JP2017136241A - Ｘ線撮像素子の製造方法 - Google Patents
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Abstract
【課題】光電変換膜に蛍光材料の発光特性に応じたアニール処理を施すことにより、シンチレータの発光波長とフォトダイオードの検出波長とのずれを抑制することができ、よって少ない放射線被曝線量で患者を診断することができるＸ線撮像素子の製造方法を提供する。
【解決手段】支持基板の上層にＴＦＴ回路層を形成するＴＦＴ回路層形成ステップと、ＴＦＴ回路の上層に可視光を電気信号に変換するフォトダイオードからなる光電変換膜を形成する光電変換膜形成ステップと、光電変換膜に蛍光材料の発光特性に応じたアニール処理を施すアニール処理ステップと、光電変換膜の上層にＸ線を可視光に変換する蛍光材料からなる蛍光体層を形成する蛍光体層形成ステップと、を含む。
【選択図】図１１
【解決手段】支持基板の上層にＴＦＴ回路層を形成するＴＦＴ回路層形成ステップと、ＴＦＴ回路の上層に可視光を電気信号に変換するフォトダイオードからなる光電変換膜を形成する光電変換膜形成ステップと、光電変換膜に蛍光材料の発光特性に応じたアニール処理を施すアニール処理ステップと、光電変換膜の上層にＸ線を可視光に変換する蛍光材料からなる蛍光体層を形成する蛍光体層形成ステップと、を含む。
【選択図】図１１
Description
本発明は、Ｘ線撮像素子の製造方法、特に、Ｘ線を用いたデジタルレントゲン写真を撮影するためのＸ線撮像素子の製造方法に関する。
近年、Ｘ線フィルムを用いた撮影装置に置き換わるＸ線画像診断機器としてＸ線画像撮影装置の普及が拡大している。Ｘ線画像撮影装置は、Ｘ線フィルムに対してＸ線撮影から画像確認までの時間が非常に短いうえ、画像のダイナミックレンジが広く、Ｘ線フィルムの現像に必要な薬液も必要が無いという利点を有している。
Ｘ線画像撮影装置は、現在実用化されているものの多くが間接変換方式を採用している。このような間接変換方式である間接型のＸ線画像撮影装置においては、被験者の人体（例えば、胸部）などを透過したＸ線画像をＸ線画像撮影装置に入射し、その画像情報を電気信号に変換する。この際、Ｘ線画像撮影装置は、Ｘ線を可視光に変換する蛍光変換膜によってＸ線を可視光に変換し、その光をマトリクス状に配置した複数の光検出器によって二次元的な画像情報として検出し、外部に電気信号として出力する。
また、このような間接型のＸ線画像撮影装置には、フラット・パネル・ディテクター（ＦＰＤ）であるＸ線撮像素子（以下、「間接型Ｘ線ＦＰＤ」と称する場合がある）を使用している。間接型Ｘ線ＦＰＤは、被験者の人体を透過したＸ線をシンチレータを用いて可視光に変換し、シンチレータにより生じた光をフォトダイオードとＴＦＴとを用いて検出する。この際、フォトダイオードとＴＦＴとは、通常、アモルファスシリコン（以下、「ａ−Ｓｉ」と称する）状態の薄膜シリコン膜により作成したものが知られている（例えば、特許文献１参照）。
ところで、間接型Ｘ線ＦＰＤでは、人体を透過したＸ線をシンチレータで可視光に変換し、その光をフォトダイオードとＴＦＴとを用いて検出するため、シンチレータの発光波長とフォトダイオードの検出波長とにずれが発生してしまうという問題があった。これによって、変換効率が低下してしまい、Ｘ線撮像を行う際の被検者への放射線被曝線量が増大してしまうという問題が生じていた。
そこで、本発明は、上記要望に鑑みて成されたものであり、光電変換膜に蛍光材料の発光特性に応じたアニール処理を施すことにより、シンチレータの発光波長とフォトダイオードの検出波長とのずれを抑制することができ、よって少ない放射線被曝線量で患者を診断することができるＸ線撮像素子の製造方法を提供することを目的とする。
上記課題を解決するために、本発明の一態様に係るＸ線撮像素子の製造方法は、支持基板の上層にＴＦＴ回路層を形成するＴＦＴ回路層形成ステップと、ＴＦＴ回路の上層に可視光を電気信号に変換するフォトダイオードからなる光電変換膜を形成する光電変換膜形成ステップと、光電変換膜に蛍光材料の発光特性に応じたアニール処理を施すアニール処理ステップと、光電変換膜の上層にＸ線を可視光に変換する蛍光材料からなる蛍光体層を形成する蛍光体層形成ステップと、を含む。
また、アニール処理ステップは、蛍光体層の発光極大波長と光電変換膜の吸収極大波長とが一致するように、光電変換膜の結晶化度を調整する、ものである。
アニール処理ステップでは、光電変換膜にアモルファスシリコン材料を用い、光電変換膜が微結晶化するように結晶化度を調整する、のが好ましい。
支持基板には可撓性樹脂を用いるのが好ましい。
本発明の一態様に係るＸ線撮像素子は、光電変換膜に蛍光材料の発光特性に応じたアニール処理を施すことにより、シンチレータの発光波長とフォトダイオードの検出波長とのずれを抑制することができ、よって少ない放射線被曝線量で患者を診断することができる。
次に、本発明に係る一実施の形態について図面を参照して説明する。本実施の形態として示すＸ線撮像素子は、間接型のデジタルＸ線撮影装置（ｄｉｇｉｔａｌ ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ）に適用される。なお、間接方式とは、蛍光体層によりＸ線を受けて一旦可視光に変換し、その可視光をアモルファスシリコン（以下、「ａ−Ｓｉ」と略する。）等のフォトダイオードにより信号電荷に変換して電荷蓄積用キャパシタに導く方式である。
ここで、本実施の形態では、フォトダイオード構成中のａ−Ｓｉ層に所定の条件下でアニール処理（微結晶化）を施し、フォトダイオードの吸収極大波長を長波長化するように結晶化度を調整することで、シンチレータの発光極大波長と揃えるようにズレを抑制するものである。これにより、シンチレータの発光スペクトルとフォトダイオードの検出スペクトルとのズレが抑制され、変換効率を向上することができ、よって少ない放射線被曝線量で患者を診断することができる。以下、詳述する。なお、微結晶化とは、非晶質であるａ−Ｓｉと単結晶であるｐｏｌｙ−Ｓｉとの間の状態を意味する、
図１（Ａ）に示すように、間接型のデジタルＸ線撮影装置１０は、Ｘ線発生器１１、臥位撮影台１２、電子カセッテ１３、コンソール１４、モニタ１５を備えている。電子カセッテ１３は、コンソール１４の制御に基づいて、Ｘ線発生器１１から被検者Ｆに照射されて透過したＸ線を検出し、Ｘ線画像を生成する。コンソール１４は、電子カセッテ１３から送信されたＸ線画像データに各種画像処理を施し、モニタ１５にＸ線画像Ｐを表示させる。
間接型のデジタルＸ線撮影装置１０による撮影は、臥位撮影台１２に仰臥した被検者Ｆに向けてＸ線発生器１１により上方からＸ線を照射し、そのＸ線が被検者Ｆを透過して得られるＸ線像を電子カセッテ１３で検出する。また、四肢や肘等のその他の部位の撮影では、臥位撮影台１２の上に電子カセッテ１３を載置して撮影することも可能である。
電子カセッテ１３は、直方体形状を呈しており、例えば、半切サイズ（３８３．５ｍｍ×４５９．５ｍｍ）のフィルム用またはＩＰ用のカセッテと同様の国際規格ＩＳＯ４０９０：２００１に準拠した外形サイズを有している。電子カセッテ１３の外形サイズは、前述した半切サイズの他、四切サイズ、六切サイズ等があり、撮影部位に応じて適宜選択される。
図２に示すように、電子カセッテ１３は、Ｘ線の強度を検出するためのパネル状のＸ線撮像素子２０と信号処理回路基板１６とをフレキシブルプリント基板１７で電気的に接続するとともに、所定の容器１８により可搬式としたものである。
図３に示すように、Ｘ線撮像素子２０にはマトリクス状の多数の画素２０ａを有する構造のものを用いる。
図１（Ｂ）に示すように、Ｘ線撮像素子２０は、図示下層から順に、支持基板２０Ａ、ＴＦＴ回路層２０Ｂ、画素電極層２０Ｃ、フォトダイオードを構成する光電変換膜２０Ｄ、透明電極層２０Ｅ、シンチレータ層２０Ｆ、を備えている。シンチレータ層２０Ｆに入射したＸ線は、シンチレータ層２０Ｆの構成中のＣｓＩシンチレータにより光に変換される。そして、この光信号は、光電変換膜２０Ｄの各画素のフォトダイオードにより電気信号へと変換される。各画素の電気信号は、フォトダイオードに接続したＴＦＴ回路層２０Ｂの薄膜トランジスタ（ＴＦＴ）スイッチを通して読み出される。これにより、信号処理回路基板１６を構成するＡ／Ｄ変換素子と低ノイズ増幅回路等によってＸ線画像を形成することができる。この際、電子カセッテ１３は、被検者Ｆを透過して照射されたＸ線により表されるＸ線画像を記憶する可搬型となっている。
支持基板２０Ａには、透過率の高い無色透明な板状の部材、例えば、ガラスにより構成されている。なお、支持基板２０Ａには、上述したガラス以外の可撓性基板を用いることができる。例えば、鉄（Ｆｅ）、ステンレス鋼（ＳＵＳ）等の鉄合金（Ｆｅ合金）、アルミニウム（Ａｌ）又はアルミニウム合金（Ａｌ合金）等の金属製のものを適用することができる。また、ポリイミド、ポリイミドエーテルスルホン、ポリエチレンテレフタラート、ポリエチレンナフタレート、ポリエーテルイミド、ポリアミドイミド、シクロオレフィン等の樹脂製のものを適用することができる。
ＴＦＴアクティブマトリクス基板であるＴＦＴ回路層２０Ｂは、画素電極層２０Ｃの各画素電極から伝達された電気信号に基づいて、１枚のＸ線画像Ｐを示す画像信号を生成して出力する機能を有する。
画素電極層２０Ｃは、Ｘ線画像Ｐを形成する各画素に対応する電極であり、光電変換膜２０Ｄから伝達された電気信号に基づく電気信号をＴＦＴ回路層２０Ｂに伝達する。
フォトダイオードを構成する光電変換膜２０Ｄは、シンチレータ層２０Ｆが発した光を検出して、その光量に応じた電気信号に変換し、その電気信号を画素電極層２０Ｃに伝達する。光電変換膜２０Ｄは、例えば、アモルファスシリコン（ａ−Ｓｉ）を用いるほか、ポリシリコン（Ｐｏｌｙ−Ｓｉ）を用いることができる。この際、光電変換膜２０Ｄには、中央領域と端部領域とで材質を異ならせてもよい。例えば、中央領域にはＰｏｌｙ−Ｓｉを用い、端部領域には（ａ−Ｓｉ）を用いてもよい。
透明電極層２０Ｅは、画素電極層２０Ｃと対になって、光電変換膜２０Ｄで発生した電気信号を透明電極層２０Ｅから画素電極層２０Ｃに流すための電極である。
Ｘ線感応層であるシンチレータ層２０Ｆは、例えば、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）蛍光体等であり、Ｘ線を可視光（蛍光）に変換する。これにより、可視光はフォトダイオード層で光電変換され、生じた電荷はコンデンサ（図示せず）に蓄積される。シンチレータ層２０Ｆには、例えば、ドープ無しの純ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）を発光材料とするもの、タリウム活性化ヨウ化セシウム（以下、「ＣｓＩ（Ｔｌ）」と称する）を発光材料とするもの、タリウム活性化ヨウ化ナトリウム（以下、「ＮａＩ（Ｔｌ）」と称する）を発光材料とするものの他、外部からのエネルギーを光に変換する発光材料（蛍光材料・蛍光体）に、ＮａＧｄＳ２（Ｅｕ）を用いたもの（例えば、特開２００８−２０８３２８号公報）、Ｍｇ２ＳｉＯ４（Ｍｎ）を用いたもの（例えば、特開２０１０−０６７５９６号公報）、等がある。
図４（Ａ）に示すように、上述したフォトダイオードを構成する光電変換膜２０Ｄに、ｐｏｌｙ−Ｓｉを用いた場合、その変換波長のピークは６８０ｎｍ付近にあり、ａ−Ｓｉの変換波長のピークは４８０ｎｍ付近にある。これに対し、シンチレータ層２０ＦにＣｓＩ（Ｔｌ）を用いた場合、シンチレータの発光極大波長は５５０ｎｍ付近にある。したがって、例えば、光電変換膜２０Ｄにａ−Ｓｉを用い、シンチレータ層２０ＦにＣｓＩ（Ｔｌ）を用いた場合、７０ｎｍ程度のズレが発生する。このため、このズレを抑制することができれば、変換効率を向上することができ、よって少ない放射線被曝線量で患者を診断することができる。
図４（Ｂ）に示すように、シンチレータ層２０ＦにＣｓＩ（Ｔｌ）を用いるとともに、光電変換膜２０Ｄをアニール処理しない場合の変換効率を基準（１００％）として、光電変換膜２０Ｄをアニール処理した。ここで、結晶化度を２５％としたときの変換効率は１１４％と１４％上がり、結晶化度を５０％としたときの変換効率は１３６％と３６％上がった。一方、結晶化度を７５％としたときの変換効率は９７％と３％下がった。また、ａ−Ｓｉの変換効率を１００％とした場合のｐｏｌｙ−Ｓｉの変換効率は５８％であった。
したがって、光電変換膜２０Ｄのフォトダイオード構成中のａ−Ｓｉ層に所定の条件下でレーザアニール処理を施し、図４（Ａ）に示す結晶化度調整シリコンのように、フォトダイオードの吸収極大波長を長波長化するように結晶化度を調整する。このように、吸収波長のピークをコントロールすれば、結果として、シンチレータの発光波長をある程度自由に選ぶことができる。
図５は、光電変換膜２０Ｄのａ−Ｓｉにレーザアニール処理を施した場合の吸収波長の変化を示す。図５に示すように、レーザアニール処理を、６７ｍＪ／ｃｍ２の条件で施した場合、９６ｍＪ／ｃｍ２の条件で施した場合、１３９ｍＪ／ｃｍ２の条件で施した場合、１６８ｍＪ／ｃｍ２の条件で施した場合では、レーザ照射条件を高くすればそれだけ短波長成分が減少するとともに長波長領域が増加することが判明した。
一方、図６に示すように、シンチレータ層２０Ｆに、ＣｓＩ（Ｔｌ）、ＮａＩ（Ｔｌ）、ＮａＧｄＳ２（Ｅｕ、Ｍｇ２ＳｉＯ４（Ｍｎ）、を用いたときの各材料の発光極大波長（ピーク波長）は、各々５５０ｎｍ、４２０ｎｍ、７６０ｎｍ、６４０ｎｍ、であった。
そこで、これら各シンチレータ材料のシンチレータ層２０Ｆに対し、図５に示した６７ｍＪ／ｃｍ２、９６ｍＪ／ｃｍ２、１３９ｍＪ／ｃｍ２、１６８ｍＪ／ｃｍ２、の条件でレーザアニール処理を施したａ−Ｓｉの光電変換膜２０Ｄを用いた結果、図７〜図１０に示すような結果を得た。
したがって、発光波長が長波長（５００ｎｍ〜）のシンチレータ材料のシンチレータ層２０Ｆに対しては、光電変換膜２０Ｄにレーザアニール処理を施すことで変換効率の向上が可能となることが判明した。これにより、Ｘ線を可視光に変換する際、高効率の長波長発光特性を有するシンチレータ材料を用いることにより、可視光を電気信号に変換する際の高変換効率化に貢献することができる。
＜放射線画像撮像素子の製造方法＞
以下、上述したＸ線撮像素子２０の製造方法について図１１を用いて説明する。
以下、上述したＸ線撮像素子２０の製造方法について図１１を用いて説明する。
まず、支持基板２０Ａを用意し、その上層にＴＦＴ回路層２０Ｂを形成する（ステップＳ１・ＴＦＴ回路層形成ステップ）。次に、ＴＦＴ回路層２０Ｂの上層に各画素に対応する画素電極層２０Ｃを形成する（ステップＳ２）。
画素電極層２０Ｃが形成された上層に、可視光を電気信号に変換するフォトダイオードからなる光電変換膜２０Ｄを成膜する（ステップＳ３・光電変換膜形成ステップ）。
そして、一様に、成膜された光電変換膜２０Ｄに対して、レーザを照射し、レーザアニール処理を施す（ステップＳ４・アニール処理ステップ）。この際、レーザアニール処理では、シンチレータ材料（蛍光材料）の発光特性である波長、すなわち、蛍光体層であるシンチレータ層２０Ｆの発光極大波長と光電変換膜２０Ｄの吸収極大波長とが一致するようにアニール処理を施し、光電変換膜２０Ｄの結晶化度を調整する。なお、光電変換膜２０Ｄにａ−Ｓｉを用いた場合、光電変換膜２０Ｄが微結晶化するように結晶化度を調整する。なお、レーザアニールに替えてフラッシュランプアニールでもよい。
その次に、光電変換膜２０Ｄが成膜された上層に、透明電極層２０Ｅを形成する（ステップＳ５）。さらに、透明電極層２０Ｅが形成された上層に、Ｘ線を蛍光に変換する蛍光材料からなるシンチレータ層２０Ｆを形成する（ステップＳ６・蛍光体層形成ステップ）。なお、最後にシンチレータ層２０Ｆが形成された上層に、反射膜を形成してもよい。
このようにして、Ｘ線撮像素子２０は、ａ−Ｓｉにレーザアニール処理を施して光電変換効率を上げることにより、少ないＸ線量で患者を診断することが可能なうえ、支持基板２０Ａに樹脂基板を使用することができ、可搬式への適用も容易とすることができる。
ところで、本発明のＸ線撮像素子２０は、上記の実施の形態に限定されるものでなく、特許請求の範囲に記載した技術的範囲には、発明の要旨を逸脱しない範囲内で種々、設計変更した形態が含まれる。
例えば、上記実施の形態では、光電変換膜２０Ｄの全体にレーザアニール処理を施すものとして説明したが、例えば、光電変換膜２０Ｄの一部（例えば、深さ方向の表面側）に対してレーザアニール処理を施してもよい。
この際、深さ方向の表面側に対してレーザアニールを施した場合、支持基板２０Ａに通常のガラス基板を用いても有効であるが、特に、可撓性の樹脂基板を用いた際にも有効である。すなわち、樹脂基板は耐熱性が低いため、ａ−Ｓｉの成膜時に温度を高温とすることができず、ガラスと比較した場合に電子移動度が低くなり易いからである。これに対し、ターゲットを絞ってレーザアニール処理を施せば、このような耐熱性に関する不具合を発生し難くすることができ、樹脂基板を用いることができる。
その他、本発明は、その趣旨を逸脱しない範囲内において、種々の変更が加えられて実施されるものである。
以上説明したように、本発明に係るＸ線撮像素子の製造方法は、光電変換膜に蛍光材料の発光特性に応じたアニール処理を施すことにより、シンチレータの発光波長とフォトダイオードの検出波長とのずれを抑制することができ、よって少ない放射線被曝線量で患者を診断することができるという効果を有し、Ｘ線を用いたデジタルレントゲン写真を撮影するためのＸ線撮像素子の製造方法全般に有用である。
２０ Ｘ線撮像素子
２０Ｂ ＴＦＴ回路層
２０Ｄ 光電変換膜（フォトダイオード：ａ−Ｓｉ層）
２０Ｆ シンチレータ層（蛍光体層）
２０Ｂ ＴＦＴ回路層
２０Ｄ 光電変換膜（フォトダイオード：ａ−Ｓｉ層）
２０Ｆ シンチレータ層（蛍光体層）
Claims (4)
- 支持基板の上層にＴＦＴ回路層を形成するＴＦＴ回路層形成ステップと、
前記ＴＦＴ回路の上層に可視光を電気信号に変換するフォトダイオードからなる光電変換膜を形成する光電変換膜形成ステップと、
前記光電変換膜に蛍光材料の発光特性に応じたアニール処理を施すアニール処理ステップと、
前記光電変換膜の上層にＸ線を可視光に変換する前記蛍光材料からなる蛍光体層を形成する蛍光体層形成ステップと、
を含むＸ線撮像素子の製造方法。 - 前記アニール処理ステップは、
前記蛍光体層の発光極大波長と前記光電変換膜の吸収極大波長とが一致するように、前記光電変換膜の結晶化度を調整する、
ことを特徴とする請求項１に記載のＸ線撮像素子の製造方法。 - 前記アニール処理ステップでは、
前記光電変換膜にアモルファスシリコン材料を用い、前記光電変換膜が微結晶化するように結晶化度を調整する、
ことを特徴とする請求項２に記載のＸ線撮像素子の製造方法。 - 前記支持基板に可撓性樹脂を用いることを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１の請求項に記載のＸ線撮像素子の製造方法。
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