JP2005265557A - Ｘ線検出器 - Google Patents

Abstract

【課題】Ｘ線利用効率を向上できるＸ線検出器を提供する。
【解決手段】一般医療用途のＸ線条件においてＸ線利用効率を向上させるためには、シンチレータ層のＸ線発光蛍光体の元素中の最も重量のある元素のＫ吸収端を５０ｋｅＶ以下にする。原子番号５７のランタン(Ｌａ)から原子番号６３のユウロピウム(Ｅｕ)までの少なくとも一種と、酸素(Ｏ)、硫黄(Ｓ)、セレン(Ｓｅ)およびテルル(Ｔｅ)の少なくとも一種とを含むＸ線発光蛍光体をシンチレータ層に用いる。一般医療用途においてシンチレータ層でのＸ線吸収率が向上し、Ｘ線透過率が減少する。
【選択図】図１

Description

本発明は、光電変換素子にシンチレータ層が設けられたＸ線検出器に関する。

従来、この種のＸ線検出器としては、Ｘ線をシンチレータ層にて光に変換し、この光を光電変換素子にて電気信号に変換している。なお、このシンチレータ層は、フォトダイオード上に接触させて形成されている。より詳細には、シンチレータ層にてＸ線を受けて一旦可視光に変換してから、この可視光をアモルファスシリコン(ａ−Ｓｉ)フォトダイオードあるいは結晶シリコン(Ｓｉ)フォトダイオードなどの半導体素子や、ＣＭＯＳセンサやＣＣＤなどの結晶性半導体素子にて形成された光電変換素子で信号電荷に変換する。この後、この信号電荷を、この光電変換素子に電気的に接続されたスイッチ素子を介して電荷蓄積用キャパシタに導く。

ここで、このシンチレータ層の材料としては、一般的にヨウ化セシウム(ＣｓＩ)蒸着膜、あるいは硫酸化ガドリニウム(Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ：ＧＯＳ)などの蛍光体粒子をバインダ樹脂で結着させた増感紙が用いられる(例えば、特許文献１参照。)が、この増感紙は安価に製造できる。そして、この増感紙の使用用途としては、胸部あるいは一般撮影用や、マンモグラフィに代表される医療診断から食品検査や検査用の工業用途まで幅広い。

さらに、Ｘ線検出器に入射されるＸ線の照射条件、すなわちＸ線エネルギに対する強度分布は、使用用途によって大きく異なる。例えば、胸部あるいは一般撮影などの一般医療用途では、図７に示すように、Ｘ線検出器に入射されるＸ線強度分布が、Ｘ線エネルギ５０ｋｅＶをピークとし、３０ｋｅＶ以上７０ｋｅＶ以下の範囲のＸ線エネルギを有するＸ線が使用され、観測部位によってはＸ線エネルギのピークを４０ｋｅＶ以上６０ｋｅＶ以下の範囲まで変化する。また、マンモグラフィ用途として使用されるＸ線の強度分布は、Ｘ線エネルギ約２０ｋｅＶにピークを有し、工業用途、すなわち工業検査に使用されるＸ線強度分布としては、Ｘ線エネルギ１００ｋｅＶ以上にピークを有する。

一方、シンチレータ層に用いられる材料を選定する際の指標の一つとしては、Ｘ線吸収率がある。すなわち、このＸ線吸収率が高い材料ほどＸ線利用効率が向上し、患者の被爆線量を低減できる。また、シンチレータ層を透過したＸ線は、このシンチレータ層の下部に設けられた薄膜トランジスタ(ＴＦＴ)などのスイッチング素子や光電変換素子の特性を劣化させてしまう。したがって、それぞれの用途によって使用されるＸ線条件で、このＸ線条件でのＸ線吸収率が高い材料を使用することが望ましい。なお、医療診断に使用されるＸ線条件としては、一般医療用途のＸ線条件がほとんどである。
特公平１−４４７４７号公報（第２−６頁、第１図および第２図）

上述したように、上記Ｘ線検出器のシンチレータ層の材料としては、ヨウ化セシウムや硫酸化ガドリニウムにバインダ樹脂を混ぜた膜が使用されている。ここで、硫酸化ガドリニウムにバインダ樹脂を混ぜた膜をシンチレータ層の材料とした場合には、真空装置を使用せずに済むため、ヨウ化セシウムにバインダ樹脂を混ぜた膜をシンチレータ層の材料とした場合に比べ、安価に製造できる。

ところが、硫酸化ガドリニウムのＫ吸収端は５０．２ｋｅＶであるので、Ｘ線エネルギ４０ｋｅＶ以上５０ｋｅＶ以下の範囲でのＸ線吸収量が非常に低い。すなわち、硫酸化ガドリニウムの５０ｋｅＶでの半価層が２９０μｍであるのに対し、ヨウ化セシウムの５０ｋｅＶでの半価層が１２０μｍであるため、非常にＸ線吸収率が低い。したがって、一般医療用用途として使用されるＸ線条件においては、Ｘ線透過率が高いため、Ｘ線利用効率が低いという問題を有している。

本発明は、このような点に鑑みなされたもので、Ｘ線利用効率が向上するＸ線検出器を提供することを目的とする。

本発明は、光電変換素子と、この光電変換素子に設けられ入射するＸ線を可視光に変換するシンチレータ層とを具備し、入射するＸ線強度分布がＸ線エネルギ４０ｋｅＶ以上６０ｋｅＶの範囲でピークを持つＸ線照射条件で用いるＸ線検出器であって、前記シンチレータ層は、原子番号５７のランタン(Ｌａ)から原子番号６３のユウロピウム(Ｅｕ)までの少なくとも一つと、酸素(Ｏ)、硫黄(Ｓ)、セレン(Ｓｅ)およびテルル(Ｔｅ)の少なくとも一つとを含む蛍光体を備えたものである。

そして、光電変換素子に設けられ入射するＸ線を可視光に変換するシンチレータ層の蛍光体が、原子番号５７のランタン(Ｌａ)から原子番号６３のユーロピウム(Ｅｕ)までの少なくとも一つと、酸素(Ｏ)、硫黄(Ｓ)、セレン(Ｓｅ)およびテルル(Ｔｅ)の少なくとも一つとを含む。この結果、入射するＸ線強度分布がＸ線エネルギ４０ｋｅＶ以上６０ｋｅＶの範囲でピークを持つＸ線照射条件で用いる際に、シンチレータ層のＸ線透過率が低下するので、Ｘ線利用効率を向上できる。

本発明によれば、シンチレータ層の蛍光体が、原子番号５７のランタン(Ｌａ)から原子番号６３のユーロピウム(Ｅｕ)までの少なくとも一つと、酸素(Ｏ)、硫黄(Ｓ)、セレン(Ｓｅ)およびテルル(Ｔｅ)の少なくとも一つとを含むので、光電変換素子に入射するＸ線強度分布がＸ線エネルギ４０ｋｅＶ以上６０ｋｅＶの範囲でピークを持つＸ線照射条件で用いる際に、シンチレータ層のＸ線透過率を低下できるから、Ｘ線利用効率を向上できる。

以下、本発明のＸ線検出器の一実施の形態の構成を図１ないし図７を参照して説明する。

図２および図３において、１はＸ線検出器で、このＸ線検出器１は、放射線であるＸ線画像を検出するＸ線平面センサであり、一般医療用途として用いられる。また、このＸ線検出器１は、このＸ線検出器１に入射されるＸ線強度分布が、Ｘ線エネルギ４０ｋｅＶ以上６０ｋｅＶの範囲でピークを持つＸ線照射条件で撮影および透視が可能である。

そして、このＸ線検出器１は、図２に示すように、光電変換基板２を備えている。この光電変換基板２は、透光性を有する絶縁基板であるガラス基板３を有している。このガラス基板３の一主面である表面上には、光センサとして機能する略矩形状の複数の光電変換部４がマトリクス状に形成されている。そして、ガラス基板３の表面には、各光電変換部４によって、それぞれが同じ構造の複数の画素５が設けられている。これら各画素５は、図２における横方向である行方向、および図２における縦方向である列方向のそれぞれにおいて所定のピッチＰで二次元的に配列されて形成されている。

そして、これら各画素５は、入射した光を信号電荷に変換する略Ｌ字平板状の光電変換素子としてのフォトダイオード６を備えている。これら各フォトダイオード６は、画素単位、すなわちガラス基板３の表面における各画素５の中央部にそれぞれ設けられている。さらに、これらフォトダイオード６のそれぞれには、スイッチング素子としての薄膜トランジスタ(ＴＦＴ)７が電気的に接続されている。これら各薄膜トランジスタ７は、結晶性を有する半導体材料である非晶質半導体としてのアモルファスシリコン(ａ−Ｓｉ)にて少なくとも一部が構成されている。さらに、これら各薄膜トランジスタ７は、フォトダイオード６への光の入射にて発生した電荷を蓄積および放出させる。また、これら各薄膜トランジスタ７は、各画素５のそれぞれに設けられている。

また、これら各画素５には、フォトダイオード６にて変換した信号電荷を蓄積する電荷蓄積部としての矩形平板上の蓄積キャパシタ８が設けられている。これら蓄積キャパシタ８は、フォトダイオード６の下に対向して設けられている。ここで、薄膜トランジスタ７は、ゲート電極11、ソース電極12およびドレイン電極13のそれぞれを有している。このドレイン電極13は、フォトダイオード６および蓄積キャパシタ８のそれぞれに電気的に接続されている。

さらに、ガラス基板３の表面における行方向に沿った一側縁には、各薄膜トランジスタ７の動作状態、例えば各薄膜トランジスタ７のオンおよびオフを制御する細長矩形平板状のドライバ回路である制御回路14が実装されている。この制御回路14は、ガラス基板３の表面における列方向に沿った長手方向を有しており、このガラス基板３の表面の一側縁に沿って設けられている。また、この制御回路14は、各光電変換部４の外部に設けられている。

そして、この制御回路14には、複数の制御ライン15の一端が電気的に接続されている。これら各制御ライン15は、ガラス基板３の行方向に沿って配線されており、このガラス基板３上の各画素５間に設けられている。さらに、これら各制御ライン15は、同じの行の各画素５を構成する薄膜トランジスタ７のゲート電極11のそれぞれに電気的に接続されている。

また、ガラス基板３の表面には、このガラス基板３の列方向に沿った複数のデータライン16が配線されている。これら各データライン16は、ガラス基板３上の各画素５間に設けられている。そして、これら各データライン16は、同じ列の画素５を構成する薄膜トランジスタ７のソース電極12のそれぞれに電気的に接続されている。また、これら各データライン16の一端には、これら各データライン16に対応して配設された電荷増幅器17に電気的に接続されている。

そして、この電荷増幅器17は、ガラス基板３の表面における列方向の一端縁に実装されており、このガラス基板３上の各画素５の外部に設けられている。さらに、この電荷増幅器17は、例えば図示しない演算増幅器にて構成されており、一対の入力端子21,22と出力端子23とを備えている。そして、これら一対の入力端子21,22の一方である負極側の入力端子21のそれぞれは、データライン16の一端に電気的に接続されている。また、これら一対の入力端子21,22の他方である正極側の入力端子22のそれぞれは接地されている。そして、負極側の入力端子21と出力端子23との間には、コンデンサ24の直列回路が並列に接続されて、このコンデンサ24にて積分機能を有するように構成されている。さらに、これら負極側の入力端子21と出力端子23との間には、スイッチ25の直列回路が並列に接続されている。このスイッチ25は、コンデンサ24に対して並列に接続されており、このスイッチ25を閉じてコンデンサ24に残った電荷が放電できるように構成されている。

さらに、各電荷増幅器17それぞれの出力端子23は、細長矩形平板状の並列／直列変換器26に電気的に接続されている。この並列／直列変換器26は、この並列／直列変換器26に対して各電荷増幅器17から並列に入力する複数の電気信号を直列信号に変換する。また、この並列／直列変換器26は、ガラス基板３上の列方向における一端縁に設けられており、このガラス基板３の行方向に沿った長手方向を有している。さらに、この並列／直列変換器26は、ガラス基板３の各画素５の外部に設けられている。

また、この並列／直列変換器26は、アナログ信号をデジタル信号に変換する細長矩形平板状のアナログ−デジタル変換器27に電気的に接続されている。このアナログ−デジタル変換器27は、ガラス基板３の行方向に沿った他側縁に設けられており、このガラス基板３上の各画素５の外部に設けられている。また、このアナログ−デジタル変換器27は、ガラス基板３の列方向における一端縁に沿って設けられており、このガラス基板３の列方向に沿った長手方向を有している。

一方、図３に示すように、ガラス基板３の表面上の各画素５には、薄膜トランジスタ７および蓄積キャパシタ８のそれぞれが形成されている。ここで、これら各薄膜トランジスタ７は、ガラス基板３上に形成された島状のゲート電極11をそれぞれ備えている。そして、これらゲート電極11を含むガラス基板３上には、絶縁膜31が積層されて形成されている。この絶縁膜31は、各ゲート電極11を覆っている。

また、この絶縁膜31上には、島状の複数の半絶縁膜32が積層されて形成されている。これら各半絶縁膜32は、各ゲート電極11に対向して配設されて、これら各ゲート電極11を覆っている。すなわち、これら各半絶縁膜32は、各ゲート電極11上に絶縁膜31を介して設けられている。さらに、この半絶縁膜32を含む絶縁膜31上には、ソース電極12およびドレイン電極13のそれぞれが形成されている。これらソース電極12およびドレイン電極13は、互いに絶縁されており、電気的に接続されていない。また、これらソース電極12およびドレイン電極13は、ゲート電極11上の両側に設けられており、これらソース電極12およびドレイン電極13それぞれの一端部が半絶縁膜32上に積層されている。

そして、各薄膜トランジスタ７のゲート電極11は、図２に示すように、同じ行に位置する他の薄膜トランジスタ７のゲート電極11とともに共通の制御ライン15に電気的に接続されている。さらに、これら各薄膜トランジスタ７のソース電極12は、同じ列に位置する他の薄膜トランジスタ７のソース電極12とともに共通のデータライン16に電気的に接続されている。

一方、蓄積キャパシタ８は、ガラス基板３上に形成された島状の下部電極33を備えている。この下部電極33を含むガラス基板３上には絶縁膜31が積層されて形成されている。この絶縁膜31は、各薄膜トランジスタ７のゲート電極11上から各下部電極33上まで延長している。さらに、この絶縁膜31上には、島状の上部電極34が積層されて形成されている。この上部電極34は、下部電極33に対向して配設されており、これら各下部電極33を覆っている。すなわち、これら各上部電極34は、各下部電極33上に絶縁膜31を介して設けられている。そして、この上部電極34を含む絶縁膜31上にはドレイン電極13が積層されて形成されている。このドレイン電極13は、他端部が上部電極34上に積層しており、この上部電極34に対して電気的に接続されている。

さらに、各薄膜トランジスタ７の半絶縁膜32、ソース電極12およびドレイン電極13と、各蓄積キャパシタ８の上部電極34とのそれぞれを含む絶縁膜31上には、絶縁層35が積層されて形成されている。この絶縁層35上には、フォトダイオード６が形成されている。このフォトダイオード６は、アモルファスシリコンにて構成されたＰＮダイオードやＰＩＮダイオードなどにて形成されている。

また、絶縁層35の一部には、薄膜トランジスタ７のドレイン電極13に連通したコンタクトホールとしてのスルーホール36が開口形成されている。このスルーホール36を含む絶縁層35上には、フォトダイオード６の下方に位置する第１電極41が積層されて形成されている。したがって、この第１電極41は、スルーホール36を介して薄膜トランジスタ７のドレイン電極13に電気的に接続されている。なお、この薄膜トランジスタ７は、フォトダイオード６の下層に設けられている。

さらに、この第１電極41上には、フォトダイオード６が積層されて形成されており、このフォトダイオード６上には、第２電極42が積層されて形成されている。そして、この第２電極42は、例えばスパッタリング法にてＩＴＯ(indium-tin oxide)透明導電膜の成膜にて形成されている。よって、これら第１電極41と第２電極42との間は、バイアス電極が印加されるように構成されている。

また、この第２電極42上には、入射するＸ線を可視光に変換して変化させるシンチレータ層43が積層されている。このシンチレータ層43を構成する材料としては、希土類元素中の原子番号５７のランタン(Ｌａ)から原子番号６３のユウロピウム(Ｅｕ)の少なくとも１つである一種の元素と、元素周期律表の６Ｂ族に属する元素、すなわち酸素(Ｏ)、硫黄(Ｓ)、セレン(Ｓｅ)およびテルル(Ｔｅ)の少なくとも一つである一種の元素とを含むＸ線発光蛍光体を備えている。

言い換えると、このシンチレータ層43は、Ｘ線発光蛍光体として、例えば硫酸化ランタン(Ｌａ_２Ｏ_２Ｓ)：テルビウム(Ｔｂ)の粉末を樹脂バインダと有機溶剤とを用いて塗液とし、この塗液をディスペンサやインクジェット、スプレなどを用いてシンチレータ含有塗膜層を第１電極41上に形成した後、乾燥工程を通して有機溶剤を除去して固化させて形成されている。よって、このシンチレータ層43は、膜の剥離やクラックなどを生じない良好なものである。ここで、このシンチレータ層43は、このシンチレータ層43の厚さである膜厚ｔ(ｍｍ)と、このシンチレータ層43内のＸ線発光蛍光体の体積密度Ｆ(％)との関係が、第１式として、(ｔ×Ｆ)≧０．０５となるように構成されている。

さらに、このシンチレータ層43は、フォトダイオード６上に設けられ、このフォトダイオード６の周縁を周方向の全域に亘って覆っている。言い換えると、このシンチレータ層43は、フォトダイオード６を周縁して設けられている。そして、このシンチレータ層43には、フォトダイオード６が形成された領域であるエリアに干渉しないように、断面凹溝状の溝部44が形成されている。この溝部44は、ガラス基板３上の各画素５のそれぞれを画素単位に領域を分離する境界に沿って形成されている。すなわち、この溝部44は、フォトダイオード６の周縁から所定距離離間させた位置に設けられており、このフォトダイオード６の全周に亘って形成されている。

したがって、この溝部44をシンチレータ層43に形成したことにより、このシンチレータ層43が各画素５の画素単位に分離されるので、図３に示すように、このシンチレータ層43内で発生した光Ｌの横方向への散乱や拡散の抑制が可能となる。ここで、この溝部44によって、シンチレータ層43を各画素５に合わせて完全に分離させてもよいが、このシンチレータ層43を完全には分離せず、各溝部44の底部にわずかなシンチレータ層43を残して、隣接する画素５同士のシンチレータ層43を連結させた構成とすることもできる。

そして、このシンチレータ層43の溝部44内には、光反射材として高屈折特性を有する粒子、例えば二酸化チタン(ＴｉＯ_２)や、Ｘ線発光蛍光体粒子、例えば硫酸化ガドリニウム(Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ)：テルビウム(Ｔｂ)が充填されて隔壁部としての隔壁45が形成されている。さらに、これらシンチレータ層43および隔壁45上には、光反射膜46が積層されて形成されている。ここで、この光反射膜46を構成する材料は、二酸化チタンあるいは硫酸バリウム(ＢａＳＯ_４)などの粒子をバインダ樹脂に混合させた膜や、アルミニウム(Ａｌ)または銀(Ａｇ)などの金属膜である。

次に、上記一実施の形態の作用について説明する。

まず、Ｘ線検出器１のシンチレータ層43の重要な特性の一つとしてはＸ線利用効率がある。このＸ線利用効率は、シンチレータ層43を介してＸ線を検知する間接方式の場合、このシンチレータ層43を構成するＸ線発光蛍光体の特性に依存する。また、このＸ線発光蛍光体のＸ線利用効率Ｉは理論的に、第２式として、Ｉ＝Ｘ線発光蛍光体のＸ線吸収率×Ｘ線発光蛍光体の発光効率(％)で表すことができる。このＸ線発光蛍光体のＸ線利用効率とは、シンチレータ層43に入射するＸ線の線量うち、どの程度の線量のＸ線がＸ線発光蛍光体の発光に起因するかを表すものである。

したがって、上記第２式により、Ｘ線発光蛍光体の発光効率にほとんど差がなければ、Ｘ線発光蛍光体のＸ線利用効率Ｉは、このＸ線発光蛍光体のＸ線吸収率に依存する。例えば、硫酸化ランタン(Ｌａ_２Ｏ_２Ｓ)にて構成したＸ線発光蛍光体の発光効率は、１２％前後であり、従来の硫酸化ガドリニウム(Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ)にて構成したＸ線発光蛍光体の発光効率は、１０％〜１３％程度であるため、これらＸ線発光蛍光体における発光効率はほぼ同等である。

このため、一般医療用途として使用されるＸ線照射条件においてＸ線利用効率を向上させるためには、このＸ線照射条件においてＸ線吸収率の高い材料を使用する必要がある。

一方、Ｘ線発光蛍光体のＸ線吸収率は、このＸ線発光蛍光体を構成する元素のＫ吸収端に依存する。上述のように安価に製造できる希土類系のＸ線発光蛍光体にバインダ樹脂を混ぜた膜をシンチレータ層43として使用した場合には、この希土類系のＸ線発光蛍光体において最も重量のある元素が希土類となる。すなわち、図４に示すように、希土類系の元素においては、原子番号が大きいものほど、Ｋ吸収端が高エネルギ側へシフトしている。

よって、胸部および一般撮影に代表される一般医療用途で使用されるＸ線条件は、Ｘ線エネルギのピークが５０ｋｅＶであるため、Ｋ吸収端としては５０ｋｅＶ以下の材料が望ましい。したがって、図４に示すように、原子番号が６３であるユウロピウム(Ｅｕ)以下の原子番号の元素を含んだ材料が適しており、Ｋ吸収端が低い材料、すなわち原子番号が小さい元素ほどＸ線発光蛍光体の材料として望ましい。

さらに、図１に示すように、希土類の代表的な元素であるランタン(Ｌａ)、ガドリニウム(Ｇｄ)、ルテチウム(Ｌｕ)のＸ線吸収量とＸ線エネルギとの関係は、例えばランタンの場合にはＫ吸収端が３８.９ｋｅＶであるから、一般医療用途に使用されるＸ線照射条件であるＸ線エネルギ、すなわち４０ｋｅＶ以上６０ｋｅＶにおいてＸ線吸収量が高くなっている。これに対し、ルテチウムの場合には、Ｋ吸収端が６３．３ｋｅＶであるから、Ｘ線エネルギが４０ｋｅＶ以上６０ｋｅＶ以下の範囲では、Ｘ線吸収量が低い。

したがって、一般医療用途で使用されるＸ線照射条件としは、原子番号５７のランタンから原子番号６３のユウロピウムまでの中の希土類元素の少なくとも１種を使用したＸ線発光蛍光体を使用することによって、従来のガドリニウム(Ｇｄ)系のＸ線発光蛍光体よりもＸ線吸収率が高いシンチレータ層43を得ることができる。例えば、原子番号５７のランタンを使用した硫酸化ランタンにて構成されたＸ線発光蛍光体の場合には、半価層が約１００μｍとなり、ヨウ化セシウム(ＣｓＩ)にて構成されたＸ線発光蛍光体よりもＸ線吸収率が高くなる。

また、このＸ線吸収率は、シンチレータ層43の膜厚にも依存する。硫酸化ガドリニウムにて構成されたＸ線発光蛍光体と硫酸化ランタンにて構成したＸ線発光蛍光体とを用いて、Ｘ線吸収率とシンチレータ層43の膜厚との関係を測定したところ、図５に示すように、これらシンチレータ層43の膜厚の増加に伴ってＸ線吸収率が向上した。ところが、図６に示すように、これらシンチレータ層43の厚膜化に伴って解像度特性、すなわちＣＴＦ特性が劣化してしまう。

そこで、シンチレータ層43にてフォトダイオード６の周縁を覆うように、このシンチレータ層43に隔壁45を形成することによって、この隔壁45による導光路効果により、図３に示すように、シンチレータ層43内で発光した光が散乱することなく隔壁45にて反射されてフォトダイオード６へと到達する。したがって、シンチレータ層43に隔壁45を設けることにより、このシンチレータ層43を厚膜化させても、従来と同等の解像度特性を得ることができる。

さらに、Ｘ線発光蛍光体の体積密度をパラメータとしつつ、硫酸化ランタンにて構成されたＸ線発光蛍光体の膜厚とＸ線吸収率との関係を測定したところ、図５に示すように、シンチレータ層43の膜厚が厚くなり、Ｘ線発光蛍光体の体積密度が高密度化するほど、Ｘ線発光蛍光体のＸ線吸収率が高吸収率となり大きくなる。すなわち、Ｘ線発光蛍光体のＸ線吸収率は、シンチレータ層43内のＸ線発光蛍光体の量に依存しており、このシンチレータ層43の膜厚ｔと、このシンチレータ層43内のＸ線発光蛍光体の体積密度Ｆとの積に依存する。

ここで、従来のＸ線検出器に使用されている硫酸化ガドリニウムにて構成されたＸ線発光蛍光体の増感紙(商品名：ＨＧ−Ｈ２，富士写真フィルム株式会社製)の膜厚は、０．２ｍｍであり、この増感紙におけるＸ線発光蛍光体の体積密度は、球の最密充填密度である74％が最大となる。また、この増感紙のＸ線エネルギ５０ｋｅＶでのＸ線吸収率は、図５に示すように、３０％程度であった。

この結果、Ｘ線検出器１のシンチレータ層43の膜厚ｔ(ｍｍ)と、このシンチレータ層43内のＸ線発光蛍光体の体積密度Ｆ(％)との積(ｔ×Ｆ)が、第１式である(ｔ×Ｆ)≧０．００５の関係式を満たすことにより、従来の硫酸化ガドリニウムにて構成されたＸ線発光蛍光体の増感紙以上のＸ線吸収率を得ることができる。例えば、図５に示すように、シンチレータ層43の膜厚が１１０μｍで、このシンチレータ層43内のＸ線発光蛍光体の体積密度が５０％である場合には、上記関係式を満たし、Ｘ線吸収率が３０％以上となる。さらに、シンチレータ層43の膜厚が１８０μｍで、このシンチレータ層43内のＸ線発光蛍光体の体積密度が３０％である場合にも、上記関係式を満たし、Ｘ線吸収率が３０％以上となる。

上述したように、上記一実施の形態によれば、一般医療用途として使用されるＸ線条件においてＸ線検出器１のＸ線利用効率を向上させるためには、このＸ線検出器１のシンチレータ層43を構成するＸ線発光蛍光体の元素中最も重量のある元素のＫ吸収端を５０ｋｅＶ以下にしなければならない。また、このＸ線発光蛍光体を構成する材料としては、シンチレータ層43を安価に製造できるものが望ましい。

そこで、このシンチレータ層43を構成する材料として、希土類元素中の原子番号５７のランタン(Ｌａ)から原子番号６３のユウロピウム(Ｅｕ)の少なくとも１つである一種の元素と、元素周期律表の６Ｂ族に属する元素、すなわち酸素(Ｏ)、硫黄(Ｓ)、セレン(Ｓｅ)およびテルル(Ｔｅ)の少なくとも一つである一種の元素とを含むＸ線発光蛍光体を用いる。

この結果、従来の硫酸化ガドリニウムにて構成されたＸ線発光蛍光体を用いたシンチレータ層よりも、Ｘ線検出器１のシンチレータ層43でのＸ線吸収率が向上し、Ｘ線透過率が減少する。したがって、このシンチレータ層43でのＸ線透過率が低減することにより、このシンチレータ層43下のフォトダイオード６、薄膜トランジスタ７および蓄積キャパシタ８に入射するＸ線を低減できるから、これらフォトダイオード６、薄膜トランジスタ７および蓄積キャパシタ８それぞれの特性の劣化を抑制できる。特に、工業用に比較して医療用の低エネルギのＸ線を用いるＸ線検出器１の場合には、フォトダイオード６、薄膜トランジスタ７および蓄積キャパシタ８でのＸ線の吸収係数が大きいから、シンチレータ層43を透過するＸ線の量を抑えることによる効果が大きい。

すなわち、入射するＸ線強度分布がＸ線エネルギ４０ｋｅＶ以上６０ｋｅＶの範囲でピークを持つＸ線照射条件で撮影および透視する一般医療用途のＸ線検出器１においては、シンチレータ層43のＸ線透過率を効率良く低下できる。したがって、一般医療用途に使用されるＸ線検出器１でのＸ線条件におけるＸ線利用効率を効率良く向上できる。

また、これらフォトダイオード６や薄膜トランジスタ７が、アモルファスシリコンなどの非晶質半導体の半導体材料で構成されている場合には、これらフォトダイオード６や薄膜トランジスタ７をＸ線が透過することにより、これらフォトダイオード６や薄膜トランジスタ７を構成する半導体中の材料特性として欠陥準位などが形成されやすくなる。このため、これらフォトダイオード６や薄膜トランジスタ７の特性変化を招くおそれがある。ところが、シシンチレータ層43でのＸ線透過率を低減させたことにより、これらフォトダイオード６や薄膜トランジスタ７に入射するＸ線量が低減するから、これらフォトダイオード６や薄膜トランジスタ７にＸ線が透過することによる特性変化を防止できる。

さらに、将来的に使用される可能性が強い多結晶半等体であるポリシリコン(Ｐ−Ｓｉ)薄膜トランジスタや、現在でも実用化されているＣＭＯＳ(Complementary Metal Oxide Semiconductor)センサあるいはＣＣＤ(Charge Coupled Diode)などの結晶性半導体を用いたＸ線検出器１に対しては、非晶質半導体を用いたＸ線検出器１に比べ、Ｘ線による半導体中の欠陥生成などの影響が大きく、これら半導体の特性変化が低寿命に繋がる。したがって、Ｘ線検出器１のシシンチレータ層43でのＸ線透過率を低減させたことにより、これら結晶性半導体あるいは多結晶半導体にＸ線が透過することによる特性変化を防止できるから、これら結晶性半導体あるいは多結晶半導体の寿命をより長くできる。

なお、上記一実施の形態では、Ｘ線検出器１のフォトダイオード６および薄膜トランジスタ７それぞれの全体を非晶質半導体にて構成したが、これらフォトダイオード６および薄膜トランジスタ７の少なくとも一方の少なくとも一部を、非晶質半導体や結晶性半導体、多結晶半導体にて構成してもよい。

次に、本発明の実施例について説明する。

まず、従来例として、一般的なＸ線検出器のシンチレータ層として使用される増感紙、すなわち平均粒径が１０μｍの硫酸化ガドリニウム(Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ):テルビウム(Ｔｂ)にて構成されたＸ線発光蛍光体の粒子を樹脂で結着させて、膜厚２００μｍ、Ｘ線発光蛍光体の体積密度７４％、画素分離なしの増感紙を作成した。

次いで、実施例１−１として、平均粒径が１０μｍの硫酸化ランタン(Ｌａ_２Ｏ_２Ｓ):テルビウム(Ｔｂ)にて構成されたＸ線発光蛍光体の粒子を樹脂で結着させて、膜厚が２００μｍ、Ｘ線発光蛍光体の体積密度７４％、画素分離なしの増感紙を作成した。

さらに、実施例１−２として、平均粒径が１０μｍの硫酸化ランタン:テルビウムにて構成されたＸ線発光蛍光体の粒子を樹脂で結着させて、膜厚２００μｍ、Ｘ線発光蛍光体の体積密度７４％、画素分離ありの増感紙を作成した。なお、この増感紙のシンチレータ層43には、二酸化チタン粒子にて構成された２０μｍの幅の隔壁45が１５０μｍのピッチで格子状に形成されて、この隔壁45により各画素５が分離されている。

また、実施例２−１として、平均粒径が１０μｍの硫酸化ランタン:テルビウムにて構成されたＸ線発光蛍光体の粒子を樹脂で結着させて、膜厚が６００μｍ、Ｘ線発光蛍光体の体積密度７４％および画素分離なしの増感紙を作成した。すなわち、この増感紙は、Ｘ線吸収率をさらに向上させるためにシンチレータ層43の膜厚を２００μｍから６００μｍに厚膜化したものである。

次いで、実施例２−２として、平均粒径が１０μｍの硫酸化ランタン:テルビウムにて構成されたＸ線発光蛍光体の粒子を樹脂で結着させて、膜厚が６００μｍ、Ｘ線発光蛍光体の体積密度７４％、画素分離ありの増感紙を作成した。なお、この増感紙のシンチレータ層43には、二酸化チタン粒子にて構成された２０μｍの幅の隔壁45が１５０μｍのピッチで格子状に形成されて、この隔壁45により各画素５が分離されている。

さらに、実施例３として、平均粒径が１０μｍの硫酸化ランタン:テルビウムにて構成されたＸ線発光蛍光体の粒子を樹脂で結着させて、膜厚が１００μｍ、Ｘ線発光蛍光体の体積密度５０％および画素分離なしの増感紙を作成した。

そして、これら従来例および各実施例として作成した増感紙それぞれのＸ線吸収率特性および解像度特性として２ｌｐ／ｍｍのＣＴＦ特性について測定した。このとき、この測定に使用したＸ線照射条件としては、管電圧を７０ｋＶｐとし、厚さ２０ｍｍのアルミニウム(Ａｌ)フィルタを挿入した。すなわち、このＸ線照射条件は、一般医療用途のＸ線照射条件と同等であり、図７に示すように、主に４０ｋｅＶ以上６０ｋｅＶ以下のＸ線エネルギの分布を有する。

この結果、図８に示すように、従来例として作成した増感紙のＸ線吸収率は５０％であった。これは、Ｘ線照射条件を５０ｋｅＶとしたわけではなく、図７に示すように、主に４０ｋｅＶ以上６０ｋｅＶ以下のＸ線エネルギ分布を有するＸ線照射条件としたからである。

次に、この従来例として作成した増感紙と実施例１−１として作成した増感紙とを比較する。これら増感紙の差はＸ線発光蛍光体のみ異なるだけであり、他の条件は同じである。したがって、このＸ線発光蛍光体を従来のＫ吸収端が５０．２ｋｅＶである硫酸化ガドリニウムにて構成した場合に比べ、このＸ線発光蛍光体をＫ吸収端が３８．９ｋｅＶである硫酸化ランタンにて構成した場合には、Ｘ線吸収率が７５％となり、このＸ線吸収率が１．５倍向上し、Ｘ線透過率が低減した。

さらに、実施例１−２として作成した増感紙は、実施例１−１として作成した増感紙に比べ、図８に示すように、２ｌｐ／ｍｍでのＣＴＦ特性が約２０％ほど向上した。

次いで、実施例２−１として作成した増感紙は、実施例１−１として作成した増感紙に比べ、図８に示すように、Ｘ線吸収率が約１５％ほど向上し、従来例として作成した増感紙に比べ、Ｘ線吸収率が約40％ほど向上した。したがって、実施例２−１として作成した増感紙は、実施例１−１および従来例として作成した増感紙のそれぞれに比べ、Ｘ線透過率も低減する。ところが、シンチレータ層43を厚膜化したことに伴い、このシンチレータ層43による解像度特性が劣化するから、２ｌｐ／ｍｍでのＣＴＦ特性は、従来例として作成した増感紙に比べ、約半分である２０％まで低下した。

また、実施例２−２として作成した増感紙は、図８に示すように、実施例２−１で低下した解像度特性が、画素５毎の導光路効果によって改善され、２ｌｐ／ｍｍでのＣＴＦ特性が、従来例として作成した増感紙とほぼ同等の４２％と向上した。

ここで、実施例１−１ないし実施例２−２として作成した増感紙のそれぞれは、シンチレータ層43の膜厚ｔ(ｍｍ)とシンチレータ層43内のＸ線発光蛍光体の体積密度Ｆ(％)との関係が(ｔ×Ｆ)≧０．０５であるため、従来例として作成した増感紙よりも高いＸ線吸収率を得ることができる。

ところが、実施例３として作成した増感紙のように、シンチレータ層43の膜厚ｔ(ｍｍ)とシンチレータ層43内のＸ線発光蛍光体の体積密度Ｆ(％)とが(ｔ×Ｆ)≧０．０５の関係を満たさない増感紙である場合には、図８に示すように、Ｘ線吸収率が25％となり、従来例として作成した増感紙よりもＸ線吸収率が低下し、Ｘ線透過率が増加してしまう。

本発明のＸ線検出器の一実施の形態のシンチレータ層を構成する元素のＸ線エネルギとＸ線吸収量との関係を示すグラフである。 同上Ｘ線検出器を示す説明平面図である。 同上Ｘ線検出器を示す説明断面図である。 同上Ｘ線検出器のシンチレータ層を構成する元素のＫ吸収端を示す表である。 同上Ｘ線検出器のシンチレータ層の膜厚とＸ線吸収率との関係を示すグラフである。 同上Ｘ線検出器のシンチレータ層の膜厚とＣＴＦ特性との関係を示すグラフである。 同上Ｘ線検出器に入射する一般医療用途でのＸ線のＸ線強度分布を示すグラフである。 従来例および各実施例のシンチレータ層でのＸ線吸収率、ＣＴＦ特性およびＸ線透過率を示す表である。

符号の説明

１ Ｘ線検出器
５ 画素
６ 光電変換素子としてのフォトダイオード
７ スイッチング素子としての薄膜トランジスタ
43 シンチレータ層
44 溝部
45 隔壁部としての隔壁

Claims (7)

1. 光電変換素子と、
   この光電変換素子に設けられ入射するＸ線を可視光に変換するシンチレータ層とを具備し、
   入射するＸ線強度分布がＸ線エネルギ４０ｋｅＶ以上６０ｋｅＶの範囲でピークを持つＸ線照射条件で用いるＸ線検出器であって、
   前記シンチレータ層は、原子番号５７のランタン(Ｌａ)から原子番号６３のユウロピウム(Ｅｕ)までの少なくとも一つと、酸素(Ｏ)、硫黄(Ｓ)、セレン(Ｓｅ)およびテルル(Ｔｅ)の少なくとも一つとを含む蛍光体を備えた
   ことを特徴としたＸ線検出器。
2. 光電変換素子にて発生した電荷を蓄積および放出するスイッチング素子を具備した
   ことを特徴とした請求項１記載のＸ線検出器。
3. 光電変換素子およびスイッチング素子の少なくとも一方の少なくとも一部は、半導体にて形成されている
   ことを特徴とした請求項２記載のＸ線検出器。
4. 光電変換素子およびスイッチング素子の少なくとも一方の少なくとも一部は、結晶性を有する半導体にて形成されている
   ことを特徴とした請求項２または３記載のＸ線検出器。
5. シンチレータ層は、光電変換素子の周縁を覆って設けられ、
   このシンチレータ層には、少なくとも前記光電変換素子にて構成される各画素を分離する溝部が形成されている
   ことを特徴とした請求項１ないし４いずれか記載のＸ線検出器。
6. このシンチレータ層の溝部には、各画素を分離する隔壁部が形成されている
   ことを特徴とした請求項５記載のＸ線検出器。
7. シンチレータ層の厚さｔ(ｍｍ)とこのシンチレータ層の蛍光体の体積密度Ｆ(％)との積(ｔ×Ｆ)が、０．０５以上である
   ことを特徴とした請求項１ないし６いずれか記載のＸ線検出器。