WO2015008542A1 - 放射線検出器、シンチレータパネルおよびそれらの製造方法 - Google Patents

放射線検出器、シンチレータパネルおよびそれらの製造方法 Download PDF

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scintillator
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弘 堀内
會田　博之
篤也 吉田
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株式会社 東芝
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Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to a radiation detector that detects radiation, a scintillator panel, and a manufacturing method thereof.
  • an X-ray detector which is a planar radiation detector using an active matrix or a solid-state imaging device such as a CCD and a CMOS, is drawing attention.
  • an X-ray image or a real-time X-ray image is output as a digital signal.
  • the X-ray detector includes a photoelectric conversion substrate that converts light into an electric signal, and a scintillator layer that converts X-rays incident from the outside in contact with the photoelectric conversion substrate into light.
  • the light converted in the scintillator layer by incident X-rays reaches the photoelectric conversion substrate and is converted into electric charge. This electric charge is read out as an output signal and converted into a digital image signal by a predetermined signal processing circuit or the like. Is done.
  • the peak wavelength of the light receiving sensitivity of the photoelectric conversion substrate exists in the visible light region in the vicinity of 400 nm to 700 nm, when CsI is used for the scintillator layer, the light excited by incident X-rays Tl having a wavelength of around 550 nm is used as an activator.
  • the concentration and concentration of the activator Tl is similar to that of a phosphor containing a general activator. It will be greatly affected by the distribution.
  • an X-ray detector having a scintillator layer containing an activator
  • the concentration and concentration distribution of the activator are not optimized, the characteristics of the scintillator layer will be deteriorated, and the sensitivity related to the light emission characteristics of the scintillator layer (Luminescence efficiency) and afterimage ⁇ a phenomenon in which the subject image of the (n-1) th X-ray image before the (n-1) th X-ray image remains ⁇ is affected.
  • the imaging conditions vary greatly depending on the subject ⁇ incident X-ray dose: approximately 0.0087 mGy to 0.87 mGy (since X-ray transmittance varies depending on the region) ⁇ , (n -1) There may be a large difference in the dose of incident X-rays between the X-ray image of the first time and the X-ray image of the n-th time.
  • the scintillator of the non-subject portion of the (n ⁇ 1) th X-ray image The light emission characteristics of the layer change due to the large energy of the incident X-rays, and the influence remains in the n-th X-ray image, resulting in an afterimage.
  • This afterimage characteristic is an important characteristic in diagnosis using an X-ray image as compared with sensitivity (luminous efficiency) and resolution (MTF), which are characteristics of other scintillator layers.
  • the improvement in the characteristics of the scintillator layer is mostly related to sensitivity (light emission efficiency) and resolution (MTF), and there are few related to the improvement of overall characteristics including afterimage characteristics.
  • the problem to be solved by the present invention is to provide a radiation detector and a scintillator panel that can improve the overall characteristics including the afterimage characteristics of the scintillator layer, and a method for manufacturing them.
  • the radiation detector of the present embodiment includes a photoelectric conversion substrate that converts light into an electrical signal, and a scintillator layer that converts radiation incident on the photoelectric conversion substrate from the outside into light.
  • CsI is a phosphor containing Tl as an activator, and the concentration of the activator in the phosphor is 1.6 mass% ⁇ 0.4 mass%, and the concentration distribution of the activator in the in-plane direction and in the film thickness direction Is within ⁇ 15%.
  • FIG. 5 shows an equivalent circuit diagram of the basic configuration.
  • the X-ray detector 1 is an indirect X-ray planar image detector.
  • the X-ray detector 1 includes a photoelectric conversion substrate 2 that is an active matrix photoelectric conversion substrate that converts visible light into an electrical signal.
  • the photoelectric conversion substrate 2 includes a support substrate 3 as an insulating substrate formed of a rectangular flat plate-shaped glass having translucency. On the surface of the support substrate 3, a plurality of pixels 4 are two-dimensionally arranged in a matrix and spaced from each other. For each pixel 4, a thin film transistor (TFT) 5 as a switching element and a charge storage capacitor 6. A pixel electrode 7 and a photoelectric conversion element 8 such as a photodiode are formed.
  • TFT thin film transistor
  • control electrodes 11 are wired as a plurality of control lines along the row direction of the support substrate 3.
  • the plurality of control electrodes 11 are located between the respective pixels 4 on the support substrate 3 and are separated from each other in the column direction of the support substrate 3. These control electrodes 11 are electrically connected to the gate electrode 12 of the thin film transistor 5.
  • a plurality of readout electrodes 13 are wired on the support substrate 3 along the column direction of the support substrate 3.
  • the plurality of readout electrodes 13 are located between the respective pixels 4 on the support substrate 3 and are separated from each other in the row direction of the support substrate 3.
  • the source electrode 14 of the thin film transistor 5 is electrically connected to the plurality of readout electrodes 13.
  • the drain electrode 15 of the thin film transistor 5 is electrically connected to the charge storage capacitor 6 and the pixel electrode 7, respectively.
  • the gate electrode 12 of the thin film transistor 5 is formed in an island shape on the support substrate 3.
  • An insulating film 21 is laminated and formed on the support substrate 3 including the gate electrode 12. This insulating film 21 covers each gate electrode 12.
  • a plurality of island-shaped semi-insulating films 22 are laminated on the insulating film 21. These semi-insulating films 22 are made of a semiconductor and function as a channel region of the thin film transistor 5. Each semi-insulating film 22 is disposed to face each gate electrode 12 and covers each gate electrode 12. That is, each of these semi-insulating films 22 is provided on each gate electrode 12 via the insulating film 21.
  • island-shaped source electrodes 14 and drain electrodes 15 are formed on the insulating film 21 including the semi-insulating film 22.
  • the source electrode 14 and the drain electrode 15 are insulated from each other and are not electrically connected.
  • the source electrode 14 and the drain electrode 15 are provided on both sides of the gate electrode 12, and one end portions of the source electrode 14 and the drain electrode 15 are stacked on the semi-insulating film 22.
  • the gate electrode 12 of each thin film transistor 5 is electrically connected to a common control electrode 11 together with the gate electrodes 12 of other thin film transistors 5 located in the same row.
  • the source electrode 14 of each thin film transistor 5 is electrically connected to a common readout electrode 13 together with the source electrodes 14 of other thin film transistors 5 located in the same column.
  • the charge storage capacitor 6 includes an island-like lower electrode 23 formed on the support substrate 3.
  • An insulating film 21 is laminated on the support substrate 3 including the lower electrode 23.
  • the insulating film 21 extends from the gate electrode 12 of each thin film transistor 5 to the lower electrode 23.
  • an island-like upper electrode 24 is laminated on the insulating film 21.
  • the upper electrode 24 is disposed to face the lower electrode 23 and covers each of the lower electrodes 23. That is, each upper electrode 24 is provided on each lower electrode 23 via the insulating film 21.
  • a drain electrode 15 is laminated on the insulating film 21 including the upper electrode 24. The other end of the drain electrode 15 is stacked on the upper electrode 24 and is electrically connected to the upper electrode 24.
  • the insulating layer 25 is made of silicon oxide (SiO 2) or the like, and is formed so as to surround each pixel electrode 7.
  • a through hole 26 as a contact hole communicating with the drain electrode 15 of the thin film transistor 5 is formed in a part of the insulating layer 25.
  • the island-shaped pixel electrode 7 is formed by being laminated. The pixel electrode 7 is electrically connected to the drain electrode 15 of the thin film transistor 5 through the through hole 26.
  • a photoelectric conversion element 8 such as a photodiode for converting visible light into an electric signal is laminated and formed.
  • a scintillator layer 31 that converts X-rays as radiation into visible light is formed on the surface of the photoelectric conversion substrate 2 on which the photoelectric conversion elements 8 are formed.
  • the scintillator layer 31 is formed by vapor deposition methods such as vacuum deposition, sputtering, and CVD, and is a high-luminance fluorescent material such as a halogen compound such as cesium iodide (CsI) or an oxide such as gadolinium sulfate (GOS).
  • a phosphor such as a system compound is deposited in a columnar shape on the photoelectric conversion substrate 2 to form a film.
  • the scintillator layer 31 is formed so as to have a columnar crystal structure in which a plurality of strip-shaped columnar crystals 32 are formed in the surface direction of the photoelectric conversion substrate 2.
  • a reflective layer 41 for increasing the utilization efficiency of visible light converted by the scintillator layer 31 is laminated and formed.
  • a protective layer 42 that protects the scintillator layer 31 from atmospheric moisture is laminated on the reflective layer 41.
  • An insulating layer 43 is laminated on the protective layer 42. On the insulating layer 43, a lattice-shaped X-ray grid 44 that shields between the pixels 4 is formed.
  • X-rays 51 as radiation incident on the scintillator layer 31 are converted into visible light 52 by the columnar crystals 32 of the scintillator layer 31.
  • the visible light 52 reaches the photoelectric conversion element 8 of the photoelectric conversion substrate 2 through the columnar crystal 32 and is converted into an electric signal.
  • the electric signal converted by the photoelectric conversion element 8 flows to the pixel electrode 7 and is transferred to the charge storage capacitor 6 connected to the pixel electrode 7 until the gate electrode 12 of the thin film transistor 5 connected to the pixel electrode 7 is driven. Move and hold and accumulate.
  • one row of thin film transistors 5 connected to the control electrode 11 in the driving state is in a driving state.
  • the electric signal stored in the charge storage capacitor 6 connected to each thin film transistor 5 in this driving state is output to the readout electrode 13.
  • signals corresponding to the pixels 4 in a specific row of the X-ray image are output, signals corresponding to the pixels 4 of all the X-ray images can be output by the drive control of the control electrode 11, and this output signal Is converted into a digital image signal and output.
  • the structure and operation of the photoelectric conversion substrate 2 are the same as those in the first structure example.
  • a scintillator panel 62 is bonded to the photoelectric conversion substrate 2 via a bonding layer 61.
  • the scintillator panel 62 has a support substrate 63 that transmits X-rays 51.
  • a reflective layer 41 that reflects light is formed on the support substrate 63, a scintillator layer 31 having a plurality of strip-like columnar crystals 32 is formed on the reflective layer 41, and the scintillator layer 31 is formed on the scintillator layer 31.
  • a protective layer 42 for sealing is formed by being laminated. Further, a lattice-shaped X-ray grid 44 that shields between the pixels 4 is formed on the support substrate 63.
  • the X-rays 51 incident on the scintillator layer 31 of the scintillator panel 62 are converted into visible light 52 by the columnar crystals 32 of the scintillator layer 31.
  • the visible light 52 reaches the photoelectric conversion element 8 of the photoelectric conversion substrate 2 through the columnar crystal 32 and is converted into an electric signal, and is converted into a digital image signal and output as described above.
  • the third structural example of the X-ray detector 1 is different in that the scintillator layer 31 does not have the columnar crystal 32.
  • the configuration of is the same.
  • the fourth structural example of the X-ray detector 1 is different from the second structural example of the X-ray detector 1 shown in FIG. 2 in that the scintillator layer 31 does not have the columnar crystal 32, and the other The configuration of is the same.
  • the scintillator layer 31 is a phosphor containing Tl as an activator in CsI, which is a halide, and the following (1) (2 ) (3).
  • the concentration of the activator in the phosphor is 1.6 mass% ⁇ 0.4 mass%, and the concentration distribution of the activator in the in-plane direction and the film thickness direction of the phosphor is within ⁇ 15%.
  • the concentration distribution of the activator in the in-plane direction and the film thickness direction of the phosphor is within ⁇ 15% at least in the region where the unit film thickness is 200 nm or less, and the uniformity is maintained.
  • the scintillator layer 31 is formed by a vacuum evaporation method using two evaporation sources of CsI and TlI, and preferably has a structure of a strip-like columnar crystal 32.
  • the film thickness of the scintillator layer 31 is 600 ⁇ m
  • the activator is Tl
  • the correlation between the Tl concentration in the scintillator layer 31 and each characteristic is tested.
  • the results obtained are shown in FIGS.
  • the Tl concentration in the scintillator layer 31 is constant
  • the result of testing the correlation between the stacking period of the scintillator layer 31 is shown. It is shown in FIGS.
  • FIG. 6 shows the correlation between the Tl concentration in the scintillator layer 31 and the sensitivity ratio.
  • the incident X-ray is 70 kV-0.0087 mGy.
  • the sensitivity ratio is a ratio based on the sensitivity when the Tl concentration in the scintillator layer 31 is 0.1 mass%.
  • the scintillator layer forming conditions (excluding the Tl concentration in the scintillator layer 31) of each test sample are the same. As shown in FIG. 6, the sensitivity is most improved when the Tl concentration in the scintillator layer 31 is in the vicinity of 1.4 mass% to 1.8 mass%.
  • FIG. 7 shows the correlation between the Tl concentration in the scintillator layer 31 and the MTF ratio, which is the resolution.
  • the incident X-ray is 70 kV-0.0087 mGy.
  • the MTF ratio is a ratio based on MTF (at 2 Lp / mm) when the Tl concentration in the scintillator layer 31 is 0.1 mass%.
  • the scintillator layer forming conditions (excluding the Tl concentration in the scintillator layer 31) of each test sample are the same. As shown in FIG. 7, the Tl concentration in the scintillator layer 31 was substantially constant up to around 2.0 mass%.
  • FIG. 8 shows the correlation between the Tl concentration in the scintillator layer 31 and the afterimage ratio.
  • the test condition is that the dose difference between the incident X-rays of the (n-1) th and nth X-ray images is (n-1)> n, and the incident X-ray is 70 kV in the (n-1) th X-ray image. -0.87 mGy, subject: lead plate (thickness 3 mm), X-ray image acquisition interval: 60 sec, incident X-ray: 70 kV-0.0087 mGy, subject: none, X-ray image acquisition interval : 60 sec.
  • the afterimage ratio is a ratio based on the afterimage when the Tl concentration in the scintillator layer 31 is 0.1 mass%, and the scintillator layer forming conditions (excluding the Tl concentration in the scintillator layer 31) of each test sample are Are the same. And as shown in FIG. 8, the afterimage became the minimum level when the Tl concentration in the scintillator layer 31 was around 1.6 mass%. Further, in the region where the afterimage ratio is 0.5 (preferably 0.4) or less and the Tl concentration in the scintillator layer 31 is 1.6 mass% ⁇ 0.4 mass%, no afterimage was confirmed.
  • FIG. 9 shows the correlation between the lamination period of the scintillator layer 31 and the sensitivity ratio.
  • the incident X-ray is 70 kV-0.0087 mGy
  • the Tl concentration in the scintillator layer 31 is 0.1 mass%.
  • the sensitivity ratio is a ratio based on the sensitivity when the lamination period of the scintillator layer 31 is 200 nm.
  • the scintillator layer forming conditions (excluding the Tl concentration in the scintillator layer 31) of each test sample are the same.
  • FIG. 10 shows the correlation between the lamination period of the scintillator layer 31 and the MTF ratio.
  • the incident X-ray is 70 kV-0.0087 mGy
  • the Tl concentration in the scintillator layer 31 is 0.1 mass%.
  • the MTF ratio is a ratio based on MTF (at 2 Lp / mm) when the lamination cycle of the scintillator layer 31 is 200 nm.
  • the scintillator layer forming conditions (excluding the Tl concentration in the scintillator layer 31) of each test sample are the same.
  • FIG. 11 shows the correlation between the lamination period of the scintillator layer 31 and the afterimage ratio.
  • the test condition is that the dose difference between the incident X-rays of the (n-1) th and nth X-ray images is (n-1)> n, and the incident X-ray is 70 kV in the (n-1) th X-ray image. -0.87 mGy, subject: lead plate (thickness 3 mm), X-ray image acquisition interval: 60 sec, incident X-ray: 70 kV-0.0087 mGy, subject: none, X-ray image acquisition interval : 60 sec. Further, the Tl concentration in the scintillator layer 31 is set to 0.1 mass%.
  • the afterimage ratio is a ratio based on an afterimage when the lamination period of the scintillator layer 31 is 200 nm.
  • the scintillator layer forming conditions (excluding the Tl concentration in the scintillator layer 31) of each test sample are the same.
  • each characteristic tends to deteriorate in the region where the lamination period of the scintillator layer 31 is 200 nm or more.
  • the afterimage becomes the minimum level when the concentration of the activator in the phosphor as the scintillator layer 31 is around 1.6 mass%, and the afterimage ratio is 0.5 (preferably 0.4) or less. In the region of 1.6 mass% ⁇ 0.4 mass%, no afterimage was confirmed. Further, as shown in FIGS. 6 and 7, the sensitivity and MTF characteristics are also good in the region of 1.6 mass% ⁇ 0.4 mass%, and therefore the concentration of the activator is 1.6 mass% ⁇ 0.4 mass. % Region is preferred.
  • each characteristic is close to a stable state, so the Tl concentration in the scintillator layer 31 is Even if fluctuates (about ⁇ 15%), the fluctuation of each characteristic is small.
  • the concentration of the activator in the phosphor is in the region of 1.6 mass% ⁇ 0.4 mass%, if there is a large bias in the concentration distribution of the activator in the in-plane direction and the film thickness direction of the phosphor, Each characteristic tends to fluctuate greatly. For this reason, it is preferable that the concentration distribution of the activator in the in-plane direction and the film thickness direction of the phosphor is within ⁇ 15%. If the concentration distribution of this activator is within the fluctuation range of about ⁇ 15%, the fluctuation of each characteristic is small and the influence is small.
  • the concentration of the activator in the phosphor is 1.6 mass% ⁇ 0.4 mass%, and the concentration distribution of the activator in the in-plane direction and the film thickness direction of the phosphor is It is preferably within ⁇ 15%.
  • the concentration distribution of the activator in the in-plane direction and the film thickness direction of the phosphor is within ⁇ 15% even in the region where the unit film thickness is 200 nm or less as in the characteristic (2).
  • FIG. 1 a schematic diagram of a method of forming the scintillator layer 31 is shown in FIG.
  • a substrate 72 (corresponding to the photoelectric conversion substrate 2 or the support substrate 63) is arranged in the vacuum chamber 71, and the evaporated particles from the CsI evaporation source 73 installed in the vacuum chamber 71 while rotating the substrate 72.
  • a film of the scintillator layer 31 is laminated by a vacuum vapor deposition method in which evaporated particles from the evaporation source 74 of TlI are vapor-deposited on the laminated surface of the substrate 72.
  • the in-plane direction and the film thickness direction Tl concentration distribution per lamination period of the scintillator layer 31 can be arbitrarily controlled. Therefore, when the scintillator layer 31 is formed, if the uniformity of the Tl concentration distribution in the in-plane direction and the film thickness direction per stacking period of the scintillator layer 31 is ensured, the entire in-plane direction and film thickness direction of the scintillator layer 31 are obtained. The uniformity of the Tl concentration distribution is also ensured.
  • the characteristics (1) to (3) are given to the scintillator layer 31 made of a phosphor containing Tl as an activator in CsI which is a halide, the characteristics of the scintillator layer 31 can be improved, particularly afterimage characteristics. Can be improved.
  • the film thickness of the scintillator layer 31 is 600 ⁇ m
  • the lamination period of the scintillator layer 31 is 150 nm
  • the concentration distribution of the activator in the in-plane direction and the film thickness direction of the scintillator layer 31 is ⁇ 15%
  • the activator is Tl.
  • the concentration of the activator in the scintillator layer 31 Five samples of 0.1 mass%, 1.0 mass%, 1.2 mass%, 1.6 mass%, and 2.0 mass% are created.
  • X-ray images (n-th) obtained by photographing a subject under specific photographing conditions and processing the photographed image under predetermined image processing conditions are shown in FIGS. ) (d) (e) and the characteristic results are shown in the table of FIG.
  • the sensitivity ratio, MTF ratio, and afterimage ratio are values based on the case where the Tl concentration in the scintillator layer 31 is 0.1 mass%.
  • the imaging condition is that the dose difference between the incident X-rays of the (n ⁇ 1) th and nth X-ray images is (n ⁇ 1)> n, and the incident X-ray is 70 kV in the (n ⁇ 1) th X-ray image. -0.87 mGy, subject: lead plate (thickness 3 mm), X-ray image acquisition interval: 60 sec, incident X-ray: 70 kV-0.0087 mGy, subject: none, X-ray image acquisition interval : 60 sec.
  • the image processing conditions are flat field correction (Flat Field Correction): yes, window processing: yes (image histogram average value ⁇ 10%).
  • the features (1) to (3) defined in the present embodiment are added to the scintillator layer 31, the afterimage characteristics can be improved with good sensitivity and MTF. Performance and reliability can be improved.
  • the scintillator panel 90 has a support substrate 91 that transmits X-rays as radiation.
  • a reflection layer 92 that reflects light is formed on the support substrate 91, a scintillator layer 93 that converts radiation into visible light is formed on the reflection layer 92, and protection for sealing the scintillator layer 93 on the scintillator layer 93
  • the layer 94 is formed by being laminated.
  • the support substrate 91 is made of a material that has a light element as a main component rather than a transition metal element and has a good X-ray transmittance.
  • the reflective layer 92 is made of a highly reflective metal material such as Al, Ni, Cu, Pd, or Ag, and reflects light generated in the scintillator layer 93 in a direction opposite to the support substrate 91 to increase light use efficiency. .
  • the scintillator layer 93 is formed by a vapor deposition method such as a vacuum deposition method, a sputtering method, or a CVD method, for example, a high-luminance fluorescent material such as a halogen compound such as cesium iodide (CsI) or an oxide such as gadolinium sulfate (GOS).
  • a phosphor such as a system compound is deposited in a columnar shape on the support substrate 91 to form a film.
  • the scintillator layer 93 is formed in a columnar crystal structure in which a plurality of strip-shaped columnar crystals 93 a are formed in the surface direction of the support substrate 91.
  • X-rays 96 as radiation incident on the scintillator layer 93 from the support substrate 91 side are converted into visible light 97 by the columnar crystals 93a of the scintillator layer 93, and supported. Visible light 97 is emitted from the surface of the scintillator layer 93 opposite the substrate 91 (the surface of the protective layer 94).
  • FIG. 16 shows a second structural example of the scintillator panel 90.
  • the second structural example of the scintillator panel 90 is the same as the first structural example of the scintillator panel 90 shown in FIG. 15 except that the reflective layer 92 is not provided.
  • FIG. 17 shows a third structural example of the scintillator panel 90.
  • the third structural example of the scintillator panel 90 is the same as the first structural example of the scintillator panel 90 shown in FIG. 15 except that the scintillator layer 93 does not have the columnar crystals 93a. It is.
  • FIG. 18 shows a fourth structural example of the scintillator panel 90.
  • the fourth structural example of the scintillator panel 90 is the same as the second structural example of the scintillator panel 90 shown in FIG. 16 except that the scintillator layer 93 does not have the columnar crystals 93a. It is.
  • FIG. 19 shows, for example, a CCD-DR type photographing apparatus 100 using a scintillator panel 90.
  • the photographing apparatus 100 has a housing 101.
  • a scintillator panel 90 is installed at one end of the housing 101, a specular reflection plate 102 and an optical lens 103 are installed inside the housing 101, and a light receiving element 104 such as a CCD is installed at the other end of the housing 101.
  • X-rays 96 emitted from the X-ray generation source (X-ray tube) 105 enter the scintillator panel 90, and visible light 97 converted by the scintillator layer 93 is emitted from the surface of the scintillator layer 93.
  • X-ray generation source X-ray tube
  • An X-ray image is projected on the surface of the scintillator layer 93, the X-ray image is reflected by the reflecting plate 102, condensed by the optical lens 103 and irradiated to the light receiving element 104, and the X-ray image is electrically converted by the light receiving element 104. Convert to signal and output.
  • the scintillator layer 93 is a phosphor containing Tl as an activator in CsI which is a halide, and the following (1) (2) ( It has the feature 3).
  • the concentration of the activator in the phosphor is 1.6 mass% ⁇ 0.4 mass%, and the concentration distribution of the activator in the in-plane direction and the film thickness direction of the phosphor is within ⁇ 15%.
  • the concentration distribution of the activator in the in-plane direction and the film thickness direction of the phosphor is within ⁇ 15% at least in the region where the unit film thickness is 200 nm or less, and the uniformity is maintained.
  • the scintillator layer 93 is formed by a vacuum deposition method using two evaporation sources of CsI and TlI, and preferably has a structure of a strip-like columnar crystal 93a.
  • the scintillator layer 93 having the features (1) to (3) defined in the present embodiment for the scintillator panel 90, Afterimage characteristics can be improved with good sensitivity and MTF. Therefore, the scintillator panel 90 can be improved in performance and reliability.

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Abstract

　本実施形態の放射線検出器は、光を電気信号に変換する光電変換基板と、光電変換基板に接して外部から入射した放射線を光に変換するシンチレータ層と、を具備し、シンチレータ層は、ハロゲン化物であるＣｓＩにＴｌを賦活剤として含有する蛍光体であり、蛍光体中の賦活剤の濃度が１．６mass％±０．４mass％でかつ面内方向および膜厚方向の賦活剤の濃度分布が±１５％以内である。

Description

放射線検出器、シンチレータパネルおよびそれらの製造方法
　本発明の実施形態は、放射線を検出する放射線検出器、シンチレータパネルおよびそれらの製造方法に関する。
　新世代のＸ線診断用画像検出器として、アクティブマトリクスや、ＣＣＤおよびＣＭＯＳ等の固体撮像素子を用いた平面形の放射線検出器であるＸ線検出器が注目を集めている。このＸ線検出器にＸ線を照射することにより、Ｘ線撮影像またはリアルタイムのＸ線画像がデジタル信号として出力される。
　Ｘ線検出器は、光を電気信号に変換する光電変換基板、およびこの光電変換基板に接して外部から入射したＸ線を光に変換するシンチレータ層を備えている。そして、入射Ｘ線によりシンチレータ層で変換された光が光電変換基板に到達することで電荷に変換され、この電荷が出力信号として読み出され、所定の信号処理回路等にてデジタル画像信号に変換される。
　また、シンチレータ層にハロゲン化物であるＣｓＩを用いた場合は、ＣｓＩ単体では、入射Ｘ線を可視光に変換することができないことから、一般的な蛍光体と同様に入射Ｘ線に対する光の励起を活性化させるため、賦活剤を含有させている。
　Ｘ線検出器においては、光電変換基板の受光感度のピーク波長が可視光領域の４００nm～７００nm付近に存在することから、シンチレータ層にＣｓＩを用いた場合は、入射Ｘ線により励起された光の波長が５５０nm付近となるＴｌが賦活剤として用いられている。
　シンチレータ層がハロゲン化物であるＣｓＩにＴｌを賦活剤として含有する蛍光体である場合、一般的な賦活剤を含有する蛍光体と同様に、シンチレータ層の特性が賦活剤であるＴｌの濃度および濃度分布に大きな影響を受けることとなる。
　賦活剤を含有するシンチレータ層を有するＸ線検出器において、賦活剤の濃度および濃度分布が適正化されていない場合は、シンチレータ層の特性劣化を招くこととなり、シンチレータ層の発光特性に関連する感度（発光効率）および残像｛ｎ回目のＸ線画像に（ｎ－１）回目以前のＸ線画像の被写体像が残留する現象｝に影響が生じることとなる。
　例えば、Ｘ線画像を用いた診断においては、被写体により撮影条件が大きく異なるため｛入射Ｘ線の線量：０．００８７mGy～０．８７mGy程度（部位によりＸ線透過率が異なるため）｝、（ｎ－１）回目のＸ線画像とｎ回目のＸ線画像の入射Ｘ線の線量に大きな差異が生じることがある。ここで、（ｎ－１）回目とｎ回目のＸ線画像の入射Ｘ線の線量差が（ｎ－１）＞ｎの場合、（ｎ－１）回目のＸ線画像の非被写体部のシンチレータ層の発光特性が、入射Ｘ線の大きなエネルギーにより変化し、ｎ回目のＸ線画像にまで、影響が残留することによって、残像が生じることとなる。
　この残像特性は、Ｘ線画像を用いた診断においては、他のシンチレータ層の特性である感度（発光効率）や解像度（ＭＴＦ）に比べても重要な特性となっている。
　従来、感度（発光効率）や解像度（ＭＴＦ）の向上を目的として、シンチレータ層の賦活剤の濃度や濃度分布を規定しようとした提案がある。
特開２００８－５１７９３号公報
　従来、シンチレータ層の特性向上については感度（発光効率）や解像度（ＭＴＦ）に関するものが多く、残像特性も含めた総合的な特性向上に関するものは少なかった。
　本発明が解決しようとする課題は、シンチレータ層の残像特性も含めた総合的な特性を改善できる放射線検出器やシンチレータパネル、およびそれらの製造方法を提供することである。
　本実施形態の放射線検出器は、光を電気信号に変換する光電変換基板と、光電変換基板に接して外部から入射した放射線を光に変換するシンチレータ層と、を具備し、シンチレータ層は、ハロゲン化物であるＣｓＩにＴｌを賦活剤として含有する蛍光体であり、蛍光体中の賦活剤の濃度が１．６mass％±０．４mass％でかつ面内方向および膜厚方向の賦活剤の濃度分布が±１５％以内である。
一実施形態を示す放射線検出器の第１の構造例の断面図である。 同上放射線検出器の第２の構造例の断面図である。 同上放射線検出器の第３の構造例の断面図である。 同上放射線検出器の第４の構造例の断面図である。 同上放射線検出器の等価回路図である。 同上放射線検出器のシンチレータ層のＴｌ濃度と感度比との相関を示すグラフである。 同上シンチレータ層のＴｌ濃度とＭＴＦ比との相関を示すグラフである。 同上シンチレータ層のＴｌ濃度と残像比との相関を示すグラフである。 同上シンチレータ層の積層周期と感度比との相関を示すグラフである。 同上シンチレータ層の積層周期とＭＴＦ比との相関を示すグラフである。 同上シンチレータ層の積層周期と残像比との相関を示すグラフである。 同上シンチレータ層の形成方法を示す模式図である。 同上放射線検出器で特定の撮影条件下にて撮影したＸ線画像であり、(a)はＴｌ濃度：０．１mass％の場合のＸ線画像、(b)はＴｌ濃度：１．０mass％の場合のＸ線画像、(c)はＴｌ濃度：１．２mass％の場合のＸ線画像、(d)はＴｌ濃度：１．６mass％の場合のＸ線画像、(e)はＴｌ濃度：２．０mass％の場合のＸ線画像である。 同上放射線検出器においてＴｌ濃度：０．１mass％、１．０mass％、１．２mass％、１．６mass％、２．０mass％での各特性を示す表である。 一実施形態を示すシンチレータパネルの第１の構造例の断面図である。 同上シンチレータパネルの第２の構造例の断面図である。 同上シンチレータパネルの第３の構造例の断面図である。 同上シンチレータパネルの第４の構造例の断面図である。 同上シンチレータパネルを用いた撮影装置の断面図である。
　以下、本発明に係る各実施形態を、図１ないし図１９を参照して説明する。
　図１ないし図４において、放射線検出器１の基本構成について説明するとともに、第１ないし第４の構造例を示す。図５には基本構成の等価回路図を示す。
　まず、図１および図５を参照して、放射線検出器としてのＸ線検出器１の第１の構造例を説明する。図１に示すように、Ｘ線検出器１は、間接方式のＸ線平面画像検出器である。このＸ線検出器１は、可視光を電気信号に変換するアクティブマトリクス光電変換基板である光電変換基板２を備えている。
　光電変換基板２は、矩形平板状の透光性を有するガラス等にて形成された絶縁基板としての支持基板３を備えている。この支持基板３の表面には、二次元的でマトリクス状に複数の画素４が互いに間隔をあけて配列され、各画素４毎に、スイッチング素子としての薄膜トランジスタ(ＴＦＴ)５、電荷蓄積用キャパシタ６、画素電極７、およびフォトダイオード等の光電変換素子８が形成されている。
　図５に示すように、支持基板３上には、この支持基板３の行方向に沿った複数の制御ラインとしての制御電極１１が配線されている。これら複数の制御電極１１は、支持基板３上の各画素４間に位置し、この支持基板３の列方向に離間されて設けられている。これら制御電極１１には、薄膜トランジスタ５のゲート電極１２が電気的に接続されている。
　支持基板３上には、この支持基板３の列方向に沿った複数の読出電極１３が配線されている。これら複数の読出電極１３は、支持基板３上の各画素４間に位置し、この支持基板３の行方向に離間されて設けられている。そして、これら複数の読出電極１３には、薄膜トランジスタ５のソース電極１４が電気的に接続されている。また、この薄膜トランジスタ５のドレイン電極１５は、電荷蓄積用キャパシタ６および画素電極７にそれぞれ電気的に接続されている。
　図１に示すように、薄膜トランジスタ５のゲート電極１２は、支持基板３上に島状に形成されている。このゲート電極１２を含む支持基板３上には、絶縁膜２１が積層されて形成されている。この絶縁膜２１は、各ゲート電極１２を覆っている。また、この絶縁膜２１上には、島状の複数の半絶縁膜２２が積層されて形成されている。これら半絶縁膜２２は、半導体にて構成されており、薄膜トランジスタ５のチャネル領域として機能する。そして、これら各半絶縁膜２２は、各ゲート電極１２に対向して配設されており、これら各ゲート電極１２を覆っている。すなわち、これら各半絶縁膜２２は、各ゲート電極１２上に絶縁膜２１を介して設けられている。
　半絶縁膜２２を含む絶縁膜２１上には、島状のソース電極１４およびドレイン電極１５がそれぞれ形成されている。これらソース電極１４およびドレイン電極１５は、互いに絶縁され電気的に接続されていない。また、これらソース電極１４およびドレイン電極１５は、ゲート電極１２上の両側に設けられており、これらソース電極１４およびドレイン電極１５の一端部が半絶縁膜２２上に積層されている。
　図５に示すように、各薄膜トランジスタ５のゲート電極１２は、同じ行に位置する他の薄膜トランジスタ５のゲート電極１２とともに共通の制御電極１１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５のソース電極１４は、同じ列に位置する他の薄膜トランジスタ５のソース電極１４とともに共通の読出電極１３に電気的に接続されている。
　図１に示すように、電荷蓄積用キャパシタ６は、支持基板３上に形成された島状の下部電極２３を備えている。この下部電極２３を含む支持基板３上には絶縁膜２１が積層されて形成されている。この絶縁膜２１は、各薄膜トランジスタ５のゲート電極１２上から各下部電極２３上まで延長している。さらに、この絶縁膜２１上には、島状の上部電極２４が積層されて形成されている。この上部電極２４は、下部電極２３に対向して配設されており、これら各下部電極２３を覆っている。すなわち、これら各上部電極２４は、各下部電極２３上に絶縁膜２１を介して設けられている。そして、この上部電極２４を含む絶縁膜２１上にはドレイン電極１５が積層されて形成されている。このドレイン電極１５は、他端部が上部電極２４上に積層されて、この上部電極２４に電気的に接続されている。
　各薄膜トランジスタ５の半絶縁膜２２、ソース電極１４およびドレイン電極１５と、各電荷蓄積用キャパシタ６の上部電極２４とのそれぞれを含む絶縁膜２１上には、絶縁層２５が積層されて形成されている。この絶縁層２５は、酸化珪素(ＳｉＯ２)等にて形成されており、各画素電極７を取り囲むように形成されている。
　この絶縁層２５の一部には、薄膜トランジスタ５のドレイン電極１５に連通したコンタクトホールとしてのスルーホール２６が開口形成されている。このスルーホール２６を含む絶縁層２５上には、島状の画素電極７が積層されて形成されている。この画素電極７は、スルーホール２６にて薄膜トランジスタ５のドレイン電極１５に電気的に接続されている。
　各画素電極７上には、可視光を電気信号に変換するフォトダイオード等の光電変換素子８が積層されて形成されている。
　また、光電変換基板２の光電変換素子８が形成された表面に、放射線としてのＸ線を可視光に変換するシンチレータ層３１が形成されている。このシンチレータ層３１は、真空蒸着法、スパッタリング法、ＣＶＤ法等の気相成長法で、高輝度蛍光物質であるヨウ化セシウム（ＣｓＩ）等のハロゲン化合物やガドリニウム硫酸化物（ＧＯＳ）等の酸化物系化合物等の蛍光体を、光電変換基板２上に柱状に堆積させることで、成膜されている。そして、シンチレータ層３１は、光電変換基板２の面方向において、複数の短冊状の柱状結晶３２が形成された柱状結晶構造を有するように形成されている。
　また、シンチレータ層３１上には、シンチレータ層３１で変換された可視光の利用効率を高めるための反射層４１が積層されて形成されている。この反射層４１上には、シンチレータ層３１を大気中の水分から保護する保護層４２が積層されて形成されている。この保護層４２上には、絶縁層４３が積層されて形成されている。この絶縁層４３上には、画素４間を遮蔽する格子状のＸ線グリッド４４が形成されている。
　そして、このように構成されたＸ線検出器１において、シンチレータ層３１へと入射した放射線としてのＸ線５１はこのシンチレータ層３１の柱状結晶３２にて可視光５２に変換される。
　この可視光５２は柱状結晶３２内を通じて光電変換基板２の光電変換素子８に到達して電気信号に変換される。光電変換素子８で変換された電気信号は画素電極７に流れ、画素電極７に接続された薄膜トランジスタ５のゲート電極１２が駆動状態となるまで、画素電極７に接続された電荷蓄積用キャパシタ６へと移動して保持されて蓄積される。
　このとき、制御電極１１の１つを駆動状態にすると、この駆動状態となった制御電極１１に接続された１行の薄膜トランジスタ５が駆動状態となる。
　この駆動状態となったそれぞれの薄膜トランジスタ５に接続された電荷蓄積用キャパシタ６に蓄積された電気信号が読出電極１３へと出力される。
　この結果、Ｘ線画像の特定の行の画素４に対応する信号が出力されるため、制御電極１１の駆動制御によって、全てのＸ線画像の画素４に対応する信号を出力でき、この出力信号がデジタル画像信号に変換されて出力される。
　次に、図２を参照してＸ線検出器１の第２の構造例を説明する。なお、Ｘ線検出器１の第１の構造例と同じ符号を用い、同様の構成および作用の説明は省略する。
　光電変換基板２の構造および作用は第１の構造例と同じである。
　光電変換基板２上に接合層６１を介してシンチレータパネル６２が接合されている。シンチレータパネル６２は、Ｘ線５１を透過する支持基板６３を有している。この支持基板６３上に光を反射する反射層４１が形成され、この反射層４１上に短冊状の複数の柱状結晶３２を有するシンチレータ層３１が形成され、このシンチレータ層３１上にシンチレータ層３１を密閉する保護層４２が積層されて形成されている。さらに、支持基板６３上に画素４間を遮蔽する格子状のＸ線グリッド４４が形成されている。
　そして、このように構成されたＸ線検出器１において、シンチレータパネル６２のシンチレータ層３１へと入射したＸ線５１はこのシンチレータ層３１の柱状結晶３２にて可視光５２に変換される。
　この可視光５２は柱状結晶３２内を通じて光電変換基板２の光電変換素子８に到達して電気信号に変換され、上述したようにデジタル画像信号に変換されて出力される。
　次に、図３を参照してＸ線検出器１の第３の構造例を説明する。Ｘ線検出器１の第３の構造例は、図１に示したＸ線検出器１の第１の構造例と比較して、シンチレータ層３１が柱状結晶３２を有していないだけで、他の構成は同様である。
　次に、図４を参照してＸ線検出器１の第４の構造例を説明する。Ｘ線検出器１の第４の構造例は、図２に示したＸ線検出器１の第２の構造例と比較して、シンチレータ層３１が柱状結晶３２を有していないだけで、他の構成は同様である。
　そして、図１ないし図４に示される構造のＸ線検出器１において、シンチレータ層３１は、ハロゲン化物であるＣｓＩにＴｌを賦活剤として含有する蛍光体であり、さらに次の(１)(２)(３)の特徴を有している。
　(１)：蛍光体中の賦活剤の濃度が１．６mass％±０．４mass％で、かつ蛍光体の面内方向および膜厚方向における賦活剤の濃度分布が±１５％以内である。
　(２)：少なくとも単位膜厚２００nm以下の領域において、蛍光体の面内方向および膜厚方向における賦活剤の濃度分布が±１５％以内であり、均一性が維持されている。
　(３)：シンチレータ層３１は、ＣｓＩとＴｌＩの２つの蒸発源を用いた真空蒸着法により形成され、かつ好ましくは短冊状の柱状結晶３２の構造を有している。
　ここで、図１に示される第１の構造例のＸ線検出器１において、シンチレータ層３１の膜厚：６００μm、賦活剤：Ｔｌとし、シンチレータ層３１中のＴｌ濃度と各特性の相関を試験した結果を図６ないし図８に示す。また、シンチレータ層３１中のＴｌ濃度を一定とした場合の、シンチレータ層３１の積層周期｛単位膜厚（基板１回転当りの形成膜厚）の形成周期｝と各特性の相関を試験した結果を図９ないし図１１に示す。
　図６はシンチレータ層３１中のＴｌ濃度と感度比との相関を示したものである。試験条件については入射Ｘ線を７０kV－０．００８７mGyとする。感度比はシンチレータ層３１中のＴｌ濃度が０．１mass％の場合の感度を基準とした比率である。各試験サンプルのシンチレータ層形成条件（シンチレータ層３１中のＴｌ濃度を除く）は同一である。そして、図６に示すように、シンチレータ層３１中のＴｌ濃度が１．４mass％～１．８mass％近辺において最も感度が向上した。
　図７はシンチレータ層３１中のＴｌ濃度と解像度であるＭＴＦ比との相関を示したものである。試験条件については入射Ｘ線を７０kV－０．００８７mGyとする。ＭＴＦ比はシンチレータ層３１中のＴｌ濃度が０．１mass％の場合のＭＴＦ（at ２Lp/mm）を基準とした比率である。各試験サンプルのシンチレータ層形成条件（シンチレータ層３１中のＴｌ濃度を除く）は同一である。そして、図７に示すように、シンチレータ層３１中のＴｌ濃度が２．０mass％付近までは略一定となった。
　図８はシンチレータ層３１中のＴｌ濃度と残像比との相関を示したものである。試験条件は、（ｎ－１）回目とｎ回目のＸ線画像の入射Ｘ線の線量差を（ｎ－１）＞ｎとし、（ｎ－１）回目のＸ線画像では入射Ｘ線：７０kV－０．８７mGy、被写体：鉛板（板厚３mm）、Ｘ線画像取得間隔：６０secとし、ｎ回目のＸ線画像では入射Ｘ線：７０kV－０．００８７mGy、被写体：無し、Ｘ線画像取得間隔：６０secとする。さらに、残像比は、シンチレータ層３１中のＴｌ濃度が０．１mass％の場合の残像を基準とした比率であり、各試験サンプルのシンチレータ層形成条件（シンチレータ層３１中のＴｌ濃度を除く）は同一である。そして、図８に示すように、シンチレータ層３１中のＴｌ濃度が１．６mass％近辺において残像が最小レベルとなった。さらに、残像比が０．５（好ましくは０．４）以下の領域であって、シンチレータ層３１中のＴｌ濃度が１．６mass％±０．４mass％の領域では、残像が確認されなかった。
　図９はシンチレータ層３１の積層周期と感度比との相関を示したものである。試験条件については、入射Ｘ線を７０kV－０．００８７mGy、シンチレータ層３１中のＴｌ濃度を０．１mass％とする。感度比はシンチレータ層３１の積層周期が２００nmの場合の感度を基準とした比率である。各試験サンプルのシンチレータ層形成条件（シンチレータ層３１中のＴｌ濃度を除く）は同一である。
　図１０はシンチレータ層３１の積層周期とＭＴＦ比との相関を示したものである。試験条件については、入射Ｘ線を７０kV－０．００８７mGy、シンチレータ層３１中のＴｌ濃度を０．１mass％とする。ＭＴＦ比はシンチレータ層３１の積層周期が２００nmの場合のＭＴＦ（at ２Lp/mm）を基準とした比率である。各試験サンプルのシンチレータ層形成条件（シンチレータ層３１中のＴｌ濃度を除く）は同一である。
　図１１はシンチレータ層３１の積層周期と残像比との相関を示したものである。試験条件は、（ｎ－１）回目とｎ回目のＸ線画像の入射Ｘ線の線量差を（ｎ－１）＞ｎとし、（ｎ－１）回目のＸ線画像では入射Ｘ線：７０kV－０．８７mGy、被写体：鉛板（板厚３mm）、Ｘ線画像取得間隔：６０secとし、ｎ回目のＸ線画像では入射Ｘ線：７０kV－０．００８７mGy、被写体：無し、Ｘ線画像取得間隔：６０secとする。さらに、シンチレータ層３１中のＴｌ濃度を０．１mass％とする。残像比はシンチレータ層３１の積層周期が２００nmの場合の残像を基準とした比率である。各試験サンプルのシンチレータ層形成条件（シンチレータ層３１中のＴｌ濃度を除く）は同一である。
　そして、図９ないし図１１に示すように、シンチレータ層３１の積層周期が２００nm以上の領域では、各特性が劣化する傾向となった。
　シンチレータ層３１の発光波長のピーク波長は５５０nm付近であるが、シンチレータ層３１の母材であるＣｓＩの屈折率が１．８であるため、シンチレータ層３１内を伝播する発光波長のピーク波長をλ１とすると、屈折率と波長との関係から、λ１＝５５０nm／１．８＝３０６nmと見なせる。従って、図９ないし図１１の結果は、シンチレータ層３１の積層周期がλ１よりも大きい場合は、シンチレータ層３１の結晶性のばらつき、およびシンチレータ層３１中のＴｌ濃度のばらつき等に伴う光学特性の劣化（散乱・減衰等）の影響を受ける可能性が高くなることに起因すると考えられる。
　また、図８に示されるように、シンチレータ層３１である蛍光体中の賦活剤の濃度が１．６mass％近辺において残像が最小レベルとなり、残像比が０．５（好ましくは０．４）以下となる１．６mass％±０．４mass％の領域では残像が確認されなかった。また、図６および図７に示されるように、１．６mass％±０．４mass％の領域では感度およびＭＴＦの各特性も良好であるため、賦活剤の濃度は１．６mass％±０．４mass％の領域が好ましい。
　そして、図６ないし図８に示されるように、シンチレータ層３１中のＴｌ濃度が１．６mass％±０．４mass％の領域では、各特性が安定状態に近いため、シンチレータ層３１中のＴｌ濃度が変動（±１５％程度）しても、各特性の変動は小さいこととなる。
　また、蛍光体中の賦活剤の濃度が１．６mass％±０．４mass％の領域にあっても、蛍光体の面内方向および膜厚方向における賦活剤の濃度分布に大きな偏りがあれば、各特性が大きく変動してしまいやすい。このため、蛍光体の面内方向および膜厚方向における賦活剤の濃度分布が±１５％以内にあることが好ましい。この賦活剤の濃度分布が±１５％程度の変動範囲内であれば、各特性の変動は小さく影響は少ない。
　したがって、上記(１)の特徴のように、蛍光体中の賦活剤の濃度が１．６mass％±０．４mass％で、かつ蛍光体の面内方向および膜厚方向における賦活剤の濃度分布が±１５％以内であることが好ましい。
　また、蛍光体の少なくとも単位膜厚２００nm以下の領域において、蛍光体の面内方向および膜厚方向における賦活剤の濃度分布に大きな偏りがあれば、各特性が大きく変動してしまいやすい。このため、上記(２)の特性のように、単位膜厚２００nm以下の領域においても、蛍光体の面内方向および膜厚方向における賦活剤の濃度分布が±１５％以内であることが好ましい。
　ここで、シンチレータ層３１の形成方法の模式図を図１２に示す。真空チャンバ７１内に基板７２（光電変換基板２または支持基板６３に該当する）を配置し、この基板７２を回転させながら、真空チャンバ７１内に設置されているＣｓＩの蒸発源７３からの蒸発粒とＴｌＩの蒸発源７４からの蒸発粒を基板７２の積層面に蒸着する真空蒸着法により、シンチレータ層３１の膜を積層形成する。
　このとき、基板７２の回転周期とＣｓＩおよびＴｌＩの蒸発とを制御すれば、シンチレータ層３１の積層周期当りの面内方向および膜厚方向のＴｌ濃度分布を任意に制御することができる。そのため、シンチレータ層３１の形成時において、シンチレータ層３１の積層周期当りの面内方向および膜厚方向のＴｌ濃度分布の均一性を確保すれば、シンチレータ層３１の全体の面内方向および膜厚方向のＴｌ濃度分布の均一性も確保されることとなる。
　よって、ハロゲン化物であるＣｓＩにＴｌを賦活剤として含有する蛍光体からなるシンチレータ層３１に、上記(１)～(３)の特徴を付与すれば、シンチレータ層３１の特性の改善、特に残像特性の改善ができる。
　また、図１に示される第１の構造例のＸ線検出器１の実施例について説明する。この実施例では、シンチレータ層３１の膜厚：６００μm、シンチレータ層３１の積層周期：１５０nm、シンチレータ層３１の面内方向および膜厚方向の賦活剤の濃度分布：±１５％、賦活剤：Ｔｌとし、シンチレータ層３１中の賦活剤の濃度：０．１mass％、１．０mass％、１．２mass％、１．６mass％、２．０mass％の５つのサンプルを作成する。
　これら５つのサンプルについて、特定の撮影条件下にて被写体を撮影し、所定の画像処理条件にて撮影画像を処理した場合のＸ線画像（ｎ回目）を図１３(a)(b)(c)(d)(e)に示すとともに、特性の結果を図１４の表に示す。図１４において、感度比、ＭＴＦ比、残像比は、シンチレータ層３１中のＴｌ濃度が０．１mass％の場合を基準とした値である。
　撮影条件は、（ｎ－１）回目とｎ回目のＸ線画像の入射Ｘ線の線量差を（ｎ－１）＞ｎとし、（ｎ－１）回目のＸ線画像では入射Ｘ線：７０kV－０．８７mGy、被写体：鉛板（板厚３mm）、Ｘ線画像取得間隔：６０secとし、ｎ回目のＸ線画像では入射Ｘ線：７０kV－０．００８７mGy、被写体：無し、Ｘ線画像取得間隔：６０secとする。
　画像処理条件は、フラットフィールド補正（Flat Field Correction）：有り、ウィンドウ処理：有り（画像のヒストグラム平均値±１０％）とする。
　図１３(a)および(b)に示すように、賦活剤の濃度が０．１mass％および１．０mass％では、図中破線で囲む範囲に残像が確認されるが、図１３(c)(d)(e)に示すように、賦活剤の濃度が１．２mass％、１．６mass％、２．０mass％では、図中破線で囲む範囲に残像は確認されなかった。
　したがって、シンチレータ層３１に本実施形態で規定される上記(１)～(３)の特徴を付与すれば、感度やＭＴＦも良好な状態で残像特性を改善できるため、Ｘ線検出器１の高性能化と信頼性の向上が可能となる。
　次に、本発明に係るシンチレータ層をシンチレータパネルに用いた実施形態について説明する。
　図１５ないし図１９において、シンチレータパネル９０の基本構成について説明するとともに、第１ないし第４の構造例を示す。
　まず、図１５を参照して、シンチレータパネル９０の第１の構造例を説明する。シンチレータパネル９０は、放射線としてのＸ線を透過する支持基板９１を有している。この支持基板９１上に光を反射する反射層９２が形成され、この反射層９２上に放射線を可視光に変換するシンチレータ層９３が形成され、このシンチレータ層９３上にシンチレータ層９３を密閉する保護層９４が積層されて形成されている。
　支持基板９１は、遷移金属元素よりも軽元素を主成分とし、Ｘ線の透過率がよい物質から構成されている。
　反射層９２は、反射率の高いＡｌ、Ｎｉ、Ｃｕ、Ｐｄ、Ａｇ等の金属材料が用いられ、シンチレータ層９３で発生した光を支持基板９１とは反対方向へ反射させて光利用効率を高める。
　シンチレータ層９３は、例えば真空蒸着法、スパッタリング法、ＣＶＤ法等の気相成長法で、高輝度蛍光物質であるヨウ化セシウム（ＣｓＩ）等のハロゲン化合物やガドリニウム硫酸化物（ＧＯＳ）等の酸化物系化合物等の蛍光体を、支持基板９１上に柱状に堆積させることで、成膜されている。そして、シンチレータ層９３は、支持基板９１の面方向において、複数の短冊状の柱状結晶９３ａが形成された柱状結晶構造に形成されている。
　そして、このように構成されたシンチレータパネル９０において、支持基板９１側からシンチレータ層９３へと入射した放射線としてのＸ線９６がこのシンチレータ層９３の柱状結晶９３ａにて可視光９７に変換され、支持基板９１とは反対側のシンチレータ層９３の表面（保護層９４の表面）から可視光９７が出射する。
　また、図１６にシンチレータパネル９０の第２の構造例を示す。シンチレータパネル９０の第２の構造例は、図１５に示したシンチレータパネル９０の第１の構造例と比較して、反射層９２を備えていないだけで、他の構成は同様である。
　また、図１７にシンチレータパネル９０の第３の構造例を示す。シンチレータパネル９０の第３の構造例は、図１５に示したシンチレータパネル９０の第１の構造例と比較して、シンチレータ層９３が柱状結晶９３ａを有していないだけで、他の構成は同様である。
　また、図１８にシンチレータパネル９０の第４の構造例を示す。シンチレータパネル９０の第４の構造例は、図１６に示したシンチレータパネル９０の第２の構造例と比較して、シンチレータ層９３が柱状結晶９３ａを有していないだけで、他の構成は同様である。
　また、図１９にはシンチレータパネル９０を用いた例えばＣＣＤ－ＤＲ方式の撮影装置１００を示す。撮影装置１００は、筐体１０１を有する。この筐体１０１の一端にシンチレータパネル９０が設置され、筐体１０１の内部に鏡面の反射板１０２および光学レンズ１０３が設置され、筐体１０１の他端に例えばＣＣＤ等の受光素子１０４が設置されている。そして、Ｘ線発生源（Ｘ線管）１０５から放射されたＸ線９６がシンチレータパネル９０に入射し、シンチレータ層９３で変換された可視光９７がシンチレータ層９３の表面から出射される。このシンチレータ層９３の表面にＸ線像が映し出され、このＸ線像を反射板１０２で反射するとともに光学レンズ１０３で集光して受光素子１０４に照射し、受光素子１０４でＸ線像を電気信号に変換して出力する。
　そして、図１５ないし図１９に示される構造のシンチレータパネル９０において、シンチレータ層９３は、ハロゲン化物であるＣｓＩにＴｌを賦活剤として含有する蛍光体であり、さらに次の(１)(２)(３)の特徴を有している。
　(１)：蛍光体中の賦活剤の濃度が１．６mass％±０．４mass％で、かつ蛍光体の面内方向および膜厚方向における賦活剤の濃度分布が±１５％以内である。
　(２)：少なくとも単位膜厚２００nm以下の領域において、蛍光体の面内方向および膜厚方向における賦活剤の濃度分布が±１５％以内であり、均一性が維持されている。
　(３)：シンチレータ層９３は、ＣｓＩとＴｌＩの２つの蒸発源を用いた真空蒸着法により形成され、かつ好ましくは短冊状の柱状結晶９３ａの構造を有している。
　図６ないし図１１を用いた説明において述べたとおり、本実施形態で規定される上記（１）～（３）の特徴を有するシンチレータ層９３を、シンチレータパネル９０に用いることで、シンチレータパネル９０の感度やＭＴＦを良好な状態で、残像特性を改善できる。このため、シンチレータパネル９０の高性能化と信頼性の向上が可能となる。
　シンチレータ層９３の形成方法については、図１２を用いて説明したシンチレータ層３１の形成方法と同様の方法を採用することが可能である。
　本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。
　１ Ｘ線検出器
　２ 光電変換基板
　３ 支持基板
　４ 画素
　５ 薄膜トランジスタ
　６ 電荷蓄積用キャパシタ
　７ 画素電極
　８ 光電変換素子
 １１ 制御電極
 １２ ゲート電極
 １３ 読出電極
 １４ ソース電極
 １５ ドレイン電極
 ２１ 絶縁膜
 ２２ 半絶縁膜
 ２３ 下部電極
 ２４ 上部電極
 ２５ 絶縁層
 ２６ スルーホール
 ３１ シンチレータ層
 ３２ 柱状結晶
 ４１ 反射層
 ４２ 保護層
 ４３ 絶縁層
 ４４ Ｘ線グリッド
 ５１ Ｘ線
 ５２ 可視光
 ６１ 接合層
 ６２ シンチレータパネル
 ６３ 支持基板
 ７１ 真空チャンバ
 ７２ 基板
 ７３ 蒸発源
 ７４ 蒸発源
 ９０ シンチレータパネル
 ９１ 支持基板
 ９２ 反射層
 ９３ シンチレータ層
 ９３ａ 柱状結晶
 ９４ 保護層
 ９６ Ｘ線
 ９７ 可視光
１００ 撮影装置
１０１ 筐体
１０２ 反射板
１０３ 光学レンズ
１０４ 受光素子
１０５ Ｘ線発生源

Claims (9)

  1. 　光を電気信号に変換する光電変換基板と、
    　前記光電変換基板に接して外部から入射した放射線を光に変換するシンチレータ層と、
    　を具備し、
    　前記シンチレータ層は、ハロゲン化物であるＣｓＩにＴｌを賦活剤として含有する蛍光体であり、前記蛍光体中の前記賦活剤の濃度が１．６mass％±０．４mass％でかつ面内方向および膜厚方向の前記賦活剤の濃度分布が±１５％以内である
    　ことを特徴とする放射線検出器。
  2. 　前記シンチレータ層は、単位膜厚２００nm以下の領域において、面内方向および膜厚方向の前記賦活剤の濃度分布が±１５％以下である
    　ことを特徴とする請求項１記載の放射線検出器。
  3. 　前記シンチレータ層は、柱状結晶構造を有する
    　ことを特徴とする請求項１記載の放射線検出器。
  4. 　光を電気信号に変換する光電変換基板と、前記光電変換基板に接して外部から入射した放射線を光に変換するシンチレータ層と、を具備する放射線検出器の製造方法であって、
    　前記シンチレータ層は、ハロゲン化物であるＣｓＩにＴｌを賦活剤として含有する蛍光体であり、
    　前記蛍光体中の前記賦活剤の濃度が１．６mass％±０．４mass％でかつ面内方向および膜厚方向の前記賦活剤の濃度分布が±１５％以内となるように、ＣｓＩとＴｌとを材料源とした気相成長法により前記シンチレータ層を形成する
    　ことを特徴とする放射線検出器の製造方法。
  5. 　放射線を透過する支持基板と、
    　前記支持基板に接して外部から入射した放射線を光に変換するシンチレータ層と、
    　を具備し、
    　前記シンチレータ層は、ハロゲン化物であるＣｓＩにＴｌを賦活剤として含有する蛍光体であり、前記蛍光体中の前記賦活剤の濃度が１．６mass％±０．４mass％でかつ面内方向および膜厚方向の前記賦活剤の濃度分布が±１５％以内である
    　ことを特徴とするシンチレータパネル。
  6. 　前記シンチレータ層は、単位膜厚２００nm以下の領域において、面内方向および膜厚方向の前記賦活剤の濃度分布が±１５％以下である
    　ことを特徴とする請求項５記載のシンチレータパネル。
  7. 　前記シンチレータ層は、柱状結晶構造を有する
    　ことを特徴とする請求項５記載のシンチレータパネル。
  8. 　前記支持基板は、遷移金属元素よりも軽元素を主成分とする物質から構成されている
    　ことを特徴とする請求項５記載のシンチレータパネル。
  9. 　放射線を透過する支持基板と、前記支持基板に接して外部から入射した放射線を光に変換するシンチレータ層と、を具備するシンチレータパネルの製造方法であって、
    　前記シンチレータ層は、ハロゲン化物であるＣｓＩにＴｌを賦活剤として含有する蛍光体であり、
    　前記蛍光体中の前記賦活剤の濃度が１．６mass％±０．４mass％でかつ面内方向および膜厚方向の前記賦活剤の濃度分布が±１５％以内となるように、ＣｓＩとＴｌとを材料源とした気相成長法により前記シンチレータ層を形成する
    　ことを特徴とするシンチレータパネルの製造方法。
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