WO2017082337A1 - セラミックシンチレータアレイとその製造方法、放射線検出器、および放射線検査装置 - Google Patents

セラミックシンチレータアレイとその製造方法、放射線検出器、および放射線検査装置 Download PDF

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scintillator array
ceramic scintillator
transparent resin
ceramic
scintillator
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PCT/JP2016/083348
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一光 森本
福田　幸洋
斉藤　昭久
弘康 近藤
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株式会社 東芝
東芝マテリアル株式会社
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Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to a ceramic scintillator array and a manufacturing method thereof, a radiation detector, and a radiation inspection apparatus.
  • a radiation inspection apparatus such as an X-ray tomography apparatus (hereinafter referred to as X-ray CT apparatus) is performed.
  • X-ray CT apparatus an X-ray tube (X-ray source) that irradiates a fan-shaped fan beam X-ray and an X-ray detector including a large number of X-ray detection elements are opposed to each other with the tomographic plane of the object to be inspected as the center. Arranged and configured.
  • X-ray CT apparatus fan beam X-rays are irradiated from an X-ray tube while rotating the object to be inspected, and X-ray absorption data transmitted through the object to be inspected are collected by an X-ray detector. Thereafter, the tomographic image is reproduced by analyzing the X-ray absorption data with a computer.
  • Detection elements using solid scintillators are widely used in radiation detectors of X-ray CT apparatuses. In a radiation detector having a detection element using a solid scintillator, it is easy to reduce the size of the detection element and increase the number of channels, so that the resolution of an X-ray CT apparatus or the like can be further increased.
  • Radiation inspection apparatuses such as X-ray CT apparatuses are used in various fields such as medical use and industrial use.
  • a multi-slice type apparatus is known in which detection elements such as photodiodes are two-dimensionally arranged vertically and horizontally and a scintillator array is mounted thereon.
  • detection elements such as photodiodes are two-dimensionally arranged vertically and horizontally and a scintillator array is mounted thereon.
  • a radiation detector mounted on a radiation inspection apparatus includes detection elements arranged in a plurality of rows and columns, and a scintillator segment is provided for each detection element.
  • X-rays incident on the scintillator segment are converted into visible light, and the visible light is converted into an electrical signal by a detection element to form an image.
  • the detection elements are downsized, and the pitch between adjacent detection elements is narrowed. Along with these, the size of the scintillator segment is also reduced.
  • rare earth oxysulfide-based phosphor ceramics have high luminous efficiency and have characteristics suitable for use in the scintillator segment. For this reason, radiation combining ceramic scintillator segments processed by cutting or grooving from sintered bodies (ingots) of rare earth oxysulfide phosphor ceramics, which are scintillator materials, and photodiodes as detection elements Detectors are becoming popular.
  • a ceramic scintillator made of a sintered body of a gadolinium oxysulfide phosphor is known.
  • a ceramic scintillator array is produced as follows, for example. First, a rare earth oxysulfide phosphor powder, which is a scintillator material, is formed into an appropriate shape and sintered to form a sintered body (ingot). The sintered body of the scintillator material is subjected to cutting processing such as cutting or grooving to form scintillator segments corresponding to a plurality of detection elements. Further, a scintillator array is fabricated by forming a reflective layer between these scintillator segments and integrating them.
  • the dimensional accuracy of the ceramic scintillator array affects the resolution of the CT diagnostic image. Furthermore, a temperature of up to 50 ° C. is applied to the radiation detector mounted on the X-ray CT apparatus. In a scintillator array having a reflective layer containing a resin, expansion of the reflective layer due to heating and contraction due to temperature decrease occur, and a minute dimensional change between adjacent scintillator segments, that is, a segment pitch shift, a scintillator array warpage As a result, variations in outer dimensions and the like are born. These cause the resolution of the diagnostic image of the radiation detector to deteriorate.
  • the radiation detector mounted on the X-ray CT apparatus is subjected to X-ray exposure during operation.
  • the resin contained in the reflective layer constituting the scintillator array is discolored, resulting in a decrease in light output.
  • the thermal expansion coefficient of the resin contained in the reflective layer of the scintillator array fluctuates due to the influence of temperature and humidity, resulting in segment pitch deviation. Dimensional changes of the scintillator array, such as warpage of the scintillator array and variations in external dimensions, occur.
  • JP 2012-187137 A Japanese Patent No. 4959877
  • the problem to be solved by the present invention is to reduce the dimensional accuracy due to changes in segment pitch, external dimensions, warpage, etc. so as to be able to cope with downsizing of the radiation detector while maintaining excellent light output.
  • An object of the present invention is to provide a ceramic scintillator array and a method for manufacturing the same, which can suppress variation in dimensional accuracy. It is another object of the present invention to provide a radiation detector and a radiation inspection apparatus that improve resolution and image accuracy by using such a ceramic scintillator array, thereby improving medical diagnostic ability and nondestructive inspection accuracy.
  • the ceramic scintillator array of the embodiment includes a plurality of scintillator segments made of a sintered body of a rare earth oxysulfide phosphor, and a reflective layer interposed between adjacent scintillator segments so as to integrate the plurality of scintillator segments. It has.
  • the reflective layer contains a transparent resin and reflective particles dispersed in the transparent resin.
  • the reflective particles include titanium oxide and at least one inorganic substance selected from the group consisting of alumina, zirconia, and silica.
  • the glass transition point of the transparent resin is 50 ° C. or higher, and the thermal expansion coefficient of the transparent resin at a temperature higher than the glass transition point is 3.5 ⁇ 10 ⁇ 5 / ° C. or lower.
  • FIG. 1 is a sectional view showing a ceramic scintillator array of the embodiment
  • FIG. 2 is a plan view showing the ceramic scintillator array of the embodiment.
  • 1 is a scintillator array
  • 2 is a scintillator segment
  • 3 is a reflective layer.
  • the scintillator array 1 has a plurality of scintillator segments 2.
  • a reflective layer 3 is interposed between the adjacent scintillator segments 2.
  • the reflective layer 3 is bonded to each adjacent scintillator segment 2.
  • the plurality of scintillator segments 2 are integrated with a reflective layer 3 adhered to them. That is, the scintillator array 1 has a structure in which a plurality of scintillator segments 2 are integrated by the reflective layer 3.
  • the scintillator array 1 has either a structure in which a plurality of scintillator segments 2 are arranged in a line, or a structure in which a predetermined number of scintillator segments 2 are two-dimensionally arranged in the vertical and horizontal directions as shown in FIG. You may have.
  • the reflective layer 3 is provided between the scintillator segments 2 in the vertical direction and the horizontal direction.
  • the number of scintillator segments 2 is appropriately set according to the structure and resolution of a radiation detector such as an X-ray detector.
  • the scintillator segment 2 is made of a sintered body of a rare earth oxysulfide phosphor.
  • a rare earth oxysulfide phosphor ceramic a rare earth oxysulfide phosphor containing praseodymium (Pr) as an activator is exemplified.
  • the rare earth oxysulfide constituting the phosphor ceramic include oxysulfides of rare earth elements such as yttrium (Y), gadolinium (Gd), lanthanum (La), and lutetium (Lu).
  • the scintillator segment 2 is General formula: RE 2 O 2 S: Pr (1) (Wherein RE represents at least one element selected from the group consisting of Y, Gd, La, and Lu) It is preferable that it is comprised with the rare earth oxysulfide fluorescent substance ceramics (scintillator material) which has a composition represented by these.
  • Gd in particular has a large X-ray absorption coefficient and contributes to the improvement of the light output of the ceramic scintillator array 1. Therefore, it is more preferable to use a Gd 2 O 2 S: Pr phosphor for the scintillator segment 2 of the embodiment.
  • a part of Gd may be replaced with other rare earth elements. At this time, the amount of substitution of Gd by other rare earth elements is preferably 10 mol% or less.
  • the rare earth oxysulfide phosphor ceramic (scintillator material) is used as an activator for increasing the light output of the rare earth oxysulfide phosphor ceramic (scintillator material). Pr can further reduce afterglow compared to other activators. Therefore, the rare earth oxysulfide phosphor ceramic (scintillator material) containing Pr as an activator is effective as the fluorescence generating means of the radiation detector.
  • the content of Pr in the rare earth oxysulfide phosphor ceramic is preferably in the range of 0.001 to 10 mol% relative to (RE 2 O 2 S, such as, for example, Gd 2 O 2 S) phosphor matrix . If the Pr content exceeds 10 mol%, the light output is reduced. When the Pr content is less than 0.001 mol%, the effect as the main activator cannot be sufficiently obtained.
  • the Pr content is more preferably in the range of 0.01 to 1 mol%.
  • At least one element selected from the group consisting of Ce, Zr, and P is contained in a small amount as a coactivator. You may let them. These elements are effective in suppressing exposure deterioration and afterglow.
  • the total content of these coactivators is preferably in the range of 0.00001 to 0.1 mol% with respect to the phosphor matrix.
  • the scintillator sintered body forming the scintillator segment 2 of the embodiment is preferably made of a high-purity rare earth oxysulfide phosphor ceramic (scintillator material). Since impurities cause a decrease in scintillator sensitivity, it is preferable to reduce the amount of impurities as much as possible. In particular, since phosphate groups (PO 4 ) cause a decrease in sensitivity, the content is preferably 150 ppm or less. When the density is increased by using fluoride or the like as a sintering aid, the sintering aid remains as an impurity, resulting in a decrease in sensitivity.
  • fluoride or the like as a sintering aid
  • the scintillator segment 2 is made of a sintered body having a cubic shape or a rectangular parallelepiped shape.
  • the volume of the scintillator segment 2 is preferably 1 mm 3 or less.
  • the vertical (L), horizontal (S), and thickness (T) sizes of the scintillator segment 2 are not necessarily limited, but are preferably 1 mm or less.
  • the width (W) of the reflective layer 3 can be reduced to 100 ⁇ m or less, and further to 50 ⁇ m or less.
  • the reflective layer 3 that integrates a plurality of scintillator segments 2 contains a transparent resin and reflective particles dispersed in the transparent resin.
  • a resin having a glass transition point (transition temperature) of 50 ° C. or higher is used as the transparent resin. Since the temperature during the manufacturing process of the X-ray CT apparatus, the temperature during use of the X-ray CT apparatus, and the temperature of the storage environment of the X-ray CT apparatus are all about 18 to 50 ° C, the glass transition point of the transparent resin If the temperature is 50 ° C.
  • the glass transition point of the transparent resin constituting the reflective layer 3 is more preferably higher than 50 ° C, more preferably 60 ° C or higher, and particularly preferably 85 ° C or higher.
  • the thermal expansion coefficient (linear expansion coefficient) at a temperature exceeding the glass transition point is 3.5 ⁇ 10 ⁇ 5 / ° C. or less.
  • the coefficient of thermal expansion at a temperature exceeding the glass transition point of the transparent resin exceeds 3.5 ⁇ 10 ⁇ 5 / ° C.
  • the finished dimensions of the scintillator array change depending on the temperature in the manufacturing process of the X-ray CT apparatus (segment pitch deviation , Warping of the scintillator array, variation in outer dimensions).
  • the coefficient of thermal expansion at a temperature exceeding the glass transition point of the transparent resin is more preferably 2.5 ⁇ 10 ⁇ 5 / ° C. or less.
  • the thermal expansion coefficient at a temperature lower than the glass transition point of the transparent resin is preferably 2.1 ⁇ 10 ⁇ 5 / ° C. or less, and more preferably 1.6 ⁇ 10 ⁇ 5 / ° C. or less.
  • the transparent resin preferably has a molecular structure including a cyclo structure that does not include a double structure (double bond).
  • the molecular structure of the transparent resin constituting the reflective layer 3 includes a double structure, the glass transition point tends to be less than 50 ° C., and the scintillator array 1 is exposed to an X-ray exposure dose for 10 years.
  • the transparent resin turns yellow and the reflectance of the reflective layer 3 tends to decrease.
  • the decrease amount may exceed, for example, 250%.
  • the transparent resin constituting the reflective layer 3 is preferably an epoxy resin having an aliphatic skeleton.
  • an epoxy resin having an aliphatic skeleton By using an epoxy resin having an aliphatic skeleton, the above-described glass transition point and the thermal expansion coefficient at a temperature exceeding the glass transition point can be easily satisfied.
  • the epoxy resin as the transparent resin preferably has a molecular structure including the above-described cyclo structure. By using such an epoxy resin, it becomes easy to raise the glass transition point, and it becomes easy to reduce the thermal expansion coefficient at a temperature exceeding the glass transition point.
  • the transparent resin is preferably a room temperature curable two-component epoxy resin.
  • the reflective particles dispersed in the transparent resin are titanium oxide (TiO 2 ), alumina (Al 2 O 3 ), zirconia (ZrO 2 ), and silica (SiO 2 ). And at least one inorganic substance selected from the group consisting of:
  • TiO 2 titanium oxide
  • Al 2 O 3 alumina
  • ZrO 2 zirconia
  • SiO 2 silica
  • the reflective particles preferably have a double mountain type particle size distribution. That is, the reflective particles preferably have a particle size distribution having a first particle size peak and a second particle size peak. Further, in the particle size distribution of the reflective particles, the first particle size peak is preferably in the range of 200 to 350 nm, and the second particle size peak is preferably in the range of 750 to 1000 nm.
  • the particle size distribution of the reflective particles is a single peak type, the reflection efficiency of the reflective layer 3 with respect to light having a wavelength of 512 nm tends to be lowered.
  • the reflective efficiency of the reflective layer 3 can be increased by using the reflective particles having the above-described two-crest type particle size distribution. Specifically, it is preferable that the reflection efficiency of the reflection layer 3 with respect to light having a wavelength of 512 nm is 90% or more, whereby variation in light output of the ceramic scintillator array 1 can be reduced.
  • the mass ratio of the reflective particles is less than 40%, the reflection efficiency of the reflection layer 3 is lowered, and the reflection efficiency of the reflection layer 3 with respect to light having a wavelength of 512 nm tends to be lower than 90%.
  • the mass ratio of the reflective particles exceeds 85%, the reflection efficiency of the reflective layer 3 does not change. However, since the mass ratio of the transparent resin is relatively reduced, it is difficult to stably solidify the reflective layer 3.
  • the transparent resin constituting the reflective layer 3 has little discoloration due to X-ray exposure, it is possible to suppress a decrease in light output of the ceramic scintillator array 1 due to discoloration of the transparent resin.
  • the decrease in the light output of the ceramic scintillator array 1 due to the X-ray exposure equivalent to 10 years can be made within 25%.
  • the ceramic scintillator array 1 of the embodiment is manufactured as follows, for example. First, an uncured resin composition (uncured transparent resin) constituting the reflective particles and the transparent resin is prepared, and these are mixed to prepare a mixture. Next, a plurality of scintillator segments 2 processed into a predetermined shape are arranged at regular intervals. The mixture of the above-described reflective particles and the uncured resin composition is applied or filled between adjacent scintillator segments 2.
  • the uncured resin composition preferably has a viscosity of 0.2 to 1 Pa ⁇ s (200 to 1000 cps).
  • the total light transmittance of the transparent resin is preferably 85% or more. When the total light transmittance of the transparent resin is less than 85%, the reflection efficiency of the reflective layer 3 tends to be lowered.
  • Adjacent scintillator segments are formed by applying or filling a mixture of reflective particles and an uncured resin composition between a plurality of scintillator segments 2 and then curing the resin composition in the mixture to form a reflective layer 3.
  • the ceramic scintillator array 1 is manufactured by connecting and integrating the two.
  • the curing treatment of the mixture is appropriately set according to the uncured resin composition, the type of curing agent, and the like. For example, in the case of a thermosetting resin composition, the curing reaction is advanced by heat treatment. In the case of a resin composition such as a two-pack type epoxy resin, the curing reaction is allowed to proceed by allowing it to stand at room temperature.
  • the radiation detector according to the embodiment includes the ceramic scintillator array 1 according to the embodiment described above as fluorescence generation means that emits light according to incident radiation, and further receives light from the fluorescence generation means and outputs light. Photoelectric conversion means for converting into electrical output is provided.
  • FIG. 4 shows an X-ray detector which is an example of the radiation detector of the embodiment.
  • the X-ray detector 5 shown in FIG. 4 includes a ceramic scintillator array 1 as fluorescence generation means, and a photoelectric conversion element 4 such as a photodiode as photoelectric conversion means.
  • the ceramic scintillator array 1 has an X-ray incident surface 1a, and a photoelectric conversion element 4 is integrally installed on a surface 1b opposite to the X-ray incident surface 1a.
  • a photodiode is used as the photoelectric conversion element 4.
  • the photoelectric conversion elements 4 are arranged so as to correspond to the plurality of scintillator segments 2 constituting the ceramic scintillator array 2. These constitute the radiation detector 5.
  • a surface reflection layer may be provided on the X-ray incident surface 1 a of the ceramic scintillator array 1.
  • the surface reflection layer is not limited to the X-ray incident surface 1 a of the ceramic scintillator array 1, and may be provided on the installation surface 1 b of the photoelectric conversion element 4. Further, the surface reflection layer may be provided on both the X-ray incident surface 1a and the element installation surface 1b of the ceramic scintillator array 1.
  • the surface reflective layer a mixture of reflective particles and a transparent resin, a lacquer-based paint, or the like is used.
  • the mixture of the reflective particles and the transparent resin preferably has the same configuration as that of the reflective layer 3.
  • the thickness of the surface reflection layer is preferably in the range of 50 to 250 ⁇ m. When the thickness of the surface reflection layer is less than 50 ⁇ m, the effect of improving the reflection efficiency cannot be sufficiently obtained. When the thickness of the surface reflection layer exceeds 250 ⁇ m, the transmitted X-ray dose decreases and the detection sensitivity decreases.
  • the radiation inspection apparatus includes a radiation source that emits radiation toward an object to be inspected, and a radiation detector that detects radiation that has passed through the object to be inspected.
  • the radiation detector the radiation detector according to the above-described embodiment is used.
  • FIG. 5 shows an X-ray CT apparatus 10 which is an example of the radiation inspection apparatus of the embodiment.
  • 10 is an X-ray CT apparatus
  • 11 is a subject
  • 12 is an X-ray tube
  • 13 is a computer
  • 14 is a display
  • 15 is a subject image.
  • the X-ray CT apparatus 10 includes the X-ray detector 5 of the embodiment.
  • the X-ray detector 5 is attached to, for example, an inner wall surface of a cylinder where an imaging part of the subject 11 is arranged.
  • An X-ray tube 12 that emits X-rays is installed at substantially the center of the circular arc of the cylinder to which the X-ray detector 5 is attached.
  • a subject 11 is disposed between the X-ray detector 5 and the X-ray tube 12.
  • a collimator (not shown) is provided on the X-ray incident surface side of the X-ray detector 5.
  • the X-ray detector 5 and the X-ray tube 12 are configured to rotate while imaging with X-rays around the subject 11.
  • Image information of the subject 11 is collected three-dimensionally from different angles.
  • a signal obtained by X-ray imaging (electric signal converted by the photoelectric conversion element) is processed by the computer 13 and displayed as a subject image 15 on the display 14.
  • the subject image 15 is a tomographic image of the subject 11, for example.
  • a multi-tomographic X-ray CT apparatus 10 can be configured by using a scintillator array 1 in which scintillator segments 2 are two-dimensionally arranged. In this case, a plurality of tomographic images of the subject 11 are simultaneously photographed, and for example, the photographing result can be depicted in three dimensions.
  • the X-ray CT apparatus 10 shown in FIG. 5 includes an X-ray detector 5 having the ceramic scintillator array 1 of the embodiment.
  • the ceramic scintillator array 1 according to the embodiment has an excellent light output because the reflection efficiency of visible light emitted from the scintillator segment 2 is high based on the configuration of the reflective layer 3 and the like.
  • the imaging time by the X-ray CT apparatus 10 can be shortened.
  • the exposure time of the subject 11 can be shortened, and low exposure can be realized.
  • the radiation inspection apparatus (X-ray CT apparatus 10) of the embodiment is applicable not only to X-ray inspection for medical diagnosis of a human body but also to X-ray inspection of animals, X-ray inspection for industrial use, and the like. Furthermore, it contributes to improvement of inspection accuracy by the X-ray nondestructive inspection apparatus.
  • Argon gas was sealed as a pressurized medium in the HIP processing apparatus, and the treatment was performed for 3 hours under conditions of a pressure of 147 MPa and a temperature of 1425 ° C. In this way, a cylindrical sintered body having a diameter of about 80 mm and a height of about 120 mm was produced.
  • a scintillator segment having a thickness of 0.7 mm, a width of 0.7 mm and a length of 0.8 mm was cut into a matrix of 100 segments in the length direction and 30 segments in the width direction.
  • a ceramic scintillator array according to an example was produced.
  • the scintillator array according to the example and the comparative example was manufactured by integrating the plurality of scintillator segments described above through a reflective layer made of a mixture of 65% by mass of reflective particles and 35% by mass of a transparent resin.
  • a reflective layer having a thickness of 0.1 mm was arranged in each of the vertical direction and the horizontal direction of the scintillator array.
  • As the reflective particles a mixture of 80% by mass of titanium oxide particles and 20% by mass of alumina particles was used.
  • the transparent resins of Examples 1 to 3 epoxy resins A to C having an aliphatic skeleton molecular structure not including a double structure but including a cyclo structure were used.
  • the glass transition points of the epoxy resins A to C and the thermal expansion coefficient (linear expansion coefficient) at a temperature higher than the glass transition point are adjusted according to the molecular structure and are as shown in Table 1, respectively.
  • the glass transition point of epoxy resins D and E and the thermal expansion coefficient (linear expansion coefficient) at a temperature higher than the glass transition point are as shown in Table 1, respectively.
  • the outer shape, pitch, and warpage in the longitudinal direction and the lateral direction were measured, respectively.
  • Tables 2 and 3 show the measurement results (unit: mm) of the maximum value, minimum value, average value, and standard deviation of these measured values.
  • the external shape (longitudinal direction and short direction) was measured using a micrometer.
  • the pitch was measured using a CNC image measurement system (Nikon Corporation, NEXIV, model VMZ-R3020). The pitch was based on the reflective layer adjacent to the endmost segment, and the deviation from the design value of the pitch of the reflective layer was measured.
  • the amount of warpage in the cross direction of the scintillator array was measured using a shape measuring machine (model CV-500, manufactured by Mitutoyo Corporation).
  • a shape measuring machine model CV-500, manufactured by Mitutoyo Corporation.
  • the ceramic scintillator arrays of Examples 1 to 3 have smaller standard deviations in the outer dimensions (longitudinal and lateral directions), pitch, and warpage than Comparative Examples 1 and 2. I understand that. Therefore, according to the ceramic scintillator arrays of the first to third embodiments, it is possible to reduce the dimensional variation and improve the dimensional accuracy.
  • the scintillator arrays according to Examples 1 to 3 and Comparative Examples 1 and 2 described above are stored in a packaged state in an atmosphere of 50 ° C. and 80% RH for one month, and the external dimensions of the scintillator array before and after storage are stored.
  • the pitch and warpage were measured in the same manner as described above.
  • X-ray exposure of X-ray exposure for 10 years is irradiated, light output before X-ray exposure is set to 100%, light output after X-ray exposure is measured, and light output decrease (% ) Was measured. These measurement results are shown in Table 4.
  • the ceramic scintillator arrays of Examples 1 to 3 have less change in external dimensions, pitch, and warp than Comparative Examples 1 and 2, and the amount of decrease in light output after X-ray exposure. It can be seen that the number is also decreasing. Therefore, according to the ceramic scintillator arrays of the first to third embodiments, it is possible to reduce the dimensional change amount and the light output reduction amount.
  • the ceramic scintillator array of the embodiment while maintaining an excellent light output, the dimensional accuracy is improved so as to cope with the downsizing of the detector, and the dimensional change due to heating and cooling. (Segment pitch shift, scintillator array warpage, variation in external dimensions) can be reduced. Accordingly, it is possible to provide a ceramic scintillator array that has optimum dimensional accuracy even in the operating temperature range of a radiation inspection apparatus such as an X-ray CT apparatus, and is less susceptible to change and decrease in light output over time due to X-ray exposure. . Furthermore, by using such a ceramic scintillator array, it is possible to provide a radiation detector and a radiation inspection apparatus that improve resolution and image accuracy, thereby improving medical diagnostic ability and non-destructive inspection accuracy. Become.

Abstract

実施形態のセラミックシンチレータアレイ１は、希土類酸硫化物蛍光体の焼結体からなる複数のシンチレータセグメント２と、隣接するシンチレータセグメント間に介在された反射層３とを具備する。反射層３は、透明樹脂と、透明樹脂内に分散された反射粒子とを含有する。反射粒子は、酸化チタンとアルミナ、ジルコニア、およびシリカからなる群より選ばれる少なくとも１つの無機物質とを含む。透明樹脂のガラス転移点は５０℃以上であり、かつガラス転移点より高い温度における透明樹脂の熱膨張係数が３．５×１０－５／℃以下である。

Description

セラミックシンチレータアレイとその製造方法、放射線検出器、および放射線検査装置
　本発明の実施形態は、セラミックシンチレータアレイとその製造方法、放射線検出器、および放射線検査装置に関する。
　医療診断や工業用非破壊検査等の分野においては、Ｘ線断層写真撮影装置（以下、Ｘ線ＣＴ装置と記す）のような放射線検査装置を用いた検査が行なわれている。Ｘ線ＣＴ装置は、扇状のファンビームＸ線を照射するＸ線管（Ｘ線源）と、多数のＸ線検出素子を備えるＸ線検出器とを、被検査体の断層面を中央として対向配置して構成される。Ｘ線ＣＴ装置においては、被検査体に対して回転させながらＸ線管からファンビームＸ線を照射し、被検査体を透過したＸ線吸収データをＸ線検出器で収集する。この後、Ｘ線吸収データをコンピュータで解析することによって、断層像が再生される。Ｘ線ＣＴ装置の放射線検出器には、固体シンチレータを用いた検出素子が広く使用されている。固体シンチレータを用いた検出素子を具備する放射線検出器では、検出素子を小型化してチャンネル数を増やすことが容易であることから、Ｘ線ＣＴ装置等の解像度をより一層高めることができる。
　Ｘ線ＣＴ装置等の放射線検査装置は、医療用や工業用等の様々な分野に用いられている。Ｘ線ＣＴ装置としては、例えばフォトダイオード等の検出素子を縦横に２次元的に並べ、その上にシンチレータアレイを搭載したマルチスライス型の装置が知られている。マルチスライス型とすることによって、輪切り画像を重ねることができ、これによりＣＴ画像を立体的に示すことができる。放射線検査装置に搭載される放射線検出器は、縦横複数列に並べられた検出素子を備え、検出素子１個ずつにシンチレータセグメントが設けられている。シンチレータセグメントに入射したＸ線が可視光に変換され、可視光を検出素子で電気信号に変換して画像化する。近年は、高解像度を得るために検出素子を小型化し、さらに隣り合う検出素子間のピッチを狭くしている。これらに伴って、シンチレータセグメントのサイズも小さくなっている。
　上述したようなシンチレータセグメントに使用される各種のシンチレータ材料のうち、希土類酸硫化物系の蛍光体セラミックスは、発光効率が高く、シンチレータセグメントに使用するために好適な特性を有している。このため、シンチレータ材料である希土類酸硫化物系蛍光体セラミックスの焼結体（インゴット）から切り出し加工または溝切り加工等により加工されたセラミックシンチレータセグメントと、検出素子としてのフォトダイオードとを組み合せた放射線検出器が普及しつつある。
　蛍光体セラミックスを用いたシンチレータとしては、例えばガドリニウム酸硫化物蛍光体の焼結体からなるセラミックシンチレータが知られている。セラミックシンチレータアレイは、例えば以下のようにして作製される。まず、シンチレータ材料である希土類酸硫化物系蛍光体粉末を適当な形状に成形し、これを焼結して焼結体（インゴット）とする。このシンチレータ材料の焼結体に切り出し加工または溝切り加工等の切断加工を施して、複数の検出素子に対応するシンチレータセグメントを形成する。さらに、これらシンチレータセグメント間に反射層を形成して一体化してシンチレータアレイを作製する。
　上述したようなセラミックシンチレータアレイを放射線検出器として使用する場合、セラミックシンチレータアレイの寸法精度がＣＴ診断画像の解像度に影響する。さらに、Ｘ線ＣＴ装置に搭載される放射線検出器には最大５０℃の温度が加わる。樹脂を含む反射層を有するシンチレータアレイにおいては、加温による反射層の膨張、および温度低下による収縮が発生し、隣接するシンチレータセグメント間で微小な寸法変化、すなわちセグメントのピッチずれ、シンチレータアレイの反り、外形寸法のバラツキ等が生まれてしまう。これらは放射線検出器の診断画像の解像度を悪化させる原因となる。放射線検出器の診断画像の高解像度化が進む中、加温冷却による寸法変化量の少ないシンチレータアレイが求められている。さらに、放射線検出器の検出面積の増大に伴ってシンチレータアレイの面積も大きくなるため、加温冷却による寸法変化量の制御が重要になる。
　さらに、Ｘ線ＣＴ装置に搭載される放射線検出器は、稼動時にＸ線の被爆を受けることになる。例えば、のべ１０年というような長期間にわたってＸ線の被爆を受けた場合、シンチレータアレイを構成する反射層に含まれる樹脂が変色してしまい、そのために光出力が低下してしまう。また、Ｘ線ＣＴ装置が高温多湿雰囲気に晒された場合、シンチレータアレイの反射層に含まれる樹脂の熱膨張率が温度および湿度の影響を受けて変動してしまい、その結果としてセグメントのピッチずれ、シンチレータアレイの反り、外形寸法のバラツキ等のシンチレータアレイの寸法変化が生じてしまう。
特開２０１２－１８７１３７号公報 特許第４９５９８７７号公報
　本発明が解決しようとする課題は、優れた光出力を維持した上で、放射線検出器の小型化等に対応し得るようにセグメントのピッチや外形寸法の変化、反り等による寸法精度の低下や寸法精度のバラツキを抑制することを可能にしたセラミックシンチレータアレイとその製造方法を提供することにある。さらに、そのようなセラミックシンチレータアレイを使用することによって、解像度や画像精度を高め、これにより医療診断能や非破壊検査精度の向上を図った放射線検出器および放射線検査装置を提供することにある。
　実施形態のセラミックシンチレータアレイは、希土類酸硫化物蛍光体の焼結体からなる複数のシンチレータセグメントと、複数のシンチレータセグメントを一体化するように、隣接するシンチレータセグメント間に介在された反射層とを具備する。実施形態のセラミックシンチレータアレイにおいて、反射層は透明樹脂と、透明樹脂内に分散された反射粒子とを含有する。反射粒子は、酸化チタンとアルミナ、ジルコニア、およびシリカからなる群より選ばれる少なくとも１つの無機物質とを含む。透明樹脂のガラス転移点は５０℃以上であり、かつ前記ガラス転移点より高い温度における透明樹脂の熱膨張係数は３．５×１０－５／℃以下である。
実施形態のセラミックシンチレータアレイを示す断面図である。 実施形態のセラミックシンチレータアレイを示す平面図である。 実施形態のセラミックシンチレータアレイに用いられるシンチレータセグメントを示す斜視図である。 実施形態の放射線検出器を示す図である。 実施形態の放射線検査装置を示す図である。
　以下、本発明のセラミックシンチレータアレイ、放射線検出器、および放射線検査装置を実施するための形態について説明する。
（セラミックシンチレータアレイ）
　図１は実施形態のセラミックシンチレータアレイを示す断面図、図２は実施形態のセラミックシンチレータアレイを示す平面図である。これらの図において、１はシンチレータアレイ、２はシンチレータセグメント、３は反射層である。シンチレータアレイ１は複数のシンチレータセグメント２を有している。隣接するシンチレータセグメント２間には、反射層３が介在されている。反射層３は隣接するシンチレータセグメント２に対してそれぞれ接着されている。複数のシンチレータセグメント２は、それらに接着された反射層３で一体化されている。すなわち、シンチレータアレイ１は複数のシンチレータセグメント２を反射層３で一体化した構造を有している。
　シンチレータアレイ１は、複数のシンチレータセグメント２を一列に並べた構造、もしくは図２に示すように複数のシンチレータセグメント２を縦方向および横方向に所定の個数ずつ２次元的に並べた構造のいずれを有していてもよい。複数のシンチレータブロック２を２次元的に配列した場合、縦方向および横方向のシンチレータセグメント２間にそれぞれ反射層３が設けられる。シンチレータセグメント２の個数は、Ｘ線検出器等の放射線検出器の構造や解像度等に応じて適宜に設定される。
　シンチレータセグメント２は、希土類酸硫化物蛍光体の焼結体からなるものである。希土類酸硫化物蛍光体セラミックスとしては、付活剤としてプラセオジム（Ｐｒ）を含有する希土類酸硫化物蛍光体が例示される。蛍光体セラミックスを構成する希土類酸硫化物としては、例えばイットリウム（Ｙ）、ガドリニウム（Ｇｄ）、ランタン（Ｌａ）、ルテチウム（Ｌｕ）等の希土類元素の酸硫化物が挙げられる。
　実施形態のセラミックシンチレータアレイ１において、シンチレータセグメント２は、
　一般式：ＲＥ２Ｏ２Ｓ：Ｐｒ　　…（１）
（式中、ＲＥはＹ、Ｇｄ、Ｌａ、およびＬｕからなる群より選ばれる少なくとも１つの元素を示す）
　で表される組成を有する希土類酸硫化物蛍光体セラミックス（シンチレータ材料）で構成されることが好ましい。
　上述した希土類元素のうち、特にＧｄはＸ線吸収係数が大きく、セラミックシンチレータアレイ１の光出力の向上に寄与する。従って、実施形態のシンチレータセグメント２には、Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｐｒ蛍光体を使用することがさらに好ましい。なお、Ｇｄの一部は他の希土類元素で置換してもよい。この際、他の希土類元素によるＧｄの置換量は１０モル％以下とすることが好ましい。
　すなわち、実施形態のセラミックシンチレータアレイ１においては、
　一般式：（Ｇｄ１－ｘ，ＲＥ’ｘ）２Ｏ２Ｓ：Ｐｒ　　…（２）
（式中、ＲＥ’はＹ、Ｌａ、およびＬｕからなる群より選ばれる少なくとも１つの元素を示し、ｘは０≦ｘ≦０．１を満足する数（原子比）である）
　で実質的に表される希土類酸硫化物蛍光体セラミックスを、シンチレータセグメント２に使用することが望ましい。
　実施形態のセラミックシンチレータアレイ１においては、希土類酸硫化物蛍光体セラミックス（シンチレータ材料）の光出力を増大させる付活剤として、プラセオジム（Ｐｒ）を使用している。Ｐｒはさらに他の付活剤に比べてアフターグローの低減等を図ることができる。従って、付活剤としてＰｒを含有する希土類酸硫化物蛍光体セラミックス（シンチレータ材料）は、放射線検出器の蛍光発生手段として有効である。
　希土類酸硫化物蛍光体セラミックスにおけるＰｒの含有量は、蛍光体母体（例えばＧｄ２Ｏ２ＳのようなＲＥ２Ｏ２Ｓ）に対して０．００１～１０モル％の範囲とすることが好ましい。Ｐｒの含有量が１０モル％を超えると、逆に光出力の低下を招くことになる。Ｐｒの含有量が０．００１モル％未満では、主付活剤としての効果を十分に得ることができない。Ｐｒの含有量は０．０１～１モル％の範囲であることがより好ましい。
　実施形態で使用する希土類酸硫化物蛍光体セラミックスにおいては、主付活剤としてのＰｒに加えて、Ｃｅ、Ｚｒ、およびＰからなる群より選ばれる少なくとも１つの元素を共付活剤として微量含有させてもよい。これらの元素は曝射劣化の抑制、アフターグローの抑制等に対して効果を示す。これら共付活剤の含有量は総量として、蛍光体母体に対して０．００００１～０．１モル％の範囲とすることが好ましい。
　さらに、実施形態のシンチレータセグメント２を形成するシンチレータ焼結体は、高純度の希土類酸硫化物系蛍光体セラミックス（シンチレータ材料）からなることが好ましい。不純物はシンチレータの感度の低下要因となるため、できるだけ不純物量は低減することが好ましい。特に、燐酸根（ＰＯ４）は感度の低下原因となるため、その含有量は１５０ｐｐｍ以下とすることが好ましい。フッ化物等を焼結助剤として使用して高密度化した場合、焼結助剤が不純物として残留するため、感度の低下をもたらすことになる。
　シンチレータセグメント２は、図３に示すように、立方体形状または直方体形状の焼結体からなる。シンチレータセグメント２の体積は１ｍｍ３以下であることが好ましい。シンチレータセグメント２を小型化することによって、検出される画像を高精細化することができる。シンチレータセグメント２の縦（Ｌ）、横（Ｓ）、厚さ（Ｔ）の各サイズは必ずしも限定されるものではないが、それぞれ１ｍｍ以下であることが好ましい。シンチレータセグメント２の体積を１ｍｍ３以下と小型化した場合、反射層３の幅（Ｗ）は１００μｍ以下、さらには５０μｍ以下と薄型化することも可能である。
　実施形態のセラミックシンチレータアレイ１において、複数のシンチレータセグメント２を一体化する反射層３は、透明樹脂と、透明樹脂中に分散された反射粒子とを含有する。透明樹脂には、５０℃以上のガラス転移点（転移温度）を有する樹脂が用いられる。Ｘ線ＣＴ装置の製造プロセス時の温度、Ｘ線ＣＴ装置の使用時の温度、およびＸ線ＣＴ装置の保管環境の温度は、いずれも１８～５０℃程度であるため、透明樹脂のガラス転移点が５０℃以上であれば、製造プロセス時、使用時、および保管時の寸法変化（セグメントのピッチずれ、シンチレータアレイの反り、外形寸法のバラツキ）を抑制することができる。反射層３を構成する透明樹脂のガラス転移点は、５０℃より高いことがより好ましく、６０℃以上がさらに好ましく、８５℃以上が特に好ましい。
　さらに、反射層３を構成する透明樹脂において、ガラス転移点を超える温度における熱膨張係数（線膨張係数）は３．５×１０－５／℃以下である。透明樹脂のガラス転移点を超える温度における熱膨張係数が３．５×１０－５／℃を超えると、Ｘ線ＣＴ装置の製造プロセスにおける温度により、シンチレータアレイの仕上がり寸法に変化（セグメントのピッチずれ、シンチレータアレイの反り、外形寸法のバラツキ）が生じやすい。透明樹脂のガラス転移点を超える温度における熱膨張係数は２．５×１０－５／℃以下がより好ましい。透明樹脂のガラス転移点より低い温度における熱膨張係数は２．１×１０－５／℃以下が好ましく、１．６×１０－５／℃以下がさらに好ましい。
　上述したガラス転移点およびガラス転移点を超える温度における熱膨張係数を満足させるために、透明樹脂は、二重構造（二重結合）を含まないシクロ構造を含む分子構造を有することが好ましい。反射層３を構成する透明樹脂の分子構造が二重構造を含む場合、ガラス転移点が５０℃未満になりやすく、しかもシンチレータアレイ１が１０年分のＸ線曝射量を被爆した場合に、透明樹脂が黄色に変色して反射層３の反射率が低下しやすくなる。シンチレータアレイ１の光出力の低下に関しては、初期の光出力を１００％とした場合、低下量が例えば２５０％を超えてしまうおそれがある。
　反射層３を構成する透明樹脂は、脂肪族骨格を有するエポキシ樹脂であることが好ましい。脂肪族骨格を有するエポキシ樹脂を用いることによって、上述したガラス転移点およびガラス転移点を超える温度における熱膨張係数を満足させやすくなる。さらに、透明樹脂としてのエポキシ樹脂は、上述したシクロ構造を含む分子構造を有することが好ましい。このようなエポキシ樹脂を用いることによって、ガラス転移点を高めやすくなると共に、ガラス転移点を超える温度における熱膨張係数を低下させやすくなる。加えて、透明樹脂は室温硬化型の２液型エポキシ樹脂であることが好ましい。
　実施形態のセラミックシンチレータアレイ１の反射層３において、透明樹脂中に分散される反射粒子は、酸化チタン（ＴｉＯ２）とアルミナ（Ａｌ２Ｏ３）、ジルコニア（ＺｒＯ２）、およびシリカ（ＳｉＯ２）からなる群より選ばれる少なくとも１つの無機物質とを含んでいる。このような反射粒子を用いることによって、シンチレータセグメント２から放射された可視光の反射層３による反射率を高めることができ、ひいてはシンチレータアレイ１の光出力を高めることが可能になる。酸化チタンと上記した無機物質との質量比は特に限定されるものではないものの、酸化チタン：無機物質＝７：３～２１：４の範囲に設定することが好ましい。
　反射粒子は、２山タイプの粒度分布を有することが好ましい。すなわち、反射粒子は第１の粒径ピークと第２の粒径ピークとを有する粒度分布を備えることが好ましい。さらに、反射粒子の粒度分布において、第１の粒径ピークは２００～３５０ｎｍの範囲に存在すると共に、第２の粒径ピークは７５０～１０００ｎｍの範囲に存在することが好ましい。反射粒子の粒度分布が１山タイプの場合、波長５１２ｎｍの光に対する反射層３の反射効率が低下しやすくなる。これに対し、上記した２山タイプの粒度分布を有する反射粒子を用いることによって、反射層３の反射効率を高めることができる。具体的には、波長５１２ｎｍの光に対する反射層３の反射効率は９０％以上であることが好ましく、これによりセラミックシンチレータアレイ１の光出力のバラツキを低減することができる。
　反射層３を形成する透明樹脂と反射粒子の割合は、透明樹脂の質量比が１５～６０％、反射粒子の質量比が４０～８５％（透明樹脂の質量比＋反射粒子の質量比＝１００％とする）であることが好ましい。反射粒子の質量比が４０％未満では、反射層３の反射効率が低下し、波長５１２ｎｍの光に対する反射層３の反射効率が９０％より低くなりやすい。反射粒子の質量比が８５％を超えると、反射層３の反射効率は変わらないが、透明樹脂の質量比が相対的に減るために、反射層３の安定した固体化が難しくなる。
　上述したような反射層３を用いたセラミックシンチレータアレイ１によれば、温度５０℃、湿度８０％ＲＨの雰囲気中に梱包状態で１ヶ月間保管された後のピッチ、反り、および外形寸法の変化量をいずれも０．０２ｍｍ以下とすることができる。このような変化量を満足させることによって、温度や湿度等の影響によるセラミックシンチレータアレイ１の経時的な寸法変化（セグメントのピッチずれ、シンチレータアレイの反り、外形寸法のバラツキ）を抑制することができる。従って、光出力のバラツキが小さいセラミックシンチレータアレイ１を提供することが可能になる。さらに、反射層３を構成する透明樹脂はＸ線曝射による変色が少ないため、透明樹脂の変色によるセラミックシンチレータアレイ１の光出力の低下を抑制することができる。例えば、１０年分相当のＸ線曝射量によるセラミックシンチレータアレイ１の光出力の低下を２５％以内とすることができる。
　実施形態のセラミックシンチレータアレイ１は、例えば以下のように製造される。まず、反射粒子と透明樹脂を構成する未硬化状態の樹脂組成物（透明樹脂の未硬化物）とを用意し、これらを混合して混合物を調製する。次いで、所定形状に加工されたシンチレータセグメント２を一定の間隔で複数個配置する。上記した反射粒子と未硬化状態の樹脂組成物との混合物を、隣接するシンチレータセグメント２間に塗布または充填する。未硬化状態の樹脂組成物は、０．２～１Ｐａ・ｓ（２００～１０００ｃｐｓ）の粘度を有することが好ましい。樹脂組成物の粘度が０．２Ｐａ・ｓ未満では流動性が悪く、シンチレータセグメント２間への塗布または充填作業性が低下する。樹脂組成物の粘度が１Ｐａ・ｓを超えると、流動性が高くなりすぎて塗布性または充填性が低下する。また、透明樹脂の全光線透過率は８５％以上であることが好ましい。透明樹脂の全光線透過率が８５％未満であると、反射層３の反射効率が低下しやすくなる。
　複数のシンチレータセグメント２間に反射粒子と未硬化状態の樹脂組成物との混合物を塗布または充填した後、混合物中の樹脂組成物を硬化させて反射層３を形成することによって、隣接するシンチレータセグメント２間を結合一体化してセラミックシンチレータアレイ１を製造する。混合物の硬化処理は、未硬化状態の樹脂組成物や硬化剤の種類等に応じて適宜に設定される。例えば、熱硬化性樹脂組成物の場合には、熱処理することにより硬化反応を進行させる。２液型のエポキシ樹脂のような樹脂組成物の場合には、室温下で放置することにより硬化反応を進行させる。
（放射線検出器）
　実施形態の放射線検出器は、上述した実施形態のセラミックシンチレータアレイ１を、入射した放射線に応じて光を放射する蛍光発生手段として具備し、さらに蛍光発生手段からの光を受け、光の出力を電気的出力に変換する光電変換手段を具備する。図４は実施形態の放射線検出器の一例であるＸ線検出器を示している。図４に示すＸ線線検出器５は、蛍光発生手段としてセラミックシンチレータアレイ１と、光電変換手段としてフォトダイオードのような光電変換素子４とを具備している。
　セラミックシンチレータアレイ１はＸ線入射面１ａを有し、Ｘ線入射面１ａとは反対側の面１ｂには光電変換素子４が一体的に設置されている。光電変換素子４としては、例えばフォトダイオードが使用される。光電変換素子４は、セラミックシンチレータアレイ２を構成する複数のシンチレータセグメント２のそれぞれに対応するように配置されている。これらによって、放射線検出器５が構成されている。
　セラミックシンチレータアレイ１のＸ線入射面１ａには、表面反射層を設けてもよい。表面反射層は、セラミックシンチレータアレイ１のＸ線入射面１ａに限らず、光電変換素子４の設置面１ｂに設けてもよい。さらに、表面反射層はセラミックシンチレータアレイ１のＸ線入射面１ａおよび素子設置面１ｂの両方に設けてもよい。セラミックシンチレータアレイ１に表面反射層を設けることによって、シンチレータアレイ１から放射される可視光の反射効率がさらに向上し、ひいてはシンチレータアレイ１の光出力を高めることができる。表面反射層には、反射粒子と透明樹脂との混合物やラッカー系塗料等が用いられる。反射粒子と透明樹脂との混合物は、反射層３と同様な構成を有していることが好ましい。表面反射層の厚さは５０～２５０μｍの範囲が好ましい。表面反射層の厚さが５０μｍ未満であると、反射効率の向上効果を十分に得ることができない。表面反射層の厚さが２５０μｍを超えると、透過するＸ線量が低下して検出感度が低下する。
（放射線検査装置）
　実施形態の放射線検査装置は、被検査体に向けて放射線を照射する放射線源と、被検査体を透過した放射線を検出する放射線検出器とを具備する。放射線検出器には、上述した実施形態の放射線検出器が用いられる。図５は実施形態の放射線検査装置の一例であるＸ線ＣＴ装置１０を示している。図５において、１０はＸ線ＣＴ装置、１１は被検体、１２はＸ線管、１３はコンピュータ、１４はディスプレイ、１５は被検体画像である。Ｘ線ＣＴ装置１０は、実施形態のＸ線検出器５を備えている。Ｘ線検出器５は、例えば被検体１１の撮像部位が配置される円筒の内壁面に貼り付けられている。Ｘ線検出器５が貼り付けられた円筒の円弧の略中心には、Ｘ線を出射するＸ線管１２が設置されている。Ｘ線検出器５とＸ線管１２との間には被検体１１が配置される。Ｘ線検出器５のＸ線入射面側には、図示しないコリメータが設けられている。
　Ｘ線検出器５およびＸ線管１２は、被検体１１を中心にしてＸ線による撮影を行いながら回転するように構成されている。被検体１１の画像情報が異なる角度から立体的に集められる。Ｘ線撮影により得られた信号（光電変換素子により変換された電気信号）はコンピュータ１３で処理され、ディスプレイ１４上に被検体画像１５として表示される。被検体画像１５は、例えば被検体１１の断層像である。図４に示すように、シンチレータセグメント２を２次元的に配置したシンチレータアレイ１を用いることによって、マルチ断層像タイプのＸ線ＣＴ装置１０を構成することも可能である。この場合、被検体１１の断層像が複数同時に撮影され、例えば撮影結果を立体的に描写することもできる。
　図５に示すＸ線ＣＴ装置１０は、実施形態のセラミックシンチレータアレイ１を有するＸ線検出器５を具備している。前述したように、実施形態のセラミックシンチレータアレイ１は反射層３の構成等に基づいて、シンチレータセグメント２から放射される可視光の反射効率が高いため、優れた光出力を有している。このようなシンチレータアレイ１を有するＸ線検出器５を使用することによって、Ｘ線ＣＴ装置１０による撮影時間を短くすることができる。その結果、被検体１１の被爆時間を短くすることができ、低被爆化を実現することが可能になる。実施形態の放射線検査装置（Ｘ線ＣＴ装置１０）は、人体の医療診断用のＸ線検査に限らず、動物のＸ線検査や工業用途のＸ線検査等に対しても適用可能である。さらに、Ｘ線非破壊検査装置による検査精度の向上等にも寄与する。
　次に、本発明の具体的な実施例およびその評価結果について述べる。
（実施例１～３、比較例１～２）
　Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｐｒ（Ｐｒ濃度＝０．０５モル％）の組成を有する蛍光体粉末をラバープレスにより仮成形し、この仮成形体をＴａ製のカプセル中に脱気密封した後、これをＨＩＰ処理装置にセットした。ＨＩＰ処理装置にアルゴンガスを加圧媒体として封入し、圧力１４７ＭＰａ、温度１４２５℃の条件で３時間処理した。このようにして、直径約８０ｍｍ×高さ約１２０ｍｍの円柱状の焼結体を作製した。この焼結体から、厚さ０．７ｍｍ×幅０．７ｍｍ×長さ０．８ｍｍのシンチレータセグメントを、長さ方向に１００セグメント、幅方向に３０セグメントのマトリクス状に切り出して、実施例および比較例に係るセラミックシンチレータアレイを作製した。
　実施例および比較例に係るシンチレータアレイは、上記した複数のシンチレータセグメントを６５質量％の反射粒子と３５質量％の透明樹脂との混合物からなる反射層を介して一体化することにより作製した。シンチレータアレイの縦方向および横さ方向にそれぞれ厚さ０．１ｍｍの反射層を配置した。反射粒子には、８０質量％の酸化チタン粒子と２０質量％のアルミナ粒子との混合物を用いた。実施例１～３の透明樹脂には、二重構造を含まずシクロ構造を含む脂肪族骨格の分子構造を有するエポキシ樹脂Ａ～Ｃを用いた。エポキシ樹脂Ａ～Ｃのガラス転移点、ガラス転移点より高い温度における熱膨張係数（線膨張係数）は、分子構造により調整し、それぞれ表１に示す通りである。比較例１～２の透明樹脂には、二重構造を含む分子構造を有するエポキシ樹脂Ｄ、Ｅを用いた。エポキシ樹脂Ｄ、Ｅのガラス転移点、ガラス転移点より高い温度における熱膨張係数（線膨張率）は、それぞれ表１に示す通りである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　実施例１～３および比較例１～２に係るシンチレータアレイについて、それぞれ長手方向および短手方向の外形、ピッチ、反りを測定した。これら測定値の最大値、最小値、平均値、標準偏差の測定結果（単位：ｍｍ）を表２および表３に示す。外形（長手方向および短手方向）は、マイクロメータを使用して測定した。ピッチについては、ＣＮＣ画像測定システム（ニコン社製、ＮＥＸＩＶ、型式ＶＭＺ－Ｒ３０２０）を使用して測定した。ピッチは最端のセグメントに隣接する反射層を基準とし、反射層のピッチの設計値からのズレを測定した。反りについては、形状測定機（ミツトヨ社製、型式ＣＶ－５００）を使用し、シンチレータアレイのクロス方向の反り量を測定した。表２および表３に示すように、実施例１～３のセラミックシンチレータアレイは、比較例１～２と比べて、外形（長手方向および短手方向）、ピッチ、反りの寸法の標準偏差が小さいことが分かる。従って、実施例１～３のセラミックシンチレータアレイによれば、寸法のバラツキを低減することができ、寸法精度を向上させることが可能になる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000002
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000003
　次に、上記した実施例１～３と比較例１～２に係るシンチレータアレイについて、梱包した状態で、５０℃、８０％ＲＨの雰囲気に１ヶ月保管し、保管の前後におけるシンチレータアレイの外形寸法、ピッチ、反りを上述した方法と同様にして測定した。さらに、１０年分のＸ線曝射量のＸ線を曝射し、Ｘ線曝射前の光出力を１００％として、Ｘ線曝射後の光出力を測定し、光出力低下量（％）を測定した。これらの測定結果を表４に示す。表４に示すように、実施例１～３のセラミックシンチレータアレイは、比較例１～２と比べて、外形寸法、ピッチ、反りの変化量が少なく、Ｘ線曝射後の光出力の低下量も減少していることが分かる。従って、実施例１～３のセラミックシンチレータアレイによれば、寸法の変化量および光出力の低下量を低減することが可能になる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000004
　上述したように、実施形態のセラミックシンチレータアレイによれば、優れた光出力を維持した上で、検出器の小型化等に対応し得るよう寸法精度を向上させ、さらに加温冷却による寸法変化量（セグメントのピッチずれ、シンチレータアレイの反り、外形寸法のバラツキ）を少なくすることができる。従って、Ｘ線ＣＴ装置等の放射線検査装置の稼動温度範囲でも最適な寸法精度を有し、Ｘ線の曝射による光出力の経時的な変化および低下が少ないセラミックシンチレータアレイを提供することができる。さらに、そのようなセラミックシンチレータアレイを使用することによって、解像度や画像精度を高め、これにより医療診断能や非破壊検査精度の向上を図った放射線検出器および放射線検査装置を提供することが可能となる。
　なお、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し得るものであり、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共に、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。

Claims (15)

  1. 　希土類酸硫化物蛍光体の焼結体からなる複数のシンチレータセグメントと、
    　前記複数のシンチレータセグメントを一体化するように、隣接する前記シンチレータセグメント間に介在された反射層であって、透明樹脂と、前記透明樹脂内に分散された反射粒子とを含有する反射層とを具備するセラミックシンチレータアレイであって、
    　前記反射粒子は、酸化チタンとアルミナ、ジルコニア、およびシリカからなる群より選ばれる少なくとも１つの無機物質とを含み、
    　前記透明樹脂のガラス転移点が５０℃以上であり、かつ前記ガラス転移点より高い温度における前記透明樹脂の熱膨張係数が３．５×１０－５／℃以下である、セラミックシンチレータアレイ。
  2. 　前記セラミックシンチレータアレイを温度５０℃、湿度８０％ＲＨの雰囲気中に梱包状態で１ヶ月間保管された後のピッチ、反り、および外形寸法の変化量がいずれも０．０２ｍｍ以下である、請求項１に記載のセラミックシンチレータアレイ。
  3. 　１０年分相当のＸ線曝射量による前記セラミックシンチレータアレイの光出力の低下が２５％以内である、請求項１に記載のセラミックシンチレータアレイ。
  4. 　前記透明樹脂の分子構造は、二重構造を含まないシクロ構造を有する、請求項１ないし請求項３のいずれか１項に記載のセラミックシンチレータアレイ。
  5. 　前記透明樹脂は脂肪族骨格を有するエポキシ樹脂を備える、請求項１ないし請求項４のいずれか１項に記載のセラミックシンチレータアレイ。
  6. 　前記透明樹脂は２液型エポキシ樹脂である、請求項５に記載のセラミックシンチレータアレイ。
  7. 　前記反射層は、質量比で１５％以上６０％以下の前記透明樹脂と、質量比で４０％以上８５％以下の前記反射粒子とを含有する、請求項１ないし請求項６のいずれか１項に記載のセラミックシンチレータアレイ。
  8. 　前記希土類酸硫化物蛍光体は、
    　一般式：ＲＥ２Ｏ２Ｓ：Ｐｒ
    　ここで、ＲＥはＹ、Ｇｄ、Ｌａ、およびＬｕからなる群より選ばれる少なくとも１つである、
    　で表され、ＲＥ２Ｏ２Ｓに対するＰｒの含有量が０．００１モル％以上１０モル％以下である組成を有する、請求項１ないし請求項７のいずれか１項に記載のセラミックシンチレータアレイ。
  9. 　前記希土類酸硫化物蛍光体は、付活剤としてＰｒを含有するガドリニウム酸硫化物蛍光体を含む、請求項８に記載のセラミックシンチレータアレイ。
  10. 　前記反射粒子は第１の粒径ピークと第２の粒径ピークとを有する粒度分布を備え、前記粒度分布における前記第１の粒径ピークは２００ｎｍ以上３５０ｎｍ以下の範囲に存在すると共に、前記第２の粒径ピークは７５０ｎｍ以上１０００ｎｍ以下の範囲に存在する、請求項１ないし請求項９のいずれか１項に記載のセラミックシンチレータアレイ。
  11. 　前記反射層の波長５１２ｎｍの光に対する反射効率が９０％以上である、請求項１ないし請求項１０のいずれか１項に記載のセラミックシンチレータアレイ。
  12. 　請求項１ないし請求項１０のいずれか１項に記載のセラミックシンチレータアレイを具備する放射線検出器。
  13. 　請求項１２に記載の放射線検出器を具備する放射線検査装置。
  14. 　請求項１に記載のセラミックシンチレータアレイの製造方法であって、
    　前記セラミックシンチレータアレイを構成するように配列された前記複数のシンチレータセグメント間に、０．２Ｐａ・ｓ以上１Ｐａ・ｓ以下の粘度を有する前記透明樹脂の未硬化物と前記反射粒子との混合物を塗布または充填する工程と、
    　前記混合物を硬化させて前記反射層を形成することによって、前記複数のシンチレータセグメントを一体化する工程と
    　を具備するセラミックシンチレータアレイの製造方法。
  15. 　前記透明樹脂として、全光線透過率が８５％以上のエポキシ樹脂を用いる、請求項１４に記載のセラミックシンチレータアレイの製造方法。
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