WO2008029602A1 - Scintillateur et plaque de scintillateur utilisant celui-ci - Google Patents

Scintillateur et plaque de scintillateur utilisant celui-ci Download PDF

Info

Publication number
WO2008029602A1
WO2008029602A1 PCT/JP2007/065952 JP2007065952W WO2008029602A1 WO 2008029602 A1 WO2008029602 A1 WO 2008029602A1 JP 2007065952 W JP2007065952 W JP 2007065952W WO 2008029602 A1 WO2008029602 A1 WO 2008029602A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
scintillator
thallium
substrate
vapor deposition
additive
Prior art date
Application number
PCT/JP2007/065952
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Mika Sakai
Takehiko Shoji
Original Assignee
Konica Minolta Medical & Graphic, Inc.
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
Application filed by Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. filed Critical Konica Minolta Medical & Graphic, Inc.
Priority to JP2008533081A priority Critical patent/JPWO2008029602A1/ja
Publication of WO2008029602A1 publication Critical patent/WO2008029602A1/ja

Links

Classifications

    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C09—DYES; PAINTS; POLISHES; NATURAL RESINS; ADHESIVES; COMPOSITIONS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; APPLICATIONS OF MATERIALS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • C09K—MATERIALS FOR MISCELLANEOUS APPLICATIONS, NOT PROVIDED FOR ELSEWHERE
    • C09K11/00—Luminescent, e.g. electroluminescent, chemiluminescent materials
    • C09K11/08—Luminescent, e.g. electroluminescent, chemiluminescent materials containing inorganic luminescent materials
    • C09K11/62—Luminescent, e.g. electroluminescent, chemiluminescent materials containing inorganic luminescent materials containing gallium, indium or thallium
    • C09K11/626—Halogenides
    • C09K11/628—Halogenides with alkali or alkaline earth metals

Definitions

  • the present invention relates to a scintillator and a scintillator plate using the scintillator.
  • radiographic images such as X-ray images have been widely used for diagnosis of medical conditions in the medical field.
  • radiographic images using intensifying screen-film systems are still an imaging system that has both high reliability and excellent cost performance as a result of high sensitivity and high image quality in the long history. Used in medical settings around the world.
  • Combined radiography is currently accepted in the medical field as one of the digital technologies for X-ray images.
  • the “stimulable phosphor plate” used in CR accumulates the radiation that has passed through the subject, and emits the stimulated light with the intensity corresponding to the dose by irradiating it with excitation light. It has a structure in which photostimulable phosphors are formed in layers on a predetermined substrate. An example of a method for producing such a photostimulable phosphor panel is disclosed in Patent Document 1.
  • a stimulable phosphor layer is formed on a predetermined substrate by a known vapor deposition method, and the substrate is heat-treated.
  • the "scintillator plate” used in this FPD emits light instantaneously corresponding to the radiation transmitted through the subject, and has a configuration in which scintillators (phosphors) are formed in layers on a predetermined substrate. Have.
  • Vapor deposition methods include vapor deposition methods and sputtering methods.
  • vapor deposition methods evaporate the evaporation source by heating the evaporation source made of the phosphor material by a resistance heater or an electron beam, and apply it to the substrate surface. By depositing the evaporated material, a phosphor layer composed of phosphor columnar crystals is formed.
  • the phosphor layer formed by the vapor deposition method does not contain a binder and is made only of the phosphor, and the phosphor becomes a columnar crystal, so that the excitation light scattering used in the CR system, It prevents scattering of the emitted light of the FPD system and can obtain a high sharpness image.
  • the brightness is still not enough! /.
  • the flat plate X-ray detector (FPD) is smaller than the CR, and is characterized by excellent image quality at high doses! /.
  • the signal-to-noise ratio has been reduced to a sufficient image quality level for low-dose photography!
  • the luminous efficiency of a radiation image detection plate is determined by the thickness of the phosphor layer and the X-ray absorption coefficient of the phosphor. The thicker the phosphor layer, the more scattered the emitted light in the phosphor layer. Occurs and sharpness decreases. Therefore, if the sharpness necessary for image quality is determined, the film thickness is determined.
  • CsBr cesium bromide
  • Csl cesium iodide
  • CsBr and Csl have low luminous efficiency
  • various additives are used. It is known that the luminous efficiency increases when the additive concentration is 0.001 mol% or more with respect to the base Csl or CsBr.
  • a mixture of Csl and sodium iodide (Nal) at an arbitrary molar ratio as shown in Japanese Patent Publication No. 54-35060 is deposited as sodium-activated cesium iodide (Csl: Na) on a substrate by vapor deposition.
  • Csl cesium iodide
  • the Csl vapor-deposited crystal cannot produce a sufficient amount of light emission unless it is usually formed through a baking process of 300 degrees or more.
  • Japanese Patent Laid-Open No. 5-180945 shows that when an a-Si: H film is used as the photoelectric conversion film, the aSi: H film deteriorates in the firing process of the Csl deposited crystal. Yes.
  • film peeling from the resin substrate occurs, and the X-ray image conversion scintillator cannot play a sufficient role.
  • the problem is that the substrate type is limited by the temperature of the heat treatment.
  • Patent Document 1 JP 2003-279696 A (paragraph numbers 0034, 0035)
  • the present invention has been made in view of the above problems, and the problem to be solved is a scintillator capable of obtaining high emission luminance even when the heat treatment temperature of the Csl columnar crystal is relatively low. In other words, it can be formed on a variety of vapor deposition substrates and obtains high luminance. And a scintillator plate using the scintillator.
  • a columnar scintillator formed by a gas phase method using an additive containing one or more types of thallium compounds and cesium iodide as raw materials, and the melting point of the thallium compound that is a component of the additive is A scintillator having a temperature of 400 to 700 ° C and a molecular weight of 206 to 300.
  • a scintillator wherein the resin film as described in 4 above is a resin film containing polyimide or polyethylene naphthalate.
  • a scintillator capable of obtaining high emission luminance even when the heat treatment temperature of the cesium iodide columnar crystal is relatively low, that is, formed on various vapor deposition substrates. It is possible to provide a scintillator capable of obtaining high brightness and emission luminance, and to provide a scintillator plate using the scintillator plate.
  • the scintillator of the present invention is a columnar scintillator formed by a vapor phase method using an additive containing one or more types of thallium compounds and cesium iodide as raw materials, and is a component of the additive
  • the thallium compound has a melting point of 400 to 700 ° C and a molecular weight of 206 to 300.
  • the "scintillator" of the present invention absorbs the energy of incident radiation such as X-rays, and is an electromagnetic wave having a wavelength of 300 nm to 800 nm, that is, ultraviolet light, infrared, mainly visible light.
  • a phosphor that emits electromagnetic waves (light) over light is an electromagnetic wave having a wavelength of 300 nm to 800 nm, that is, ultraviolet light, infrared, mainly visible light.
  • a phosphor that emits electromagnetic waves (light) over light.
  • the scintillator of the present invention needs to use an additive containing one or more thallium compounds and cesium iodide as raw materials.
  • the additive according to the present invention is characterized by containing one or more kinds of thallium compounds.
  • thallium compounds compounds with +1 and + ⁇ oxidation numbers
  • a preferable thallium compound is thallium bromide (TlBr), thallium chloride (T1C1), thallium fluoride (TIF, TIF) or the like.
  • the melting point of the thallium compound according to the present invention is preferably in the range of 400 to 700 ° C. If the temperature exceeds 700 ° C, the additives in the columnar crystals will be unevenly present, resulting in a luminous effect. The rate drops.
  • the melting point is a melting point at normal temperature and pressure.
  • the molecular weight of the thallium compound is preferably in the range of 206 to 300.
  • the content of the additive is an optimum amount according to the target performance, etc., but 0.001 mol% to 50 mol% with respect to the content of cesium iodide. Further, 0 ⁇ 1-10.Omol% is preferable.
  • the scintillator of the present invention When manufacturing the scintillator of the present invention, a wide variety of substrates can be used. This is a feature of the present invention.
  • plate glass such as quartz, borosilicate glass, chemically tempered glass, Ceramic substrates such as sapphire, silicon nitride, silicon carbide, etc., semiconductor substrates such as silicon, germanium, gallium arsenide, gallium phosphide, gallium nitrogen, cellulose acetate film, polyester film, polyethylene terephthalate film, polyamide phenolic, polyimide phenolic , Plastic film such as triacetate film, polycarbonate film, carbon fiber reinforced resin sheet, metal sheet such as aluminum sheet, iron sheet, copper sheet, or metal sheet having a coating layer of the metal oxide.
  • plate glass such as quartz, borosilicate glass, chemically tempered glass
  • Ceramic substrates such as sapphire, silicon nitride, silicon carbide, etc.
  • semiconductor substrates such as silicon, germanium, gallium arsenide, gallium phosphide, gallium nitrogen, cellulose acetate film, polyester film, polyethylene terephthalate film, polyamide phenolic, polyimide
  • the scintillator of the present invention is suitable when a columnar scintillator is formed by a vapor phase method using cesium as a raw material.
  • the thickness of the substrate is preferably in the range of 0.;
  • a scintillator plate 10 according to the present invention has a scintillator on a substrate 1 as shown in FIG.
  • the scintillator (phosphor layer) 2 is provided.
  • the scintillator absorbs the energy of the incident radiation, and an electromagnetic wave having a wavelength of 300 nm to 8 OOnm, that is, It emits electromagnetic waves (light) ranging from ultraviolet light to infrared light, centering on visible light.
  • the scintillator (phosphor layer) 2 is formed by a vapor deposition method.
  • the substrate 1 is placed in a known vapor deposition apparatus, and after the raw material of the scintillator (phosphor layer) 2 containing the above-mentioned additives is filled in the vapor deposition source, the apparatus is evacuated and at the same time inert such as nitrogen Introducing the gas into a vacuum, a vacuum of about 1 ⁇ 333 Pa ⁇ l .33 X 10_ 3 Pa is established, and then at least one of the phosphors is heated and evaporated by a method such as resistance heating or electron beam.
  • the phosphor is deposited on the surface of the substrate 1 to a desired thickness, and a scintillator (phosphor layer) 2 is formed on the substrate 1. It is also possible to form the scintillator (phosphor layer) 2 by performing this vapor deposition process in a plurality of times. For example, when a plurality of vapor deposition sources having the same configuration are prepared and vapor deposition by one vapor deposition source is completed, vapor deposition by the next vapor deposition source is started, and this is performed until a scintillator (phosphor layer) 2 having a desired thickness is obtained. Repeat.
  • the scintillator (phosphor layer) 2 film formed on the substrate 1 contains an additive uniformly with respect to Csl. That is, by using the thallium compound having a melting point of 400 to 700 ° C. as an additive, it becomes possible to make the light emission amount distribution in the phosphor film formed on the substrate 1 more uniform. .
  • the substrate 1 may be cooled or heated as necessary.
  • the scintillator (phosphor layer) 2 together with the substrate 1 may be heat-treated after the deposition is completed.
  • heat treatment is preferably performed at 140 to 250 ° C during or after the deposition of the raw materials (see Tables 2 and 3).
  • the vapor deposition apparatus 20 includes a vacuum pump 21 and a vacuum container 22 that is evacuated by the operation of the vacuum pump 21. Inside the vacuum vessel 22, a resistance heating crucible 23 is provided as a vapor deposition source, and a substrate 1 configured to be rotatable by a rotating mechanism 24 is installed above the resistance heating crucible 23 via a substrate holder 25. Has been. Further, a slit for adjusting the vapor flow of the phosphor evaporating from the resistance heating crucible 23 is provided between the resistance heating crucible 23 and the substrate 1 as necessary. The substrate 1 is installed in the substrate holder 25 when the vapor deposition device 20 is used.
  • the light emission amount distribution in the phosphor film formed on the substrate 1 is uniform, and the columnar crystals constituting the scintillator (phosphor layer) 2 are regularly formed.
  • the scintillator (phosphor layer) 2 improves the luminous efficiency of instantaneous light emission and greatly improves the sensitivity of the scintillator plate 10 to radiation.
  • the scintillator plate 10 according to the present invention has the ability to dramatically improve the light emission luminance by dramatically improving the light emission efficiency of the scintillator (phosphor layer) 2 when irradiated with radiation. S can. As a result, the signal-to-noise ratio at the time of low-dose imaging in the obtained radiographic image can be improved.
  • the scintillator plate according to the present invention can be applied to a radiation image conversion panel.
  • Cesium iodide and the additives shown in Table 1 are mixed and filled into a resistance heating crucible as a vapor deposition material, and the substrate is placed in a rotating substrate holder 25, and the substrate and The distance from the evaporation source was adjusted to 400 mm.
  • Table 3 shows that the scintillator plate obtained at the deposition temperature of 130 ° C in Table 2 remains at 130 ° C (deposition temperature), and the heat treatment temperature (180 ° C, 250 ° C, 300 ° C) is 2 It shows the brightness of the scintillator plate after heat treatment after heat treatment.
  • a light-receiving element surface (a — Si: H film) having a size of 1 Ocm ⁇ 10 cm was used as a substrate.
  • Table 5 below shows 100 ° C for scintillator plates obtained under the conditions of deposition temperature 100 ° C in Table 4. Shows the brightness of the scintillator plate after heat treatment with heat treatment temperature (180 ° C, 250 ° C, 300 ° C) for 2 hours.

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Inorganic Chemistry (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Materials Engineering (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Conversion Of X-Rays Into Visible Images (AREA)
  • Luminescent Compositions (AREA)

Description

明 細 書
シンチレータとそれを用いたシンチレータプレート 技術分野
[0001] 本発明はシンチレータとそれを用いたシンチレータプレートに関する。
背景技術
[0002] 従来、 X線画像のような放射線画像は医療現場において病状の診断に広く用いら れている。特に、増感紙ーフィルム系による放射線画像は、長い歴史のなかで高感 度化と高画質化が図られた結果、高い信頼性と優れたコストパフォーマンスを併せ持 つた撮像システムとして、いまなお、世界中の医療現場で用いられている。
[0003] しかしながらこれら画像情報はいわゆるアナログ画像情報であって、近年発展を続 けているデジタル画像情報のような、 自由な画像処理や瞬時の電送ができない。
[0004] そして、近年ではコンビユーテッドラジオグラフィ（CR)やフラットパネル型の放射線 ディテクタ（FPD)等に代表されるデジタル方式の放射線画像検出装置が登場して!/、 る。これらは、デジタルの放射線画像が直接得られ、陰極管や液晶パネル等の画像 表示装置に画像を直接表示することが可能なので、必ずしも写真フィルム上への画 像形成が必要なものではない。その結果、これらのデジタル方式の X線画像検出装 置は、銀塩写真方式による画像形成の必要性を低減させ、病院や診療所での診断 作業の利便性を大幅に向上させている。
[0005] X線画像のデジタル技術の一つとしてコンビユーテッド'ラジオグラフィ（CR)が現在 医療現場で受け入れられている。 CRで使用される「輝尽性蛍光体プレート」は、被写 体を透過した放射線を蓄積して、励起光の照射等により、蓄積した放射線をその線 量に応じた強度で輝尽発光するものであり、所定の基板上に輝尽性蛍光体が層状 に形成された構成を有して!/、る。そのような輝尽性蛍光体パネルの製造方法の一例 が特許文献 1に開示されてレ、る。
[0006] 特許文献 1に記載の製造方法では、公知の気相堆積法により所定の基板上に輝 尽性蛍光体層を形成してその基板を熱処理して!/、る。
[0007] しかしながら輝尽性蛍光体プレートは、 SN比や鮮鋭性が十分でなく空間分解能も 不充分であり、スクリーン 'フィルムシステムの画質レベルには到達していない。そして 、さらに新たなデジタル X線画像技術として、例えば雑誌 Physics Today, 1997年 11月号 24頁のジョン ·ローランズ論文" Amorphous Semiconductor Usher in Digital X-ray Imaging"や、雑誌 SPIEの 1997年 32巻 2頁のエル 'ィ一 'アン トヌクの論文，， Development of aHigh Resolution, Active Matrix, Flat— P anel Imager with Enhanced Fill Factor"等に §己 れた、薄膜トフンンスタ (TFT)を用いた平板 X線検出装置 (FPD)が開発されて!/、る。
[0008] この FPDで使用される「シンチレータプレート」は、被写体を透過した放射線に対応 した瞬時発光をするものであり、所定の基板上にシンチレータ（蛍光体）が層状に形 成された構成を有している。
[0009] 輝尽性蛍光体プレートやシンチレータプレートの鮮鋭性を高めることを目的として、 蛍光体層を気相堆積法により形成することからなる放射線像変換パネルの製造方法 が提案されている。気相堆積法には蒸着法ゃスパッタ法などがあり、例えば蒸着法 は、蛍光体の原料からなる蒸発源を抵抗加熱器や電子線の照射により加熱して蒸発 源を蒸発させ、基板表面にその蒸発物を堆積させることにより、蛍光体の柱状結晶か らなる蛍光体層を形成するものである。
[0010] 気相堆積法により形成された蛍光体層は、結合剤を含有せず、蛍光体のみからな り、蛍光体が柱状結晶となるため、 CRシステムで使用される励起光散乱や、 FPDシ ステムの発光光の散乱を防止し、高鮮鋭度の画像を得ることができる。しかしながら 両システムにお!/、て、輝度の面でまだ十分ではな!/、。
[0011] CRにおいては、励起光の照射等により、蓄積した放射線をその線量に応じた強度 で輝尽発光の取り出しをおこなって!/、る力 蓄積されて!/、るエネルギー量が少な!/、為 に SN比が低下し十分な画質が得られて!/、な!/、。
[0012] 平板 X線検出装置 (FPD)は CRより装置が小型化し、高線量での画質が優れて!/、 るという特徴がある。しかし、一方では TFTや回路自体のもつ電気ノイズが大きい為 に、低線量の撮影にぉレ、て SN比が低下し十分な画質レベルには至って!/、な!/、。
[0013] CRや FPDで使用される放射線画像検出プレートでの撮影においての SN比を向 上するためには、発光効率の高い放射線画像検出プレートを使用することが必要に なってくる。一般に放射線画像検出プレートの発光効率は、蛍光体層の厚さ、蛍光 体の X線吸収係数によって決まる力 蛍光体層の厚さは厚くすればするほど、蛍光体 層内での発光光の散乱が発生し、鮮鋭性は低下する。そのため、画質に必要な鮮鋭 性を決めると、膜厚が決定する。
[0014] なかでも、輝尽性蛍光体プレートで使用される臭化セシウム（CsBr)やシンチレータ プレートで使用されるヨウ化セシウム（Csl)は X線から可視光に対する変更率が比較 的高ぐ蒸着によって容易に蛍光体を柱状結晶構造に形成できるため、光ガイド効 果により結晶内での発光光の散乱が抑えられ、蛍光体層の厚さを厚くすることが可能 であった。
[0015] CsBrや Cslのみでは発光効率が低いために、各種の添加剤が用いられる。添加剤 の濃度はベースとなる Cslや CsBrに対して 0. 001mol%以上で発光効率が上昇す ることが知られている。たとえば特公昭 54— 35060号のごとぐ Cslとヨウ化ナトリウム (Nal)を任意のモル比で混合したものを、蒸着を用いて基板上にナトリウム賦活ヨウ 化セシウム（Csl： Na)として堆積させ、後工程としてァニールを行うことで可視変換効 率を向上させ、 X線蛍光体として使用している。
[0016] また、 Csl蒸着結晶は、通常 300度以上の焼成プロセスを経て形成しないと十分な 発光量がかせげない。し力も光電変換膜に a— Si : H膜を用いた場合には、 Csl蒸 着結晶の焼成プロセスにおいて、 a Si : H膜が劣化してしまうことが特開平 5— 18 0945に示されている。また、同様の Csl蒸着結晶の焼成プロセスにおいて、樹脂基 板等からの膜剥がれが発生し、 X線画像変換シンチレータの十分な役割を果たせな い。
[0017] このように、熱処理の温度によって基板種が制限されることが問題である。
特許文献 1 :特開 2003— 279696号公報（段落番号 0034, 0035)
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0018] 本発明は、上記問題に鑑みてなされたものであり、その解決課題は、 Csl柱状結晶 の熱処理温度が比較的低温度であっても、高い発光輝度を得ることができるシンチ レータ、すなわち、多様な蒸着基板上に形成することができ、かつ高い発光輝度を得 ることができるシンチレータを提供すること、更にそれを用いたシンチレータプレート を提供することである。
課題を解決するための手段
[0019] 本発明に係る上記課題は下記の手段によって解決される。
[0020] 1. 1種類以上のタリウム化合物を含む添加剤とヨウ化セシウムとを原材料として気 相法にて形成された柱状シンチレータであって、該添加剤の成分であるタリウム化合 物の融点が 400〜700°Cであり、かつ分子量が 206〜300であることを特徴とするシ ンチレータ。
[0021] 2.前記添加剤の成分であるタリウム化合物力 臭化タリウム、塩化タリウム、又はフ ッ化タリウムであることを特徴とする前記 1に記載のシンチレータ。
[0022] 3.前記 1又は 2に記載のシンチレータであって、前記原材料の蒸着中又は蒸着後 に 140〜250°Cで熱処理されたことを特徴とするシンチレータ。
[0023] 4.前記 1〜3のいずれか一項に記載のシンチレータであって、樹脂フィルムからな る基板上に形成されたことを特徴とするシンチレータ。
[0024] 5.前記;!〜 4のいずれか一項に記載のシンチレータであって、複数の画素を有す る受光素子面上に形成されたことを特徴とするシンチレータ。
[0025] 6.前記 4に記載の樹脂フィルムがポリイミド又はポリエチレンナフタレートを含有す る樹脂フィルムであることを特徴とするシンチレータ。
[0026] 7.前記 1〜6のいずれか一項に記載のシンチレータを用いたことを特徴とするシン チレータプレート。
発明の効果
[0027] 本発明の上記手段により、ヨウ化セシウム柱状結晶の熱処理温度が比較的低温度 であっても、高い発光輝度を得ることができるシンチレータ、すなわち、多様な蒸着基 板上に形成することができ、かつ高レ、発光輝度を得ることができるシンチレ一タを提 供すること、及びそれを用いたシンチレータプレートを提供することができる。
図面の簡単な説明
[0028] [図 1]シンチレータプレートの断面図
[図 2]蒸着装置の概略構成図 符号の説明
[0029] 1 基板
2 シンチレータ（蛍光体層）
10 シンチレータプレート
20 蒸着装置
21 真空ポンプ
22 真空容器
23 抵抗加熱ルツボ
24 回転機構
25 基板ホルダ
発明を実施するための最良の形態
[0030] 本発明のシンチレータは、 1種類以上のタリウム化合物を含む添加剤とヨウ化セシゥ ムとを原材料として気相法にて形成された柱状シンチレータであって、該添加剤の成 分であるタリウム化合物の融点が 400〜700°Cでありかつ分子量が 206〜300であ ることを特徴とする。
[0031] なお、本発明の「シンチレータ」とは、 X線等の入射された放射線のエネルギーを吸 収して、波長が 300nmから 800nmの電磁波、すなわち、可視光線を中心に紫外光 力 赤外光にわたる電磁波（光）を発光する蛍光体をレ、う。
[0032] 以下、本発明とその構成要素等について詳細な説明をする。
[0033] (原材料）
本発明のシンチレータは、 1種類以上のタリウム化合物を含む添加剤とヨウ化セシゥ ムとを原材料とすることを要する。
[0034] 本発明に係る添加剤は、 1種類以上のタリウム化合物を含有することを特徴とする。
タリウム化合物としては、種々のタリウム化合物（+ 1と + ΙΠの酸化数の化合物）を使 用すること力 Sできる。本発明において、好ましいタリウム化合物は、臭化タリウム (TlBr )、塩化タリウム (T1C1)、又はフッ化タリウム (TIF, TIF )等である。
3
[0035] 本発明に係るタリウム化合物の融点は、 400〜700°Cの範囲内にあることが好まし い。 700°Cを超えると、柱状結晶内での添加剤が不均一に存在してしまい、発光効 率が低下する。なお、本発明での融点とは、常温常圧下における融点である。
[0036] また、タリウム化合物の分子量は 206〜300の範囲内にあることが好ましい。
[0037] 本発明のシンチレータにおいて、当該添加剤の含有量は目的性能等に応じて、最 適量にすることが望ましいが、ヨウ化セシウムの含有量に対して、 0. 001mol%〜50 mol%、更に 0· 1— 10. Omol%であることが好ましい。
[0038] ここで、ヨウ化セシウムに対し、添加剤が 0. O01mol%未満であると、ヨウ化セシゥ ム単独使用で得られる発光輝度と大差なぐ 目的とする発光輝度を得ることができな い。また、 50mol%を超えるとヨウ化セシウムの性質.機能を保持することができない
〇
[0039] (基板）
本発明のシンチレータの作製に際しては、種々多様な基板を使用することが出来る 。この点が、本発明の特徴である。
[0040] すなわち、 X線等の放射線を透過させることが可能な、各種のガラス、高分子材料、 金属等を用いることができる力 例えば、石英、ホウ珪酸ガラス、化学的強化ガラスな どの板ガラス、サファイア、チッ化珪素、炭化珪素などのセラミック基板、シリコン、ゲ ノレマニウム、ガリウム砒素、ガリウム燐、ガリウム窒素など半導体基板、又、セルロース アセテートフィルム、ポリエステルフィルム、ポリエチレンテレフタレートフィルム、ポリア ミドフイノレム、ポリイミドフイノレム、トリアセテートフィルム、ポリカーボネートフィルム、炭 素繊維強化樹脂シート等のプラスチックフィルム、アルミニウムシート、鉄シート、銅シ ート等の金属シート或いは該金属酸化物の被覆層を有する金属シートなどを用いる こと力 Sでさる。
[0041] 特に、ポリイミド又はポリエチレンナフタレートを含有する樹脂フィルムか又は、 2次 元状に配置された複数の画素を有する受光素子面（例えば、 α — Si : Η膜)等の上 にヨウ化セシウムとを原材料として気相法にて柱状シンチレータを形成する場合に、 本発明のシンチレータは適している。
[0042] なお、基板の厚さは、耐性の向上や軽量化といった観点から、 0. ；!〜 2mmの範囲 にあることが好ましい。
[0043] (シンチレータとシンチレータプレートの作製方法） 本発明に係るシンチレータとシンチレータプレートについて図 1を参照して説明する
〇
[0044] 本発明に係るシンチレータプレート 10は、図 1に示すように基板 1上にシンチレータ
(蛍光体層） 2を備えるものであり、該シンチレータ（蛍光体層） 2に放射線が照射され ると、シンチレータは入射した放射線のエネルギーを吸収して、波長が 300nmから 8 OOnmの電磁波、すなわち、可視光線を中心に紫外光から赤外光にわたる電磁波（ 光)を発光する。
[0045] 以下、基板 1上にシンチレータ（蛍光体層） 2を形成させる方法について説明する。
[0046] シンチレータ（蛍光体層） 2は、蒸着法により形成される。蒸着法は基板 1を公知の 蒸着装置内に設置するとともに、蒸着源に前述の添加剤を含むシンチレータ (蛍光 体層） 2の原材料を充填したのち、装置内を排気すると同時に窒素等の不活性なガ スを導入ロカも導入して 1 · 333Pa~l . 33 X 10_3Pa程度の真空とし、次いで、蛍 光体の少なくとも 1つを抵抗加熱法、エレクトロンビーム法などの方法で加熱蒸発させ て基板 1表面に蛍光体を所望の厚みに堆積させ、基板 1上にシンチレータ（蛍光体 層） 2が形成される。なお、この蒸着工程を複数回に分けて行い、シンチレータ（蛍光 体層） 2を形成することも可能である。例えば、同一構成の蒸着源を複数用意し、一 つの蒸着源による蒸着が終了したら、次の蒸着源による蒸着を開始し、所望の厚さの シンチレータ（蛍光体層） 2になるまで、これを繰り返し行う。
[0047] 尚、基板 1上に形成されるシンチレータ（蛍光体層） 2の膜中では、 Cslに対して均 一に添加剤が含まれていることになる。つまり、添加剤として前述の融点が 400〜 70 0°Cのタリウム化合物を使用することで、基板 1上に形成される蛍光体膜中における 発光量の分布をより均一にすることが可能となる。
[0048] なお、蒸着時は、必要に応じて基板 1を冷却或いは加熱してもよい。また、蒸着終 了後、基板 1ごとシンチレータ（蛍光体層） 2を加熱処理してもよい。
[0049] 本発明においては、原材料の蒸着中又は蒸着後に 140〜250°Cで熱処理を施す ことが好ましい (表 2、 3参照）。
[0050] 次に、図 2を参照して、蒸着法を行う際に使用する蒸着装置の一例として、蒸着装 置 20について説明する。 [0051] 蒸着装置 20には、真空ポンプ 21と、真空ポンプ 21の作動により内部が真空となる 真空容器 22とが備えられている。真空容器 22の内部には、蒸着源として抵抗加熱 ルツボ 23が備えられており、この抵抗加熱ルツボ 23の上方には回転機構 24により 回転可能に構成された基板 1が基板ホルダ 25を介して設置されている。また、抵抗 加熱ルツボ 23と、基板 1との間には、必要に応じて抵抗加熱ルツボ 23から蒸発する 蛍光体の蒸気流を調節するためのスリットが設けられている。なお、基板 1は、蒸着装 置 20を使用する際に基板ホルダ 25に設置して使用するようになっている。
[0052] 次に、シンチレータプレート 10の作用について説明する。
[0053] シンチレータプレート 10に対し、シンチレータ（蛍光体層） 2側から基板 1側に向け て放射線を入射すると、シンチレータ（蛍光体層） 2に入射された放射線は、シンチレ ータ（蛍光体層） 2中の蛍光体粒子に放射線のエネルギーが吸収され、シンチレータ (蛍光体層） 2からその強度に応じた電磁波（光）が発光される。
[0054] このとき、基板 1上に形成される蛍光体膜中における発光量の分布が均一になって おり、シンチレータ（蛍光体層） 2を構成する各柱状結晶は規則正しく形成されている 。その結果、シンチレータ（蛍光体層） 2では、瞬時発光の発光効率を向上させ、シン チレータプレート 10の放射線に対する感度を大きく改善させる。
[0055] 以上のように、本発明に係るシンチレータプレート 10では、放射線が照射された際 に、シンチレータ（蛍光体層） 2の発光効率を飛躍的に向上させて発光輝度を向上さ せること力 Sできる。これより、得られる放射線画像における低線量撮影時の SN比を向 上させることもできる。なお、本発明に係るシンチレータプレートは、放射線像変換パ ネルに適用できる。
実施例
[0056] 以下、実施例を挙げて本発明を詳細に説明する力 本発明はこれらに限定されな い。
[0057] 実施例 1
(蒸着基板の作製）
基板として厚さ 125 mのポリイミド樹脂フィルムを lOcm X 10cmのサイズに切り出 し基板とした。 [0058] (シンチレータの作製）
ヨウ化セシウムと表 1に示した添加剤（Cslに対して 0. 3mol%)を混合し蒸着材料と して抵抗加熱ルツボに充填し、また回転する基板ホルダ 25に基板を設置し、基板と 蒸発源との間隔を 400mmに調節した。
[0059] 続いて蒸着装置内を一旦排気した後に、 Arガスを導入して 0. lPaに真空度を調 整した後、 lOrpmの速度で基板 1を回転しながら基板 1の温度を表 2の蒸着温度（13 0°C、 200°C、 300°C)に保持した。次いで、抵抗加熱ルツボを加熱してシンチレータ 用蛍光体を蒸着し、シンチレータ（蛍光体層）の膜厚が 500 ,i mとなったところで蒸着 を終了させシンチレータプレートを得た。
[0060] (熱処理の実施）
下表 3に表 2の蒸着温度 130°Cの条件で得たシンチレータプレートに対して 130°C (蒸着温度）のままと、熱処理温度 （180°C、 250°C、 300°C)で 2時間熱処理した熱 処理後のシンチレータプレートの輝度を示す。
[0061] (輝度の測定）
管電圧 80kVpの X線を各試料の裏面（シンチレータ蛍光体層が形成されていない 面）から照射し、瞬時発光を光ファイバ一で取り出し、発光量を浜松ホトニタス社製の ホトダイオード（S2281)で測定してその測定値を「発光輝度 (感度）」とした。測定結 果を下記表 2, 3に示す。ただし、表 2, 3中、各試料の発光輝度を示す値は、比較例 の 130°Cで蒸着後、熱処理無しのサンプルの発光輝度を 1. 0とした相対値である。
[0062] 実施例 2
(蒸着基板の作製）
1 Ocm X 10cmのサイズの受光素子面（a — Si : H膜）を基板とした。
[0063] (シンチレータの作製）
ヨウ化セシウムと表 1に示した添加剤（Cslに対して 0. 3mol%)を混合し蒸着材料と し基板 1の温度を表 4の蒸着温度（100°C、 200°C、 300°C)に保持した。以外は実施 例 1と同様にした。
[0064] (熱処理の実施）
下表 5に表 4の蒸着温度 100°Cの条件で得たシンチレータプレートに対して 100°C (蒸着温度）のままと、熱処理温度 （180°C、 250°C、 300°C)で 2時間熱処理した熱 処理後のシンチレータプレートの輝度を示す。
[0065] (輝度の測定）
実施例 1と同様にした。
[0066] [表 1]
Figure imgf000011_0001
[0067] [表 2]
Figure imgf000011_0002
[0068] [表 3]
Figure imgf000011_0003
[0069] [表 4] 熱処理前輝度
光電変換
添加剤
α-Si： H膜 蒸着温度
100°C 200°C 300°C
実施例 TlBr 0.9 3 光電変換
実施例 T1C1 0.75 2.7 a一 Si： H膜
比較例 T1I 1 1.2 が劣化 [0070] [表 5]
Figure imgf000012_0001
[0071] 上表に示した結果から明らかなように、本発明により、添加剤をかえることによって C si柱状結晶の熱処理温度が 250度以下であっても、十分な輝度が達成できる。
[0072] これにより、多様な蒸着基板上に Csl蒸着結晶を形成することができ、更にそれらか ら十分な発光輝度を得ることができる。

Claims

請求の範囲
[1] 1種類以上のタリウム化合物を含む添加剤とヨウ化セシウムとを原材料として気相法 にて形成された柱状シンチレータであって、該添加剤の成分であるタリウム化合物の 融点が 400〜700°Cであり、かつ分子量が 206〜300であることを特徴とするシンチ レータ。
[2] 前記添加剤の成分であるタリウム化合物力 臭化タリウム、塩化タリウム、又はフッ化 タリウムであることを特徴とする請求の範囲第 1項に記載のシンチレータ。
[3] 請求の範囲第 1項又は第 2項に記載のシンチレータであって、前記原材料の蒸着中 又は蒸着後に 140〜250°Cで熱処理されたことを特徴とするシンチレータ。
[4] 請求の範囲第 1項乃至第 3項のいずれか一項に記載のシンチレータであって、樹脂 フィルムからなる基板上に形成されたことを特徴とするシンチレータ。
[5] 請求の範囲第 1項乃至第 4項のいずれか一項に記載のシンチレータであって、複数 の画素を有する受光素子面上に形成されたことを特徴とするシンチレータ。
[6] 請求の範囲第 4項に記載の樹脂フィルムがポリイミド又はポリエチレンナフタレートを 含有する樹脂フィルムであることを特徴とするシンチレータ。
[7] 請求の範囲第 1項乃至第 6項のいずれか一項に記載のシンチレータを用いたことを 特徴とするシンチレータプレート。
PCT/JP2007/065952 2006-08-31 2007-08-16 Scintillateur et plaque de scintillateur utilisant celui-ci WO2008029602A1 (fr)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2008533081A JPWO2008029602A1 (ja) 2006-08-31 2007-08-16 シンチレータとそれを用いたシンチレータプレート

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2006235339 2006-08-31
JP2006-235339 2006-08-31

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2008029602A1 true WO2008029602A1 (fr) 2008-03-13

Family

ID=39150214

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2007/065952 WO2008029602A1 (fr) 2006-08-31 2007-08-16 Scintillateur et plaque de scintillateur utilisant celui-ci

Country Status (3)

Country Link
US (1) US20080054222A1 (ja)
JP (1) JPWO2008029602A1 (ja)
WO (1) WO2008029602A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013027671A1 (ja) * 2011-08-19 2013-02-28 国立大学法人東北大学 シンチレーター

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2012098175A (ja) * 2010-11-02 2012-05-24 Sony Corp 放射線検出素子およびその製造方法、放射線検出モジュール並びに放射線画像診断装置
JP2023014758A (ja) * 2021-07-19 2023-01-31 富士フイルム株式会社 放射線検出器、および放射線撮影装置

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS62212491A (ja) * 1986-03-13 1987-09-18 Konishiroku Photo Ind Co Ltd 放射線画像変換方法及びその方法に用いられる放射線画像変換パネル
JPH05180945A (ja) * 1992-01-08 1993-07-23 Hamamatsu Photonics Kk 放射線検出素子およびその製造方法
JP2005181121A (ja) * 2003-12-19 2005-07-07 Canon Inc Ｘ線エリアセンサー

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3714057A (en) * 1969-11-12 1973-01-30 Kewanee Oil Co Iodide activated thallium chloride scintillator
JPS5944334B2 (ja) * 1978-12-21 1984-10-29 富士写真フイルム株式会社 螢光体
US5306907A (en) * 1991-07-11 1994-04-26 The University Of Connecticut X-ray and gamma ray electron beam imaging tube having a sensor-target layer composed of a lead mixture
US5548123A (en) * 1994-12-06 1996-08-20 Regents Of The University Of California High resolution, multiple-energy linear sweep detector for x-ray imaging
US6480562B2 (en) * 2000-12-05 2002-11-12 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Apparatus and method of converting electromagnetic energy directly to electrons for computed tomography imaging
US6921909B2 (en) * 2002-08-27 2005-07-26 Radiation Monitoring Devices, Inc. Pixellated micro-columnar films scintillator
EP1523014A3 (en) * 2003-10-10 2008-02-13 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. Radiographic image conversion panel and method for manufacturing the radiographic image conversion panel
US7180068B1 (en) * 2004-06-09 2007-02-20 Radiation Monitoring Devices, Inc. Scintillation materials with reduced afterglow and method of preparation

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS62212491A (ja) * 1986-03-13 1987-09-18 Konishiroku Photo Ind Co Ltd 放射線画像変換方法及びその方法に用いられる放射線画像変換パネル
JPH05180945A (ja) * 1992-01-08 1993-07-23 Hamamatsu Photonics Kk 放射線検出素子およびその製造方法
JP2005181121A (ja) * 2003-12-19 2005-07-07 Canon Inc Ｘ線エリアセンサー

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013027671A1 (ja) * 2011-08-19 2013-02-28 国立大学法人東北大学 シンチレーター
CN103732722A (zh) * 2011-08-19 2014-04-16 国立大学法人东北大学 闪烁体
US9678223B2 (en) 2011-08-19 2017-06-13 Nihon Kessho Kogaku., Ltd. Scintillator

Also Published As

Publication number Publication date
JPWO2008029602A1 (ja) 2010-01-21
US20080054222A1 (en) 2008-03-06

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5765321B2 (ja) 放射線用シンチレータプレートの製造方法及び放射線用シンチレータプレート
JP5370575B2 (ja) 平板ｘ線検出装置
JP5499706B2 (ja) シンチレータパネル
JP2008285719A (ja) 真空蒸着方法
WO2007040042A1 (ja) 放射線用シンチレータプレート及び放射線画像検出器
JP2008122275A (ja) シンチレータパネル、その製造方法及び放射線イメージセンサ
JP2007212218A (ja) シンチレータプレート
JP2013217934A (ja) 放射線画像撮影装置及び放射線画像撮影装置の製造方法
JP2008111789A (ja) 放射線検出器およびその製造方法
US7372045B2 (en) Scintillator plate for radiation
JP2007205970A (ja) シンチレータプレート
JP2008224357A (ja) シンチレータプレート
JP2007070646A (ja) 放射線像変換パネルの製造方法および製造装置
WO2008029602A1 (fr) Scintillateur et plaque de scintillateur utilisant celui-ci
JP2007211199A (ja) 放射線用シンチレータプレート及びその製造方法
US7633072B2 (en) Scintillator plate
JP2010014469A (ja) 放射線像変換パネルの製造方法
JP5194796B2 (ja) 放射線用シンチレータプレート
JPWO2008108402A1 (ja) シンチレータプレート
WO2009122809A1 (ja) 放射線画像変換パネルの製造装置及び放射線画像変換パネルの製造方法
JP2009084471A (ja) シンチレータプレート
WO2007060827A1 (ja) 蛍光体プレートの製造方法及び蛍光体プレート
JP2005351752A (ja) 輝尽性蛍光体プレートの製造方法
JP2009300147A (ja) シンチレータプレートの回復方法及びシンチレータプレート
JP2005024272A (ja) 蓄積性蛍光体シート

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 07792583

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2008533081

Country of ref document: JP

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: RU

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 07792583

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1