気圧差によって、放射線撮像 素子 2は、配線基板 11へと押しつけられる。これにより接着材 112は、放射線撮像素 子 2と配線基板 11との間に薄く広がる。この状態で接着材 112を硬化させて放射線 撮像素子 2を配線基板 11へと固定する。
[0046] 固定後、配線基板 11の放射線撮像素子 2のボンディングパッド部 24と向き合う領 域に配置されて 、る図示して ヽな 、ボンディングパッド部と対応するボンディングパッ ド部 24とを同じく図示していないワイヤにより接続する（ワイヤボンディング)。同様の 手法により、放射線撮像素子 3を配線基板 12上に接着材 122により固定する。
[0047] このように、配線基板 11、 12に設けた貫通孔 111、 121を利用して放射線撮像素 子 2、 3の表面と裏面間に気圧差を発生させ、発生した気圧差により、放射線撮像素 子 2、 3を配線基板 11、 12へと押しつけて固定するので、放射線撮像素子 2、 3の表 面上に押圧のための余分なスペースを設ける必要がなぐシンチレータ 25、 35の形 成面を放射線撮像素子 2、 3の表面において最大限確保することができる。このため 、光感応部 21、 31に対して、放射線撮像素子 2、 3の面積をコンパクトなものとするこ とができ、最終的に得られる放射線撮像装置 100のコンパクトィ匕が図れる。さらに、気 圧差によって放射線撮像素子 2、 3の表面全体を略均一な力で配線基板 11、 12へと 押しつけることができるため、大面積'薄型の放射線撮像素子 2、 3を固定する場合で も橈み、歪み、反り等の発生を抑制して受光面の平板性を確保することができる。さら に、シンチレータ 25、 35に局所的に力が付与されることがないので、固定に際してシ ンチレータ 25、 35が損傷することがなぐ製品の歩留りも向上する。
[0048] また、保護膜 26、 36は、側壁のシンチレータ 25、 35を包囲する部分が放射線撮像 素子 2、 3の裏側まで回り込んで配線基板 11、 12との間に挟み込まれて固定されて いるので保護膜 26、 36のはがれを効果的に防止できる。ここで、放射線撮像素子 2 、 3のシンチレータ 25、 35が側壁まで形成されている箇所のうち、放射線撮像装置 1 00に配置される場合に図 1中の下側の辺を形成することになる位置では、配線基板
I I、 12より放射線撮像素子 2、 3を僅か〖こ（lmm程度）内側に配置すると、使用中に 側壁上の保護膜 26、 36に余計な力が加わるのを防止して、この部分からのはがれを 効果的に抑制することができる。
[0049] なお、配線基板 11、 12が放射線撮像素子 2、 3の載置面の外側の領域にも貫通孔
I I I、 121を有している場合は、その貫通孔 111、 121を予め塞いでおく必要がある 。これらの貫通孔 111、 121を塞ぐ方法としては、これらの貫通孔 111、 121を載置面 側から気密性のフィルムで覆うか、反対側カゝら気密性のパネル、マスク等で覆えばよ い。このようにすると、装置 6内で上側の空間 60と下側の空間 61とが貫通孔 111、 12 1により直接連通されることがなぐ両空間 60、 61間に確実に気圧差を発生させるこ とが可能となる。
[0050] ここでは、下空間 61を減圧することで、両空間 60、 61に気圧差を発生させた力 放 射線撮像素子 2、 3の表面側の気圧が下側の気圧より高くなればその他の方法を利 用してもよい。例えば、上空間 60に気体 (例えば、空気）を送り込み、上空間 60内の 気体を加圧することで両空間 60、 61間に気圧差を発生させてもよい。さらに、両方を 併用して上空間 60内を加圧し、下空間 61内を減圧してもよい。この場合、下空間 61 内の気体を上空間 60内へと導いて単独のポンプを用いて加圧と減圧を行うこともで きる。また、装置内に両方の空間を設けずとも、加圧または減圧を行う空間 60または 61の一方のみを設け、他方は開放状態としてもよい。また、気体としては、空気に限 らず窒素等を用いることもでき、装置 6を窒素ボックスの中に入れた上で行うこととして ちょい。
[0051] こうして配線基板 11、 12上に放射線撮像素子 2、 3をそれぞれ固定したら、配線基 板 11、 12を放射線撮像素子 2、 3の光感応部 21、 31が近接するようにそれぞれの載 置面 10a、 10b上に配置して固定することで、図 1〜図 3に示される放射線撮像装置 100が得られる。
[0052] ここで、放射線撮像素子 2、 3を基台 1上に段差を設けて配置することで、同一平面 上に放射線撮像素子 2、 3を並べて配置する場合に比較して、放射線撮像素子 2、 3 の光感応部 21、 31を重なり合わない程度に近接して配置することができる。また、放 射線入射方向からみてそれぞれの光感応部 21、 31を近接して配置した場合におい ても、両放射線撮像素子 2、 3の端部が接触することがないため、端部のシンチレ一 タ 25、 35や保護膜 26、 36の接触による破損を防止することができる。このため、保 護膜 26、 36の損傷による剥がれも抑制できるため、シンチレータ 25、 35の耐湿性を ½保することができる。
[0053] 放射線撮像素子 2と 3は、放射線入射方向からみると異なる距離に配置されること になるが、その距離は 1〜1. 5mm程度とされる。このような大画面の放射線撮像装 置 100においては、 50センチ程度離れた位置の放射線源から略垂直に入射する放 射線によって形成された画像を撮像しており、この距離の差は得られる画像や鮮明 度、解像度を低下させるものではない。したがって、低被爆量の放射線量によっても 鮮明で解像度の高い映像を取得することができる。
[0054] 本実施形態においては、放射線入射方向で背面に配置される放射線撮像素子 3 においても光感応部 31上のシンチレータ 35に入射する放射線が遮られないため、 その隅に至るまで有効な感度領域とすることができる。一方、放射線入射方向で前 面に配置される放射線撮像素子 2においても、その端部ぎりぎりまで有効な感度領域 を拡大することができる。このため、隣接して配置される光感応部 21、 31間の距離を 約 150 /z m程度まで低減でき、素子の光感応部 21、 31間のデッドエリア Dを 2〜3画 素分程度に縮小することができる。また、デッドエリア Dに近接する画素の出力が損 なわれないため、両放射線撮像素子 2、 3から得られた画像信号を合成する際の画 像処理が容易であり、境界部分まで鮮明な画像を得ることができる。また、デッドエリ ァ Dの画像情報を補間処理により求める場合でもその補間処理が容易になる。
[0055] 本発明によれば、 12インチウェハを利用した製造プロセスで最大サイズとされてい る 22 X 18cmサイズ以下の受光エリアを有するイメージセンサを用いて 27 X 22cm サイズの受光領域を有する放射線撮像装置 100を実現することができる。このため、 製造コストの低減と歩留りの向上を図ることができる。
[0056] 続いて、本実施形態の動作を説明する。マンモグラフィでは、図 10に示されるよう に被験者 9の乳房 90を放射線透過性の 2枚のプレート 70、 71で挟み込み、放射線 源 75から発せられた X線の乳房 90透過画像をプレート 71側に配置した放射線撮像 装置 100によって撮像する。このとき、被験者 9の胴部側に図 1に示される放射線撮 像装置 100の下辺側を配置すると、光感応部 21、 31を胴部に近接させることができ る。
[0057] 乳房 90の透過 X線画像を構成する乳房 90を透過した X線 (放射線）は、プレート 7 1を透過して、放射線撮像装置 100の入射面 (保護膜 26、 36表面)へと入射する。入 射した X線 (放射線）は、保護膜 26、 36を透過してシンチレータ 25、 35に達して吸収 される。シンチレータ 25、 35は、吸収した X線の光量に略比例して所定の波長の光（ 本実施形態では、波長 570nm)を放射 (発光)する。
[0058] こうしてシンチレータ 25、 35から放射された光は、光感応部 21、 31へと到達し、各 々のフォトダイオードで吸収されて光量に応じた電荷として一定時間蓄積される（光 電変換)。この光の光量は入射する X線の光量に対応しているから、各々のフォトダイ オードに蓄積されている電気信号は、入射する X線の光量に対応することになる。つ まり、各フォトダイオードには、 X線画像の各画素の輝度に対応する電気信号 (以下、 各画素の画像信号と呼ぶ。 )が得られる。
[0059] シフトレジスタ部 22、 32によって各フォトダイオードに対応する MOSFETを操作す ることで各フォトダイオードの電荷 (各画素の画像信号に対応）は、図示していない信 号線を通って増幅部 23、 33のチャージアンプへと読み出され、増幅された後にボン デイングパッド部 24、 34から対応する配線基板 11、 12側のボンディングパッド部へと 送られ、図示していない所定の回路で処理された後に、所定形式の画像データ信号 として出力端子から出力される。この出力信号を基にしてモニター上に X線画像を表 示したり、所定の記憶装置に格納して保存することができる。
[0060] 本実施形態の放射線撮像装置 100は、光感応部 21、 31が装置の周縁部近傍に 配置されているため、乳房 90の根元部分まで撮像を行うことができる。そして、放射 線撮像素子 2、 3それぞれの平板性を確保することができるとともに、両方の光感応 部 21、 31を近接して配置しているため、乳房 90全体について歪みのない精度のよ い X線画像を撮像することができる。また、大柄な女性のマンモグラフィ撮影時にお いても乳房 90の放射線による全体像を一度の放射線照射で良好に取得することが できる。このため、被爆量を低減することができる。そして、胴部に近接する側壁を超 えて保護膜 26、 36が形成され、これが配線基板 11、 12との間に挟み込まれている ため、人体との接触により保護膜 26、 36が剥がれたり、接触部分から汗や水分が浸 入してシンチレータ 25、 35が劣化するのを確実に防止できる。
[0061] 図 11は、本発明に係る放射線撮像装置の第 2の実施形態を示す断面構成図 (第 1 の実施形態における図 2に対応)であり、図 12は、その放射線撮像素子の境界部分 の拡大図である。
[0062] この実施形態では、放射線入射方向からみて、放射線撮像素子 2と放射線撮像素 子 3の端部が重なり合うように配置している点が図 1〜図 3に示される第 1の実施形態 と相違している。ただし、それぞれの光感応部 21、 31は、重なり合わず、背面に配置 される放射線撮像素子 3の光感応部 31は、放射線撮像素子 2により遮られない位置 に配置されている。
[0063] このように、両撮像素子を配置すると、両放射線撮像素子 2、 3の端部領域が重なり 合うことで、光感応部 21、 31間の境界に生ずるデッドエリア Dの幅を第 1の実施形態 の半分程度まで減らすことができる。このため、両者間のデッドエリア Dを半分程度の 2画素分以下まで減らすことが可能であり、実質的に 0画素とすることもできる。
[0064] 図 13は、本発明に係る放射線撮像装置の第 3の実施形態を示す断面構成図 (第 1 の実施形態における図 2に対応)であり、図 14は、その放射線撮像素子の境界部分 の拡大図である。
[0065] この実施形態は、第 2の実施形態の変形例であり、背面に配置される放射線撮像 素子 3aの光感応部 3 laが放射線撮像素子 2側の周縁部まで広がっておらず、光感 応部 31aから端部までの間が他の実施形態に比べて広くとられている点が相違して いる。
[0066] ここで、前面に配置される放射線撮像素子 2にお 、ては、有効受光領域の端部ま で撮像特性を確保しつつ、他の放射線撮像素子 3aを遮ることにより生ずるデッドエリ ァ Dを小さくするためには、光感応部 21を縁部に近接して配置するとともに、シンチ レータ 25を端まで均一な厚みに形成する必要がある。そのためには、上述したように シンチレータ 25を側壁部分まで略均一な厚みで連続して形成することが好ましいが 、シンチレータ 25蒸着プロセスを工夫する必要があり、大型の放射線撮像素子 2の 場合には、特に手間を要する。
[0067] しかし、背面に配置される放射線撮像素子 3aにお ヽては、前面に配置される放射 線撮像素子 2によって光感応部 31aが遮られない限度（両光感応部 21、 31aが重な り合わない限度)で光感応部 31aを放射線撮像素子 2に近づけて配置すればょ ヽた め、シンチレータ 35aを側壁部まで略均一な厚みで形成する必要はなぐ両端部を 保持して蒸着を行うことも可能となる。このため、背面側に配置する放射線撮像素子 3aの製造プロセスが簡略ィ匕できる。 [0068] また、大きさの異なる 2つの放射線撮像素子を隣接して配置する場合には、背面側 に配置される放射線撮像素子の方を大きくすることで、受光部の端部まで均一な厚 みのシンチレータを形成することが容易になり、製品の歩留りがより一層向上する。
[0069] 以上の説明では、保護膜 26、 36としてノ^レン製の単一膜構造の保護膜について 説明してきたが、ノ^レン膜の表面に Al、 Ag、 Au等の金属薄膜からなる反射膜を設 ければ、シンチレータ 25、 35から放射された光を光感応部 21、 31へと導き、輝度の 高い画像を得ることができる。この金属薄膜の保護のため、さらにその表面にパリレン 膜等を施してもよい。また、保護膜 26、 36の周囲を榭脂等で Si基板 20、 30に固定し てもよい。
[0070] また、上述の実施の形態においては、シンチレータとして CsI (Tl)が用いられてい るが、これに限らず Csl (Na)、 Nal (Tl)、 Lil (Eu)、 KI (Tl)等を用いてもよ!、。
[0071] また、上述の実施の形態における、ポリパラキシリレンには、ポリパラキシリレンの他 、ポリモノクロ口パラキシリレン、ポリジクロロパラキシリレン、ポリテトラクロ口パラキシリ レン、ポリフルォロパラキシリレン、ポリジメチルパラキシリレン、ポリジェチルパラキシリ レン等を含む。
[0072] 以上の説明では、 2個の撮像素子を組み合わせて配置する例を説明したが、 3個 以上の撮像素子を組み合わせて大画面の撮像装置を形成する場合にも本発明は好 適に適用可能である。この場合は、隣接する 2つの撮像素子間で上述した撮像素子 間の関係が成り立つように配置を行えばよい。
産業上の利用可能性
[0073] 本発明にかかる放射線撮像素子は、マンモグラフィゃ胸部 X線撮影などの大画面 を必要とする放射線撮像素子に好適である。

Claims

請求の範囲
[1] 2次元に画素を配列して受光部を形成した固体撮像素子の受光面に、放射線入射 によって前記固体撮像素子が感度を有する波長の光を含む光を発するシンチレータ を堆積し、前記シンチレータを保護膜で覆って形成した放射線撮像素子を基台上に m X n (mは 2以上、 nは 1以上の整数)個並べて配置した放射線撮像装置にぉ 、て、 隣接して配置される任意の 2つの放射線撮像素子間では、一方の放射線撮像素子 の基台への固定面が他方の放射線撮像素子の放射線入射面より放射線入射方向 に突出するとともに、
放射線入射方向力 みて背面に配置される放射線撮像素子の受光部が前面に配 置される放射線撮像素子によって遮られな ヽ状態で、両者は近接して配置されてお り、
放射線入射方向からみて前面に配置される放射線撮像素子の受光部は、他方の 放射線撮像素子側の周縁部まで広がっており、該周縁部まで受光部中心部と略同 一の厚みのシンチレータが形成されていることを特徴とする放射線撮像装置。
[2] 前記隣接して配置される任意の 2つの放射線撮像素子において、放射線入射方向 からみて背面に配置される放射線撮像素子の端部と前面に配置される放射線撮像 素子の端部とが重なり合う位置に配置されていることを特徴とする請求項 1記載の放 射線撮像装置。
[3] 前記隣接して配置される任意の 2つの放射線撮像素子において、放射線入射方向 カゝらみて背面に配置される放射線撮像素子においては、前面に配置される放射線 撮像素子で遮られる端部側の受光部端部より外側までシンチレータが堆積されてお り、該受光部端部まで均一な厚みのシンチレータが形成されていることを特徴とする 請求項 2記載の放射線撮像装置。
PCT/JP2005/008530 2004-05-11 2005-05-10 放射線撮像装置 Ceased WO2005109037A1 (ja)

Priority Applications (9)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN2005800151212A CN1954238B (zh) 2004-05-11 2005-05-10 放射线摄像装置
KR1020097002787A KR101218521B1 (ko) 2004-05-11 2005-05-10 방사선 촬상 소자 및 이를 구비한 방사선 촬상 장치
JP2006513030A JP4884964B2 (ja) 2004-05-11 2005-05-10 放射線撮像装置
EP05739194.8A EP1746440B1 (en) 2004-05-11 2005-05-10 Radiation imaging device
US11/596,071 US7834323B2 (en) 2004-05-11 2005-05-10 Radiation imaging device
KR1020127005269A KR101260634B1 (ko) 2004-05-11 2005-05-10 방사선 촬상 장치
KR1020067021053A KR101151146B1 (ko) 2004-05-11 2006-10-10 방사선 촬상 장치
US12/465,006 US8026490B2 (en) 2004-05-11 2009-05-13 Radiation image device
US12/465,003 US7728303B2 (en) 2004-05-11 2009-05-13 Radiation imaging device

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2004141546 2004-05-11
JP2004-141546 2004-05-11

Related Child Applications (3)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US11/596,071 A-371-Of-International US7834323B2 (en) 2004-05-11 2005-05-10 Radiation imaging device
US12/465,003 Continuation US7728303B2 (en) 2004-05-11 2009-05-13 Radiation imaging device
US12/465,006 Continuation US8026490B2 (en) 2004-05-11 2009-05-13 Radiation image device

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2005109037A1 true WO2005109037A1 (ja) 2005-11-17

Family

ID=35320344

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2005/008530 Ceased WO2005109037A1 (ja) 2004-05-11 2005-05-10 放射線撮像装置

Country Status (7)

Country Link
US (3) US7834323B2 (ja)
EP (2) EP2103958B1 (ja)
JP (1) JP4884964B2 (ja)
KR (3) KR101260634B1 (ja)
CN (3) CN101552265B (ja)
TW (3) TWI447924B (ja)
WO (1) WO2005109037A1 (ja)

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008103487A (ja) * 2006-10-18 2008-05-01 Hamamatsu Photonics Kk 固体撮像装置
WO2008099971A1 (ja) * 2007-02-16 2008-08-21 Tokuyama Corporation 放射線検出装置及び放射線の検出方法
WO2009154136A1 (ja) * 2008-06-18 2009-12-23 浜松ホトニクス株式会社 固体撮像装置
JP2011085418A (ja) * 2009-10-13 2011-04-28 Aloka Co Ltd 放射線測定装置
JP2013017234A (ja) * 2012-09-26 2013-01-24 Hamamatsu Photonics Kk 固体撮像装置
JP2013040953A (ja) * 2007-03-08 2013-02-28 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像撮影装置
JP2014013193A (ja) * 2012-07-04 2014-01-23 Canon Inc 放射線検出装置及びその製造方法
CN112018136B (zh) * 2019-05-29 2024-04-12 乐金显示有限公司 数字x射线检测仪、数字x射线检测装置及其制造方法

Families Citing this family (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPWO2010052891A1 (ja) * 2008-11-04 2012-04-05 株式会社ニコン 表面検査装置
KR101034468B1 (ko) * 2009-01-22 2011-05-17 (주)세현 엑스레이 검출기 및 이의 제조 방법
US7923693B2 (en) * 2009-04-18 2011-04-12 Faibis Aurel A Scintillator-block capable of efficient absorption of X-ray energy
DE102010019439A1 (de) * 2010-05-05 2011-11-10 Ziehm Imaging Gmbh Festkörper-Röntgenbilddetektor mit kreisförmiger Detektorfläche
US9357972B2 (en) 2012-07-17 2016-06-07 Cyber Medical Imaging, Inc. Intraoral radiographic sensors with cables having increased user comfort and methods of using the same
JP6081697B2 (ja) * 2011-12-07 2017-02-15 浜松ホトニクス株式会社 センサユニット及び固体撮像装置
DE102012202500B4 (de) * 2012-02-17 2018-05-30 Siemens Healthcare Gmbh Digitaler Röntgendetektor und Verfahren zur Korrektur eines Röntgenbildes
JP2013217769A (ja) * 2012-04-09 2013-10-24 Canon Inc 放射線検出装置
JP6007694B2 (ja) 2012-09-14 2016-10-12 ソニー株式会社 固体撮像装置及び電子機器
US8729479B1 (en) * 2012-12-27 2014-05-20 Ge Medical Systems Israel Ltd. Molecular breast imaging apparatus and method for concurrent dual-breast imaging
TWI521686B (zh) 2013-05-24 2016-02-11 友達光電股份有限公司 光偵測器及其製造方法
CZ304899B6 (cs) * 2013-08-30 2015-01-07 České vysoké učení technické v Praze Ústav technické a experimentální fyziky Detektor ionizujícího záření umožňující vytvoření souvislého digitálního obrazu
KR102098124B1 (ko) * 2013-11-20 2020-04-07 도레이 카부시키가이샤 신틸레이터 패널
US9526468B2 (en) 2014-09-09 2016-12-27 General Electric Company Multiple frame acquisition for exposure control in X-ray medical imagers
CN105628717B (zh) * 2014-10-30 2020-05-19 通用电气公司 光检测器、x射线检测装置和x射线成像设备
JP6072102B2 (ja) * 2015-01-30 2017-02-01 キヤノン株式会社 放射線撮影システム及び放射線撮影方法
JP2016151523A (ja) * 2015-02-18 2016-08-22 浜松ホトニクス株式会社 赤外線検出装置
WO2018202465A1 (en) * 2017-05-01 2018-11-08 Koninklijke Philips N.V. Multi-layer radiation detector
JP6877289B2 (ja) * 2017-07-31 2021-05-26 キヤノン株式会社 放射線検出装置、放射線検出システム、及び放射線出装置の製造方法
EP3909234A4 (en) * 2019-01-10 2022-06-15 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. IMAGE SENSOR WITH RADIATION DETECTORS OF DIFFERENT ALIGNMENT
WO2025146383A1 (en) * 2024-01-02 2025-07-10 Ams-Osram Ag Photodetector and computer tomography system

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09153606A (ja) 1995-09-05 1997-06-10 Canon Inc 光電変換装置及びそれを用いた撮像装置
WO1998004193A1 (en) 1996-07-25 1998-02-05 Analogic Corporation X-ray tomography system with substantially continuous radiation detection zone
JPH10135479A (ja) * 1996-09-03 1998-05-22 Toshiba Corp 薄膜トランジスタアレイ、およびこれを用いた画像表示装置
JP2000292546A (ja) 1999-04-07 2000-10-20 Matsushita Electric Ind Co Ltd Ｘ線撮影装置
JP2002164523A (ja) * 2000-11-27 2002-06-07 Canon Inc 放射線撮像装置及びその製造方法
JP2002526751A (ja) * 1998-10-06 2002-08-20 カーディアク・マリナーズ・インコーポレイテッド 段状検出器アセンブリ
US6559452B1 (en) 1999-08-04 2003-05-06 Canon Kabushiki Kaisha Image input apparatus

Family Cites Families (38)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5381013A (en) * 1985-12-11 1995-01-10 General Imaging Corporation X-ray imaging system and solid state detector therefor
US5464984A (en) * 1985-12-11 1995-11-07 General Imaging Corporation X-ray imaging system and solid state detector therefor
US5198379A (en) * 1990-04-27 1993-03-30 Sharp Kabushiki Kaisha Method of making a MOS thin film transistor with self-aligned asymmetrical structure
US5629524A (en) * 1995-02-21 1997-05-13 Advanced Scientific Concepts, Inc. High speed crystallography detector
US5886353A (en) * 1995-04-21 1999-03-23 Thermotrex Corporation Imaging device
GB2315157B (en) 1996-07-11 1998-09-30 Simage Oy Imaging apparatus
JPH1056040A (ja) 1996-08-08 1998-02-24 Hitachi Ltd 半導体装置およびその製造方法
AU5878898A (en) * 1997-02-14 1998-09-08 Hamamatsu Photonics K.K. Radiation detection device and method of producing the same
CN101285888B (zh) * 1997-02-14 2012-01-18 浜松光子学株式会社 放射线检测元件及其制造方法
EP1060414B1 (en) 1997-02-18 2003-11-19 Simage Oy Semiconductor imaging device
US6323490B1 (en) * 1998-03-20 2001-11-27 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray semiconductor detector
GB9909574D0 (en) * 1999-04-26 1999-06-23 Simage Oy X-ray imaging system
JP3595759B2 (ja) 1999-07-02 2004-12-02 キヤノン株式会社 撮像装置および撮像システム
ATE512547T1 (de) * 1999-11-08 2011-06-15 Casio Computer Co Ltd Ansteuerungsverfahren für photosensorsystem
US6891164B2 (en) * 2000-01-13 2005-05-10 Hamamatsu Photonics K.K. Radiation image sensor and scintillator panel
JP4234304B2 (ja) * 2000-05-19 2009-03-04 浜松ホトニクス株式会社 放射線検出器
JP4703815B2 (ja) * 2000-05-26 2011-06-15 株式会社半導体エネルギー研究所 Ｍｏｓ型センサの駆動方法、及び撮像方法
US6800836B2 (en) * 2000-07-10 2004-10-05 Canon Kabushiki Kaisha Image pickup device, radiation image pickup device and image processing system
JP4447752B2 (ja) 2000-08-03 2010-04-07 浜松ホトニクス株式会社 放射線検出器
JP4283427B2 (ja) 2000-08-03 2009-06-24 浜松ホトニクス株式会社 放射線検出器およびシンチレータパネル
US6800857B2 (en) 2000-08-10 2004-10-05 Canon Kabushiki Kaisha Large-area fiber plate, radiation image pickup apparatus utilizing the same and producing method therefor
JP2002059363A (ja) 2000-08-23 2002-02-26 Chemitoronics Co Ltd ウエーハ支持体
JP2003017676A (ja) 2001-04-27 2003-01-17 Canon Inc 放射線撮像装置およびそれを用いた放射線撮像システム
JP4681774B2 (ja) 2001-08-30 2011-05-11 キヤノン株式会社 撮像素子、その撮像素子を用いた撮像装置、及びその撮像装置を用いた撮像システム
SE523589C2 (sv) * 2002-02-15 2004-05-04 Xcounter Ab Apparat och metod för detektering av strålning med användning av skanning
US7189971B2 (en) 2002-02-15 2007-03-13 Oy Ajat Ltd Radiation imaging device and system
JP3743562B2 (ja) 2002-02-25 2006-02-08 富士写真フイルム株式会社 蓄積性蛍光体パネル
JP4133429B2 (ja) * 2003-02-24 2008-08-13 浜松ホトニクス株式会社 半導体装置
US7355184B2 (en) * 2003-04-07 2008-04-08 Canon Kabushiki Kaisha Radiation detecting apparatus and method for manufacturing the same
US7247858B2 (en) 2003-04-10 2007-07-24 Agfa Healthcare, N.V. Method for creating a contiguous image using multiple X-ray imagers
EP1467226B1 (en) * 2003-04-10 2008-08-06 Agfa HealthCare NV Method for creating a contiguous image using multiple x-ray imagers
JP4163991B2 (ja) * 2003-04-30 2008-10-08 株式会社モリタ製作所 Ｘ線ｃｔ撮影装置及び撮影方法
JP2005164523A (ja) 2003-12-05 2005-06-23 Sysmex Corp 試料吸引分注装置およびそれを備えた標本作製装置
JP4563042B2 (ja) * 2004-01-29 2010-10-13 浜松ホトニクス株式会社 放射線イメージセンサ
US7067817B2 (en) 2004-01-29 2006-06-27 Hamamatsu Photonics K.K. Radiation image sensor and making method of same
JP4335025B2 (ja) * 2004-01-29 2009-09-30 浜松ホトニクス株式会社 放射線イメージセンサおよびその製造方法
JP2006090709A (ja) 2004-09-21 2006-04-06 Fuji Photo Film Co Ltd 蓄積性蛍光体パネル
DE102005045895B3 (de) * 2005-09-26 2007-06-14 Siemens Ag CMOS Röntgenflachdetektor

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09153606A (ja) 1995-09-05 1997-06-10 Canon Inc 光電変換装置及びそれを用いた撮像装置
WO1998004193A1 (en) 1996-07-25 1998-02-05 Analogic Corporation X-ray tomography system with substantially continuous radiation detection zone
JPH10135479A (ja) * 1996-09-03 1998-05-22 Toshiba Corp 薄膜トランジスタアレイ、およびこれを用いた画像表示装置
JP2002526751A (ja) * 1998-10-06 2002-08-20 カーディアク・マリナーズ・インコーポレイテッド 段状検出器アセンブリ
JP2000292546A (ja) 1999-04-07 2000-10-20 Matsushita Electric Ind Co Ltd Ｘ線撮影装置
US6559452B1 (en) 1999-08-04 2003-05-06 Canon Kabushiki Kaisha Image input apparatus
JP2002164523A (ja) * 2000-11-27 2002-06-07 Canon Inc 放射線撮像装置及びその製造方法

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP1746440A4

Cited By (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008103487A (ja) * 2006-10-18 2008-05-01 Hamamatsu Photonics Kk 固体撮像装置
WO2008099971A1 (ja) * 2007-02-16 2008-08-21 Tokuyama Corporation 放射線検出装置及び放射線の検出方法
JP2008202977A (ja) * 2007-02-16 2008-09-04 Tokuyama Corp 放射線検出装置及び放射線の検出方法
JP2013040953A (ja) * 2007-03-08 2013-02-28 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像撮影装置
WO2009154136A1 (ja) * 2008-06-18 2009-12-23 浜松ホトニクス株式会社 固体撮像装置
JP2010000136A (ja) * 2008-06-18 2010-01-07 Hamamatsu Photonics Kk 固体撮像装置
US8368028B2 (en) 2008-06-18 2013-02-05 Hamamatsu Photonics K.K. Solid-state image pickup device
KR101552367B1 (ko) 2008-06-18 2015-09-10 하마마츠 포토닉스 가부시키가이샤 고체 촬상 장치
JP2011085418A (ja) * 2009-10-13 2011-04-28 Aloka Co Ltd 放射線測定装置
JP2014013193A (ja) * 2012-07-04 2014-01-23 Canon Inc 放射線検出装置及びその製造方法
JP2013017234A (ja) * 2012-09-26 2013-01-24 Hamamatsu Photonics Kk 固体撮像装置
CN112018136B (zh) * 2019-05-29 2024-04-12 乐金显示有限公司 数字x射线检测仪、数字x射线检测装置及其制造方法

Also Published As

Publication number Publication date
TW200939500A (en) 2009-09-16
JP4884964B2 (ja) 2012-02-29
EP2103958A2 (en) 2009-09-23
EP2103958A3 (en) 2013-10-09
CN101552265A (zh) 2009-10-07
KR101218521B1 (ko) 2013-01-18
KR20120035226A (ko) 2012-04-13
US20080192891A1 (en) 2008-08-14
JPWO2005109037A1 (ja) 2008-03-21
CN101552265B (zh) 2012-07-18
TWI447924B (zh) 2014-08-01
KR20090034967A (ko) 2009-04-08
EP1746440A1 (en) 2007-01-24
US20090224166A1 (en) 2009-09-10
CN1954238A (zh) 2007-04-25
KR20070009617A (ko) 2007-01-18
US8026490B2 (en) 2011-09-27
CN101961247B (zh) 2012-05-30
TW200541089A (en) 2005-12-16
EP1746440A4 (en) 2013-09-25
KR101260634B1 (ko) 2013-05-03
US7834323B2 (en) 2010-11-16
TWI408828B (zh) 2013-09-11
US20090224165A1 (en) 2009-09-10
CN101961247A (zh) 2011-02-02
EP1746440B1 (en) 2015-11-18
TW200939501A (en) 2009-09-16
US7728303B2 (en) 2010-06-01
EP2103958B1 (en) 2017-08-02
CN1954238B (zh) 2010-12-22
TWI399860B (zh) 2013-06-21
KR101151146B1 (ko) 2012-06-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4884964B2 (ja) 放射線撮像装置
US7067817B2 (en) Radiation image sensor and making method of same
JP4447752B2 (ja) 放射線検出器
US7019302B2 (en) Radiation detector, scintillator panel, and methods for manufacturing same
WO2001088569A1 (fr) Detecteur de rayonnement et fabrication de ce detecteur
WO2001088567A1 (en) Radiation detector and method of producing the same
JP4563042B2 (ja) 放射線イメージセンサ
US7151263B2 (en) Radiation detector and method of manufacture thereof
JP2005214808A (ja) 放射線イメージセンサおよびその製造方法
JP4644307B2 (ja) 放射線イメージセンサ
JP4234305B2 (ja) 放射線検出器

Legal Events

Date Code Title Description
AK Designated states

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): AE AG AL AM AT AU AZ BA BB BG BR BW BY BZ CA CH CN CO CR CU CZ DE DK DM DZ EC EE EG ES FI GB GD GE GH GM HR HU ID IL IN IS JP KE KG KM KP KR KZ LC LK LR LS LT LU LV MA MD MG MK MN MW MX MZ NA NG NI NO NZ OM PG PH PL PT RO RU SC SD SE SG SK SL SM SY TJ TM TN TR TT TZ UA UG US UZ VC VN YU ZA ZM ZW

AL Designated countries for regional patents

Kind code of ref document: A1

Designated state(s): BW GH GM KE LS MW MZ NA SD SL SZ TZ UG ZM ZW AM AZ BY KG KZ MD RU TJ TM AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HU IE IS IT LT LU MC NL PL PT RO SE SI SK TR BF BJ CF CG CI CM GA GN GQ GW ML MR NE SN TD TG

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2006513030

Country of ref document: JP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 1020067021053

Country of ref document: KR

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 200580015121.2

Country of ref document: CN

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

WWW Wipo information: withdrawn in national office

Country of ref document: DE

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2005739194

Country of ref document: EP

WWP Wipo information: published in national office

Ref document number: 1020067021053

Country of ref document: KR

WWP Wipo information: published in national office

Ref document number: 2005739194

Country of ref document: EP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 11596071

Country of ref document: US