[go: up one dir, main page]

WO2014171343A1 - シンチレータパネルおよびその製造方法並びに放射線検出器およびその製造方法 - Google Patents

シンチレータパネルおよびその製造方法並びに放射線検出器およびその製造方法 Download PDF

Info

Publication number
WO2014171343A1
WO2014171343A1 PCT/JP2014/059835 JP2014059835W WO2014171343A1 WO 2014171343 A1 WO2014171343 A1 WO 2014171343A1 JP 2014059835 W JP2014059835 W JP 2014059835W WO 2014171343 A1 WO2014171343 A1 WO 2014171343A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
substrate
crucible
layer
thallium
scintillator
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Ceased
Application number
PCT/JP2014/059835
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
篤也 吉田
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Toshiba Corp
Canon Electron Tubes and Devices Co Ltd
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Electron Tubes and Devices Co Ltd
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 Toshiba Corp, Toshiba Electron Tubes and Devices Co Ltd filed Critical Toshiba Corp
Priority to JP2015512443A priority Critical patent/JP6072232B2/ja
Priority to EP14785382.4A priority patent/EP2988307A4/en
Priority to CN201480012067.5A priority patent/CN105051829B/zh
Publication of WO2014171343A1 publication Critical patent/WO2014171343A1/ja
Priority to US14/836,199 priority patent/US9304212B2/en
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

Links

Images

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
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
    • G01T1/20187—Position of the scintillator with respect to the photodiode, e.g. photodiode surrounding the crystal, the crystal surrounding the photodiode, shape or size of the scintillator
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
    • G01T1/20188—Auxiliary details, e.g. casings or cooling
    • G01T1/20189—Damping or insulation against damage, e.g. caused by heat or pressure
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/202—Measuring radiation intensity with scintillation detectors the detector being a crystal
    • G—PHYSICS
    • G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21K—TECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K4/00—Conversion screens for the conversion of the spatial distribution of X-rays or particle radiation into visible images, e.g. fluoroscopic screens
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10F—INORGANIC SEMICONDUCTOR DEVICES SENSITIVE TO INFRARED RADIATION, LIGHT, ELECTROMAGNETIC RADIATION OF SHORTER WAVELENGTH OR CORPUSCULAR RADIATION
    • H10F39/00—Integrated devices, or assemblies of multiple devices, comprising at least one element covered by group H10F30/00, e.g. radiation detectors comprising photodiode arrays
    • H10F39/10—Integrated devices
    • H10F39/12—Image sensors
    • H10F39/18—Complementary metal-oxide-semiconductor [CMOS] image sensors; Photodiode array image sensors
    • H10F39/189—X-ray, gamma-ray or corpuscular radiation imagers
    • H10F39/1898—Indirect radiation image sensors, e.g. using luminescent members
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10F—INORGANIC SEMICONDUCTOR DEVICES SENSITIVE TO INFRARED RADIATION, LIGHT, ELECTROMAGNETIC RADIATION OF SHORTER WAVELENGTH OR CORPUSCULAR RADIATION
    • H10F71/00—Manufacture or treatment of devices covered by this subclass
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10F—INORGANIC SEMICONDUCTOR DEVICES SENSITIVE TO INFRARED RADIATION, LIGHT, ELECTROMAGNETIC RADIATION OF SHORTER WAVELENGTH OR CORPUSCULAR RADIATION
    • H10F77/00—Constructional details of devices covered by this subclass
    • H10F77/40—Optical elements or arrangements
    • H10F77/496—Luminescent members, e.g. fluorescent sheets
    • G—PHYSICS
    • G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21K—TECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K4/00—Conversion screens for the conversion of the spatial distribution of X-rays or particle radiation into visible images, e.g. fluoroscopic screens
    • G21K2004/06—Conversion screens for the conversion of the spatial distribution of X-rays or particle radiation into visible images, e.g. fluoroscopic screens with a phosphor layer

Definitions

  • Embodiments generally relate to a scintillator panel and a manufacturing method thereof, and a radiation detector and a manufacturing method thereof.
  • the mainstream of digitized radiation detectors for medical use, dental use, non-destructive inspection, etc. is a system that converts incident X-rays into visible light once with a scintillator layer.
  • Several types of materials are used for the scintillator layer.
  • medical flat panel detectors hereinafter referred to as FPD
  • dental CMOS sensors and medical / animal diagnostic CCDs.
  • -DR devices are often used with thallium activated cesium iodide (hereinafter CsI / Tl).
  • the CsI / Tl phosphor layer can be easily formed into a flat surface by a vacuum deposition method.
  • the emitted fluorescence reaches the sensor surface at a position that does not deviate so much in the plane direction from the light emitting point.
  • a captured image that does not blur so much is obtained as a radiation imaging apparatus.
  • the CsI / Tl phosphor layer can be provided with a scintillation function that converts radiation into visible light and a fiber plate function that holds an image up to the next sensor unit by forming the film under appropriate conditions. is there.
  • Radiation image digital imaging devices generally have a 17-inch (430 mm) square size.
  • 430 mm 430 mm
  • both vacuum deposition apparatuses and crucibles have become larger.
  • CsI / Tl phosphor layer deposition process One characteristic of the CsI / Tl phosphor layer deposition process is that the film is formed while mixing CsI and TlI in the gas phase. If TlI is not uniformly mixed with CsI at a desired concentration, proper sensitivity characteristics cannot be obtained. Since TlI has a significantly higher vapor pressure than CsI, even if both materials are simply mixed and deposited in one crucible, an appropriate concentration distribution cannot be obtained.
  • TlI concentrates in the initial stage of vapor deposition, that is, near the substrate, and TlI almost disappears at the end of vapor deposition.
  • the portion far from the substrate that is, the portion on the vapor deposition surface side hardly emits light even when irradiated with X-rays, and the sensitivity characteristic as a scintillator panel is lowered. Therefore, it is important to make the TlI concentration in the phosphor layer uniform.
  • Sensitivity ghost is a phenomenon in which after the scintillator is irradiated with X-rays, afterglow remains only at the irradiated portion. Once the scintillator is irradiated with X-rays that have passed through the subject, and an X-ray image is taken again at a relatively short interval (for example, 5 minutes), the afterimage of the previous irradiation overlaps with the current image, and diagnosis is performed. Will be disturbed.
  • the embodiment aims to reduce the sensitivity ghost of the scintillator panel that converts radiation into visible light.
  • the scintillator panel includes a substrate that transmits visible light, and a fluorescent light that is formed of thallium-activated cesium iodide that is provided on the surface of the substrate and converts incident radiation into visible light.
  • the phosphor layer is formed by alternately stacking a high thallium concentration layer and a low thallium concentration layer having a thallium concentration lower than that of the high thallium concentration layer.
  • the period in the stacking direction is 40 nm or less.
  • the scintillator panel manufacturing method includes a substrate that transmits visible light into a vacuum chamber, a first crucible containing CsI, a second crucible containing TlI, and the substrate is the first crucible. Placing the crucible and the second crucible so as to face each other, and heating the first crucible and the second crucible while rotating the substrate, so that thallium activated cesium iodide is heated on the surface of the substrate. Forming a phosphor layer, wherein the rotational speed of the substrate is R (rpm), and the deposition rate of the scintillator layer on the substrate is T (nm / min). ⁇ 40 nm.
  • the radiation detector includes a photoelectric conversion panel in which a sensor that converts visible light into an electrical signal is disposed, and a thallium-activated iodine that is provided on the surface of the photoelectric conversion panel and converts incident radiation into visible light.
  • the period of the thallium concentration in the stacking direction is 40 nm or less.
  • the manufacturing method of the radiation detector according to the embodiment includes a photoelectric conversion panel in which a sensor that converts visible light that transmits visible light into an electric signal in a vacuum chamber is disposed, a first crucible containing CsI, A second crucible containing TlI, a step of arranging the photoelectric conversion panel so as to face the first crucible and the second crucible, the first crucible while rotating the photoelectric conversion panel, and Heating the second crucible to form a thallium activated cesium iodide scintillator layer on the surface of the photoelectric conversion panel, wherein the substrate has a rotation speed of R (rpm), and the scintillator layer When the deposition rate on the photoelectric conversion panel is T (nm / min), T / R ⁇ 40 nm.
  • the scintillator panel includes a substrate that transmits visible light, and a scintillator layer that is provided on the surface of the substrate and formed of thallium-activated cesium iodide that converts incident radiation into visible light.
  • the scintillator layer is formed by alternately stacking a high thallium concentration layer and a low thallium concentration layer having a thallium concentration lower than that of the high thallium concentration layer.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view of a scintillator panel according to an embodiment.
  • the scintillator panel 50 includes a substrate 1, a phosphor layer 2, and a moisture-proof film 3.
  • the substrate 1 is a flat plate made mainly of carbon fiber, for example.
  • the phosphor layer 2 is a layer of thallium activated cesium iodide (Tl activated CsI) formed on one surface of the substrate 1.
  • the moisture-proof film 3 is a vapor deposition polymer film of, for example, polyparaxylylene formed on the surface of the phosphor layer 2.
  • FIG. 2 is a partially enlarged cross-sectional view of a phosphor layer according to an embodiment.
  • FIG. 3 is a graph of thallium concentration in the phosphor layer according to one embodiment.
  • the horizontal axis represents the stacking direction position of the high thallium concentration layer 61 and the low thallium concentration layer 62, that is, the distance from the substrate 1.
  • a predetermined value of Tl concentration is a threshold value
  • a region having a Tl concentration higher than the threshold value is a high thallium concentration layer 61
  • a region having a Tl concentration lower than the threshold value is a low thallium concentration layer 62.
  • a high thallium concentration layer 61 and a low thallium concentration layer 62 are repeatedly stacked in the normal direction of the substrate 1. As shown in FIG.
  • the position in the stacking direction of the high thallium concentration layer 61 or the position in the stacking direction of the low thallium concentration layer 62 is a region in the plane direction of the phosphor layer 2 (for example, a region in the left-right direction in FIG. ) Is different.
  • the first crucible 12 for generating CsI vapor and the second crucible 13 for generating TlI vapor are disposed so as to face the substrate 11. Therefore, when the phosphor layer 2 is formed, the high thallium concentration layer 61 is formed in the region close to the second crucible 13 and the low thallium concentration layer 62 is formed in the region close to the adjacent first crucible 12.
  • the region where the high thallium concentration layer 61 is formed and the region where the low thallium concentration layer 62 is formed move. Therefore, a high thallium concentration layer 61 is formed on the low thallium concentration layer 62 in a region close to the second crucible 13, and a low thallium concentration on the high thallium concentration layer 61 in a region close to the adjacent first crucible 12. Layer 62 is formed. As a result, the stacking direction position of the high thallium concentration layer 61 or the stacking direction position of the low thallium concentration layer 62 differs depending on the region in the planar direction of the phosphor layer 2.
  • FIG. 4 is a cross-sectional view of a radiation detector according to an embodiment.
  • FIG. 5 is a schematic perspective view of a radiation detection apparatus according to an embodiment.
  • the radiation detector 51 is an X-ray plane sensor that detects an X-ray image that is a radiation image, and is used for general medical applications, for example.
  • the radiation detection device 52 includes the radiation detector 51, the support plate 31, the circuit board 30, and the flexible board 32.
  • the radiation detector 51 includes the photoelectric conversion panel 21, the phosphor layer 2, the reflective film 8, and the moisture-proof cap 4. In FIG. 5, the reflective film 8 and the moisture-proof cap 4 are not shown.
  • the radiation detector 51 detects incident X-rays and converts them into fluorescence, and converts the fluorescence into electrical signals.
  • the radiation detection device 52 drives the radiation detector 51 and outputs an electrical signal output from the radiation detector 51 as image information.
  • the image information output from the radiation detection device 52 is displayed on an external display or the like.
  • the photoelectric conversion panel 21 has a glass substrate 22.
  • a plurality of fine pixels 20 are arranged in a square lattice pattern on the surface of the glass substrate 22.
  • Each pixel 20 includes a thin film transistor 72 and a photoelectric conversion element 23.
  • the photoelectric conversion element 23 is a photodiode, for example, and converts visible light into electric charge.
  • Each photoelectric conversion element 23 is provided with a capacitor for accumulating the generated charges.
  • the same number of row selection lines 78 as the square lattice rows in which the pixels 20 are arranged extend between the pixels 20.
  • the same number of signal lines 79 as the number of square lattice columns in which the pixels 20 are arranged extend between the pixels 20 on the surface of the glass substrate 22.
  • the phosphor layer 2 is formed on the surface of the effective pixel region where the pixels 20 of the photoelectric conversion panel 21 are arranged.
  • An insulating protective film 80 is formed on the surface of the photoelectric conversion panel 21. 4, illustration of the thin film transistor 72, the row selection line 78, the signal line 79, and the like is omitted.
  • the thin film transistor 72 functions as a switching element that causes the accumulated charge to flow through the signal line as an electric signal in response to a row selection signal given from the row selection line.
  • a TFT and a photodiode are formed on a glass substrate as a sensor having a photoelectric conversion element, but a CMOS or CCD may be used.
  • the phosphor layer 2 is provided on the surface of the photoelectric conversion panel 21 and generates fluorescence in the visible light region when X-rays enter. The generated fluorescence reaches the surface of the photoelectric conversion panel 21.
  • the photoelectric conversion panel 21 receives the fluorescence generated in the phosphor layer 2 and generates an electrical signal. As a result, the visible light image generated in the phosphor layer 2 by the incident X-rays is converted into image information expressed by an electrical signal.
  • the radiation detector 51 is supported by the support plate 31 so that the surface opposite to the surface on which the phosphor layer 2 is formed and the support plate 31 are in contact with each other.
  • the circuit board 30 is disposed on the opposite side of the support plate 31 with respect to the radiation detector 51.
  • the radiation detector 51 and the circuit board 30 are electrically connected by a flexible board 32.
  • the phosphor layer 2 is a layer of thallium activated cesium iodide (Tl activated CsI) formed on one surface of the photoelectric conversion panel 21 similar to that shown in FIGS. 1 and 2.
  • the reflective film 8 is made of a resin paste in which particles of titanium oxide (TiO 2) are dispersed, and is provided on the opposite side of the phosphor layer 2 with respect to the photoelectric conversion panel 21.
  • the reflective film 8 reflects the fluorescence generated in the phosphor layer 2 to the photoelectric conversion panel 21 side.
  • the moisture-proof cap 4 is an aluminum (Al) thin plate and is formed in a hat shape with a hook. The moisture-proof cap 4 covers the phosphor layer 2 and the reflective film 8, and the collar portion is bonded to the photoelectric conversion panel 21.
  • FIG. 6 is a schematic side view of the phosphor layer forming apparatus according to the present embodiment.
  • This phosphor layer forming apparatus has a vacuum chamber 14, a first crucible 12, a second crucible 13, a shutter 15, and a rotation mechanism 91.
  • the first crucible 12, the second crucible 13, and the rotation mechanism 91 are disposed inside the vacuum chamber 14.
  • the substrate 11 is fixed to the rotation mechanism 91.
  • the substrate 11 is the substrate 1 of the scintillator panel 50 (see FIG. 1) or the photoelectric conversion panel 21 of the radiation detector 51 (see FIG. 2).
  • the rotation mechanism 91 rotates the substrate 11 about the surface normal near the center of the substrate 11 as an axis 92.
  • the first crucible 12 stores, for example, 11000 g of CsI.
  • the second crucible 13 stores, for example, 50 g of TlI.
  • the first crucible 12 and the second crucible 13 are arranged so as to face the substrate 11.
  • a shutter 15 is disposed between the first crucible 12 and the second crucible 13 and the substrate 11.
  • the gas inside the vacuum chamber 14 is exhausted by a pump (not shown), and the pressure is reached to 5 ⁇ 10 ⁇ 4 Pa.
  • the first crucible 12, the second crucible 13 and the substrate 11 are preheated by heating means (not shown), respectively, and the respective temperatures are made to reach 700 ° C, 400 ° C and 150 ° C.
  • the concentration of Tl added on the substrate 11 periodically increases and decreases according to the rotation of the substrate 11. There are two reasons why the concentration of Tl added on the substrate 11 periodically increases and decreases according to the rotation of the substrate 11.
  • the first is due to the distance between the substrate 11 and the first crucible 12 containing CsI and the second crucible 13 containing TlI.
  • the first crucible 12 storing CsI is relatively close and the second crucible 12 storing TlI is close.
  • the crucible 13 is far away.
  • the TlI concentration is lowered.
  • the TlI concentration is conversely high.
  • the second is due to the angular difference between the CsI crystal tip shape and the CsI crystal surface and the CsI and TlI crucibles.
  • CsI crystals form aggregates of fiber structures in the gas phase.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view schematically enlarging one fiber structure of a CsI crystal in the middle of forming a phosphor layer according to the present embodiment.
  • the CsI crystal 95 has a sharp tip when forming a fiber structure aggregate in the gas phase.
  • the density of Tl corresponding to the rotation period of the substrate 11 is generated.
  • the film formation rate of the CsI phosphor layer is T [nm / min] and the rotation speed is R [rpm]
  • the density cycle is T / R [nm]. . That is, the fluctuation period of the Tl concentration in the stacking direction in the phosphor layer 2 is inversely proportional to the rotation speed of the substrate 11.
  • FIG. 8 is a test result of the sensitivity ghost of the radiation detector according to the present embodiment. This test is a measurement result of the sensitivity ghost of the radiation detector in which the ratio of the deposition rate of the CsI phosphor layer to the rotational speed, that is, the value of T / R is changed.
  • Sensitivity ghost is usually irradiated with a large dose (2400 mAs) of X-rays with an object that shields X-rays between the radiation detector and the X-ray generator, and after 5 minutes, the object is removed.
  • a white image was photographed under the photographing condition (16 mAs) and evaluated as an increment of the signal amount of the portion with the large dose irradiation history with respect to the signal amount of the portion without the irradiation history before photographing.
  • the sensitivity ghost is GS (%)
  • the signal amount of the portion without the irradiation history before photographing that is, the sensitivity of the non-irradiated portion
  • the signal amount of the portion with the large dose irradiation history that is, the large dose irradiated partial sensitivity
  • the fluorescence phenomenon of CsI / Tl is such that after the X-rays absorbed by the CsI crystal are converted to high-speed electrons, the electrons in the valence band in the crystal are sequentially excited while decelerating themselves. It is generated by emitting light quickly by passing through the emission center composed of Tl ions scattered in the crystal. When there is no Tl ion nearby, the excitation energy remains in the phosphor layer and does not readily release energy as light emission. Then, in the next frame, X-rays are absorbed, stimulated by newly generated high-speed electrons, and emitted as a ghost.
  • the sensitivity ghost was 2.3 to 2.8%.
  • the normal dose image after the large dose irradiation may be covered with the ghost of the previous irradiation image, which may hinder the image diagnosis.
  • the sensitivity ghost is reduced by reducing the ratio of the film formation rate of the phosphor layer 2 to the rotational speed, that is, the value of T / R.
  • the ratio of the film formation rate of the phosphor layer 2 to the rotational speed that is, the value of T / R.
  • the ratio (T / R) of the film formation rate of the phosphor layer 2 to the rotational speed is set to 40 nm or less at which the sensitivity ghost is reduced from the experimental results shown in FIG. That is, the phosphor layer 2 is formed by alternately stacking the high thallium concentration layers 61 and the low thallium concentration layers 62, and the period of the thallium concentration in the stacking direction is 40 nm or less.
  • the ratio (T / R) of the film formation rate of the phosphor layer 2 to the rotational speed is preferably 15 nm or less.
  • the period in the stacking direction of the thallium concentration in the phosphor layer 2 is 40 nm or less.

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Crystallography & Structural Chemistry (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Inorganic Chemistry (AREA)
  • Materials Engineering (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Manufacturing & Machinery (AREA)
  • Conversion Of X-Rays Into Visible Images (AREA)

Abstract

　シンチレータパネル５０に、可視光を透過させる基板１と、基板１の表面に設けられて入射した放射線を可視光に変換するタリウム賦活ヨウ化セシウムで形成された蛍光体層２を備える。蛍光体層２は、防湿膜３で覆われている。蛍光体層２は、高タリウム濃度層と、高タリウム濃度層よりもタリウムの濃度が低い低タリウム濃度層とを交互に積層したものであって、タリウムの濃度の積層方向の周期が４０ｎｍ以下である。

Description

シンチレータパネルおよびその製造方法並びに放射線検出器およびその製造方法
　実施形態は、概して、シンチレータパネルおよびその製造方法並びに放射線検出器およびその製造方法に関する。
　医療用、歯科用もしくは非破壊検査用などのデジタル化した放射線検出器は、入射Ｘ線をシンチレータ層で一旦可視光に変換する方式のものが主流である。シンチレータ層には、いくつかの種類の材料が用いられているが、医療用の平面検出器（以下ＦＰＤ）や、歯科用のＣＭＯＳセンサーを用いた装置や、医療用・動物診断用であるＣＣＤ－ＤＲ装置にはタリウム賦活ヨウ化セシウム（以下、ＣｓＩ／Ｔｌ）が多く使用されている。
　ＣｓＩ／Ｔｌ蛍光体層は、真空蒸着法で簡便に平面状に成膜できる。しかも、成膜条件を適正に調整することにより、直径５μｍ程度のファイバー結晶（柱状結晶）が並んだ構造に成膜することができる。このようなファイバー構造にすることにより、ＣｓＩ結晶（屈折率＝１．８）と結晶間の隙間（屈折率＝１）との間の屈折率の差により、ある１つのファイバー中で放射線から変換された蛍光は、発光点から面方向にそれほどずれない位置でセンサー面に到達する。その結果、放射線撮像装置として、それほど滲まない撮影像が得られる。つまり、ＣｓＩ／Ｔｌ蛍光体層は、適正な条件で成膜することにより、放射線を可視光に変換するシンチレーション機能と、次のセンサー部まで画像を保持するファイバープレート機能を同時に備えることが可能である。
　放射線画像のデジタル撮影装置は、一般的に１７インチ（４３０ｍｍ）角サイズのものが多い。また、それより小型のものであっても、昨今のデジタル装置の普及に伴う数量増に対応して、小型のセンサーパネルを真空蒸着装置に多数並べて一度に蛍光体層を成膜する傾向にある。これにより、真空蒸着装置、るつぼとも大型化してきている。
特開２０１２－９８１１０号公報 特表２００５－５２７８２６号公報
　ＣｓＩ／Ｔｌ蛍光体層の蒸着プロセスで特徴的なことの一つに、ＣｓＩとＴｌＩを気相中で混合しながら成膜することがある。ＣｓＩに対してＴｌＩを均一に所望の濃度に混合しないと、適正な感度特性を得られない。ＴｌＩはＣｓＩよりも大幅に蒸気圧が高いので、両材料を単純に１つのるつぼに混合投入して蒸着しても適正な濃度分布が得られない。
　たとえば、真空蒸着装置に基板とＣｓＩるつぼとを対向させる形で配置し、基板を回転させながら、所望の膜厚を得るのに必要な量のＣｓＩと、少量のＴｌＩを投入したＣｓＩるつぼの温度を７００℃に加温して蒸着させると、蒸着の初期、つまり、基板付近にＴｌＩが集中してしまい、蒸着の末期にはＴｌＩが殆ど無くなった状態となってしまう。この場合、基板から遠い、すなわち蒸着表面側の部分は、Ｘ線を照射しても殆ど発光せず、シンチレータパネルとしての感度特性は低下する。そこで、蛍光体層中のＴｌＩ濃度を均一化することが重要である。
　また、ＣｓＩ／Ｔｌ蛍光体層に適正なシンチレーション機能を持たせるための重要な用件として、感度ゴースト特性がある。感度ゴーストとは、一旦シンチレータにＸ線を照射すると、照射した部分にのみ何時までも残光が残る現象である。一旦被写体を通ったＸ線をシンチレータに照射させ、さらに、比較的短い間隔（例えば５分）で再度Ｘ線画像を撮影すると前回照射した時の残像画像が、今回の画像と重なってしまい、診断を妨害することになる。
　そこで、実施形態は、放射線を可視光に変換するシンチレータパネルの感度ゴーストを低減することを目的とする。
　上述の目的を達成するため、実施形態によるシンチレータパネルは、可視光を透過させる基板と、前記基板の表面に設けられて入射した放射線を可視光に変換するタリウム賦活ヨウ化セシウムで形成された蛍光体層と、を具備し、前記蛍光体層は、高タリウム濃度層と前記高タリウム濃度層よりもタリウムの濃度が低い低タリウム濃度層とを交互に積層したものであって、タリウムの濃度の積層方向の周期が４０ｎｍ以下である、ことを特徴とする。
　また、実施形態によるシンチレータパネルの製造方法は、真空槽内に可視光を透過させる基板と、ＣｓＩを収納した第一のるつぼと、ＴｌＩを収納した第２のるつぼと、前記基板が前記第１のるつぼおよび前記第２のるつぼに対向するように配置する工程と、前記基板を回転させながら前記第１のるつぼおよび前記第２のるつぼを加熱して前記基板の表面にタリウム賦活ヨウ化セシウムの蛍光体層を形成する工程と、を具備し、前記基板の回転速度をＲ（ｒｐｍ）とし、前記シンチレータ層の前記基板への堆積レートをＴ（ｎｍ／分）としたときに、Ｔ／Ｒ＜４０ｎｍであることを特徴とする。
　また、実施形態による放射線検出器は、可視光を電気信号に変換するセンサーが配置された光電変換パネルと、前記光電変換パネルの表面に設けられて入射した放射線を可視光に変換するタリウム賦活ヨウ化セシウムで形成されたシンチレータ層と、を具備し、前記シンチレータ層は、高タリウム濃度層と前記高タリウム濃度層よりもタリウムの濃度が低い低タリウム濃度層とを交互に積層したものであって、タリウムの濃度の積層方向の周期が４０ｎｍ以下である、ことを特徴とする。
　また、実施形態による放射線検出器の製造方法は、真空槽内に可視光を透過させる可視光を電気信号に変換するセンサーが配置された光電変換パネルと、ＣｓＩを収納した第一のるつぼと、ＴｌＩを収納した第２のるつぼと、前記光電変換パネルが前記第１のるつぼおよび前記第２のるつぼに対向するように配置する工程と、前記光電変換パネルを回転させながら前記第１のるつぼおよび前記第２のるつぼを加熱して前記光電変換パネルの表面にタリウム賦活ヨウ化セシウムのシンチレータ層を形成する工程と、を具備し、前記基板の回転速度をＲ（ｒｐｍ）とし、前記シンチレータ層の前記光電変換パネルへの堆積レートをＴ（ｎｍ／分）としたときに、Ｔ／Ｒ＜４０ｎｍであることを特徴とする。
　また、実施形態によるシンチレータパネルは、可視光を透過させる基板と、前記基板の表面に設けられて入射した放射線を可視光に変換するタリウム賦活ヨウ化セシウムで形成されたシンチレータ層と、を具備し、前記シンチレータ層は、高タリウム濃度層と前記高タリウム濃度層よりもタリウムの濃度が低い低タリウム濃度層とが交互に積層したものである、ことを特徴とする。
一実施形態によるシンチレータパネルの断面図である。 一実施形態による蛍光体層の一部拡大断面図である。 一実施形態による蛍光体層中のタリウム濃度のグラフである。 一実施形態による放射線検出器の断面図である。 一実施形態による放射線検出装置の模式的斜視図である。 一実施形態による蛍光体層形成装置の模式的側面図である。 一実施形態による蛍光体層形成途中のＣｓＩ結晶の一つのファイバー構造を模式的に拡大した断面図である。 一実施形態による放射線検出器の感度ゴーストの試験結果である。
　以下、一実施形態によるシンチレータパネルおよび放射線検出器を、図面を参照して説明する。なお、同一または類似の構成には同一の符号を付し、重複する説明は省略する。
　図１は、一実施形態によるシンチレータパネルの断面図である。
　シンチレータパネル５０は、基板１と蛍光体層２と防湿膜３とを有している。基板１は、たとえば炭素繊維を主材料とする平板である。蛍光体層２は、基板１の一方の表面に形成されたタリウム賦活ヨウ化セシウム（Ｔｌ賦活ＣｓＩ）の層である。防湿膜３は、蛍光体層２の表面に形成された、たとえばポリパラキシリレンの蒸着重合膜である。
　図２は、一実施形態による蛍光体層の一部拡大断面図である。図３は、一実施形態による蛍光体層中のタリウム濃度のグラフである。このグラフにおいて、横軸は高タリウム濃度層６１と低タリウム濃度層６２との積層方向位置、すなわち、基板１からの距離である。
　蛍光体層２は、基板１から離れるにしたがって、タリウム濃度が周期的に連続的に増加・低減を繰り返している。その結果、Ｔｌ濃度の所定の値をしきい値として、そのしきい値よりもＴｌ濃度が高い領域を高タリウム濃度層６１、Ｔｌ濃度がしきい値以下の領域を低タリウム濃度層６２とすると、蛍光体層２中には高タリウム濃度層６１および低タリウム濃度層６２が基板１の法線方向に向かって繰り返し積層している。　
　なお、図１に示すように、高タリウム濃度層６１の積層方向位置、または低タリウム濃度層６２の積層方向位置は、蛍光体層２の平面方向の領域（例えば、図１における左右方向の領域）によって異なるものとなっている。　
　後述する図６に示すように、ＣｓＩ蒸気を発生させる第１のるつぼ１２と、ＴｌＩ蒸気を発生させる第２のるつぼ１３は、基板１１に対向するようにそれぞれ配置されている。　
　そのため、蛍光体層２が形成される際に、第２のるつぼ１３に近い領域において高タリウム濃度層６１が形成され、隣接する第１のるつぼ１２に近い領域において低タリウム濃度層６２が形成される。　
　そして、基板１１の回転に伴い、高タリウム濃度層６１が形成される領域、および低タリウム濃度層６２が形成される領域が移動する。　
　そのため、第２のるつぼ１３に近い領域において低タリウム濃度層６２の上に高タリウム濃度層６１が形成され、隣接する第１のるつぼ１２に近い領域において高タリウム濃度層６１の上に低タリウム濃度層６２が形成される。　
　その結果、高タリウム濃度層６１の積層方向位置、または低タリウム濃度層６２の積層方向位置は、蛍光体層２の平面方向の領域によって異なるものとなる。
　図４は、一実施形態による放射線検出器の断面図である。図５は、一実施形態による放射線検出装置の模式的斜視図である。
　放射線検出器５１は、放射線像であるＸ線画像を検出するＸ線平面センサーであり、たとえば一般医療用途などに用いられる。放射線検出装置５２は、この放射線検出器５１と、支持板３１と、回路基板３０と、フレキシブル基板３２とを有している。放射線検出器５１は、光電変換パネル２１と蛍光体層２と反射膜８と防湿キャップ４とを有している。なお、図５において反射膜８および防湿キャップ４の図示は省略している。
　放射線検出器５１は、入射したＸ線を検出して蛍光に変換し、その蛍光を電気信号に変換する。放射線検出装置５２は、放射線検出器５１を駆動し、放射線検出器５１から出力された電気信号を画像情報として出力する。放射線検出装置５２が出力した画像情報は、外部のディスプレイなどに表示される。
　光電変換パネル２１は、ガラス基板２２を有している。ガラス基板２２の表面には、複数の微細な画素２０が正方格子状に配列されている。それぞれの画素２０は、薄膜トランジスタ７２と光電変換素子２３とを有している。光電変換素子２３は、たとえばフォトダイオードであり、可視光を電荷に変換する。各光電変換素子２３には、生成した電荷を蓄積するキャパシタが設けられている。
　また、ガラス基板２２の表面には、画素２０が配列された正方格子の行と同数の行選択線７８が各画素２０の間を延びている。さらに、ガラス基板２２の表面には、画素２０が配列された正方格子の列の数と同数の信号線７９が各画素２０の間を延びている。蛍光体層２は、光電変換パネル２１の画素２０が配列された有効画素領域の表面に形成されている。光電変換パネル２１の表面には、絶縁性の保護膜８０が形成されている。なお、図４において、薄膜トランジスタ７２、行選択線７８および信号線７９などの図示は省略している。
　薄膜トランジスタ７２は、行選択線から与えられる行選択信号によって、蓄積した電荷を信号線に電気信号として流すスイッチング素子として機能する。本実施形態では、光電変換素子を有するセンサーとしてＴＦＴとフォトダイオードをガラス基板上に形成したものとしたが、ＣＭＯＳやＣＣＤであってもよい。
　蛍光体層２は、光電変換パネル２１の表面に設けられ、Ｘ線が入射すると可視光領域の蛍光を発生する。発生した蛍光は、光電変換パネル２１の表面に到達する。
　光電変換パネル２１は、蛍光体層２で発生した蛍光を受光して電気信号を発生する。その結果、入射したＸ線によって蛍光体層２で発生した可視光像は、電気信号で表現された画像情報に変換される。
　放射線検出器５１は、蛍光体層２が形成された面の反対側の面と支持板３１とが接触するように、支持板３１に支持されている。回路基板３０は、支持板３１の放射線検出器５１に対して反対側に配置されている。放射線検出器５１と回路基板３０との間は、フレキシブル基板３２で電気的に接続されている。
　蛍光体層２は、図１および図２に示したものと同様の、光電変換パネル２１の一方の表面に形成されたタリウム賦活ヨウ化セシウム（Ｔｌ賦活ＣｓＩ）の層である。反射膜８は、酸化チタン（ＴｉＯ２）の粒子を分散した樹脂ペーストからなり、蛍光体層２の光電変換パネル２１に対して反対側に設けられている。反射膜８は、蛍光体層２で発生した蛍光を、光電変換パネル２１側に反射する。防湿キャップ４は、アルミニウム（Ａｌ）薄板で鍔付のハット状に形成されている。防湿キャップ４は、蛍光体層２および反射膜８を被覆し、鍔部が光電変換パネル２１に接着している。
　図６は、本実施形態による蛍光体層形成装置の模式的側面図である。
　この蛍光体層形成装置は、真空槽１４と第１のるつぼ１２と第２のるつぼ１３とシャッター１５と回転機構９１とを有している。第１のるつぼ１２と第２のるつぼ１３と回転機構９１とは、真空槽１４の内部に配置される。
　回転機構９１には、基板１１が固定される。ここで基板１１とは、シンチレータパネル５０の基板１（図１参照）あるいは放射線検出器５１の光電変換パネル２１（図２参照）のことである。回転機構９１は、基板１１の中心付近の表面の法線を軸９２として基板１１を回転させる。
　第１のるつぼ１２には、ＣｓＩをたとえば１１０００ｇ収納する。第２のるつぼ１３にはＴｌＩをたとえば５０ｇ収納する。第１のるつぼ１２および第２のるつぼ１３は、基板１１に対向するように配置される。第１のるつぼ１２および第２のるつぼ１３と基板１１との間にはシャッター１５が配置される。
　まず、図示しないポンプで真空槽１４の内部のガスを排気し、圧力を５×１０－４Ｐａまで到達させる。この状態で、第１のるつぼ１２、第２のるつぼ１３および基板１１をそれぞれ図示しない加熱手段で予備加熱して、それぞれの温度を７００℃、４００℃および１５０℃に到達させる。
　次に、基板１１を回転させながら、各部の温度がそれぞれ所望の温度に到達し、第１のるつぼ１２中のＣｓＩおよび第２のるつぼ１３中のＴｌＩが安定して蒸発する状態となったらシャッター１５を除去する。これによりＣｓＩ蒸気とＴｌＩ蒸気が気相中で混合された状態で基板１１に到達する。基板１１の表面では、ＣｓＩ蒸気の方が多いのでＣｓＩ結晶が形成され、一部Ｃｓイオンが配置されるサイトにＴｌが配置され、結果として、ＣｓＩ母結晶を崩さない形でＴｌが添加される。その後、反射膜、防湿膜塗布工程などを経て、必要な回路・筐体を組み立ててシンチレータパネルあるいは放射線検出器が完成する。
　このように、ＣｓＩとＴｌＩのるつぼを別に準備して、それぞれ別々の温度、たとえば、ＣｓＩを７００℃、ＴｌＩを４００℃に加温して所望の混合比を得て、同時に蒸着させることにより、ＣｓＩ、ＴｌＩともに成膜レートが巨視的には一定となる。その結果、蛍光体層の積層方向の巨視的なＴｌＩ濃度は一定となり、良好な感度特性が得られる。
　しかし、基板１１上に添加されるＴｌの濃度は、微視的には、基板１１の回転に応じて周期的に増減する。基板１１上に添加されるＴｌの濃度が基板１１の回転に応じて周期的に増減する理由は以下の２つである。
　一つ目は、ＣｓＩが収納された第１のるつぼ１２およびＴｌＩが収納された第２のるつぼ１３と基板１１との距離に起因するものである。図６における基板１１上の回転軸９２よりも左側の第１のるつぼ１２の上方の領域Ａでは、相対的にＣｓＩが収納された第１のるつぼ１２が近く、ＴｌＩが収納された第２のるつぼ１３が遠い。結果としてＴｌＩ濃度は低くなる。それに対して、図６における回転軸９２よりも右側の第２のるつぼ１３の上方の領域Ｂでは、逆にＴｌＩ濃度は高くなる。基板１１が回転する間に、基板１１上のある部分はこれらの領域Ａと領域Ｂを交互に通過する、すなわち第１のるつぼ１２に近い領域および第２のるつぼ１３に近い領域を交互に通過するので、基板１１の回転周期に対応したＴｌ濃度の濃淡が発生する。
　二つ目は、ＣｓＩ結晶先端形状と、ＣｓＩ結晶表面とＣｓＩ、ＴｌＩるつぼとの角度的な相違に起因するものである。ＣｓＩ結晶は、気相でファイバー構造の集合体を形成する。
　図７は、本実施形態による蛍光体層形成途中のＣｓＩ結晶の一つのファイバー構造を模式的に拡大した断面図である。
　ＣｓＩ結晶９５は気相でファイバー構造の集合体を形成させる時、先端部が尖った形状になる。ＣｓＩが収納された第１のるつぼ１２の方を向いている部分９６とＴｌＩが収納された第２のるつぼ１３を向いている部分９７とが存在し、それぞれＴｌ濃度が低い、高い部分となる。その結果、基板１１の回転周期に対応したＴｌ濃度の濃淡が発生する。
　上述の２つの理由いずれの場合でも、ＣｓＩ蛍光体層の成膜レートをＴ［ｎｍ／分］、回転速度をＲ［ｒｐｍ］とした時に、この濃淡の周期はＴ／Ｒ［ｎｍ］となる。つまり、蛍光体層２中の積層方向でのＴｌ濃度の変動周期は、基板１１の回転速度に反比例する。
　図８は、本実施形態による放射線検出器の感度ゴーストの試験結果である。この試験は、ＣｓＩ蛍光体層の成膜レートの回転速度に対する比、すなわちＴ／Ｒの値を変化させた放射線検出器の感度ゴーストの測定結果である。
　感度ゴーストは、放射線検出器とＸ線発生器の間にＸ線を遮蔽する物体を設置した状態で大線量（２４００ｍＡｓ）のＸ線を照射し、その５分後に、物体を取り除いた状態で通常の撮影条件（１６ｍＡｓ）でホワイト画像を撮影し、撮影前照射履歴が無い部分の信号量に対する、大線量照射履歴のある部分の信号量の増分として評価した。すなわち、感度ゴーストをＧＳ（％）、撮影前照射履歴が無い部分の信号量すなわち非照射部分の感度をＳ０、大線量照射履歴のある部分の信号量すなわち大線量照射部分感度をＳ１としたとき、
　ＧＳ（％）＝(（Ｓ１－Ｓ０）／Ｓ０)×１００
である。
　ＣｓＩ／Ｔｌの蛍光現象は、ＣｓＩ結晶に吸収されたＸ線が、高速電子に変換されたのちに自身は減速しながら結晶中の価電子帯の電子を順次励起し、励起された電子が、結晶中に散在するＴｌイオンからなる発光中心と通ることにより速やかに発光することによって生じる。Ｔｌイオンが近くに無い場合、励起エネルギーは蛍光体層に残存して、なかなか発光としてエネルギーを放出しない。そして、次のフレームでＸ線を吸収し新たに発生した高速電子に刺激を受けて、ゴーストとして発光する。
　図８に示すように、基板回転速度を６ｒｐｍ、成膜レートを１μｍ／分、Ｔ／Ｒ≒１７０μｍ、ＴｌＩ濃度の積層方向平均値を０．５％とした場合、十分な感度は得られたが、感度ゴースト（ＧＳ）は２．３～２．８％であった。この程度の感度ゴーストが生じると、大線量照射後の普通線量画像に前回照射の画像のゴーストが被ってしまい、画像診断に支障を来たす可能性がある。
　これに対して、回転速度を３０ｒｐｍ（このときＴ／Ｒ≒３５μｍ）とした場合、感度ゴーストは０．９～２．２％と改善が見られた。また、成膜レートを０．１４μｍ／分、基板回転速度を１２ｒｐｍ（このときＴ／Ｒ≒１２μｍ）とした場合、感度ゴーストは０％となった。
　このように、蛍光体層２の成膜レートの回転速度に対する比、すなわちＴ／Ｒの値を小さくすることにより、感度ゴーストが低減することが分かった。ＣｓＩとＴｌＩの２つのるつぼを使って蒸着する方式の場合、蛍光体層中のＴｌ濃度が低下する、すなわち欠乏する領域が形成されることは不可避である。しかし、この蛍光体層中Ｔｌが欠乏する領域を狭くすることにより、励起電子がＴｌ発光中心に遭遇する確率が上がるので、感度ゴーストは低減できる。
　そこで本実施形態では、図８に示す実験結果より、蛍光体層２の成膜レートの回転速度に対する比（Ｔ／Ｒ）を、感度ゴーストが低減する４０ｎｍ以下としている。つまり、蛍光体層２は、高タリウム濃度層６１と低タリウム濃度層６２とを交互に積層したものであって、タリウムの濃度の積層方向の周期が４０ｎｍ以下となるようにしている。
　さらに、蛍光体層２の成膜レートの回転速度に対する比（Ｔ／Ｒ）を１５ｎｍ以下とすることが好ましい。この場合、蛍光体層２におけるタリウムの濃度の積層方向の周期は、４０ｎｍ以下となる。
　このように本実施形態によれば、放射線を可視光に変換するシンチレータパネルの感度ゴーストを低減することができる。
　本発明の一実施形態を説明したが、この実施形態は、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。この新規な実施形態は、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。この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…基板
２…蛍光体層
３…防湿膜
４…防湿キャップ
８…反射膜
１１…基板
１２…第１のるつぼ
１３…第２のるつぼ
１４…真空槽
１５…シャッター
２０…画素
２１…光電変換パネル
２２…ガラス基板
２３…光電変換素子
３０…回路基板
３１…支持板
３２…フレキシブル基板
５０…シンチレータパネル
５１…放射線検出器
５２…放射線検出装置
６１…高タリウム濃度層
６２…低タリウム濃度層
７２…薄膜トランジスタ
７８…行選択線
７９…信号線
８０…保護膜
９１…回転機構
９２…軸
９５…ＣｓＩ結晶

Claims (7)

  1. 　可視光を透過させる基板と、
    　前記基板の表面に設けられて入射した放射線を可視光に変換するタリウム賦活ヨウ化セシウムで形成された蛍光体層と、
    　を具備し、
    　前記蛍光体層は、高タリウム濃度層と前記高タリウム濃度層よりもタリウムの濃度が低い低タリウム濃度層とを交互に積層したものであって、タリウムの濃度の積層方向の周期が４０ｎｍ以下である、
    　ことを特徴とするシンチレータパネル。
  2. 　前記周期が１５ｎｍ以下であることを特徴とする請求項１に記載のシンチレータパネル。
  3. 　真空槽内に可視光を透過させる基板と、ＣｓＩを収納した第一のるつぼと、ＴｌＩを収納した第２のるつぼと、前記基板が前記第１のるつぼおよび前記第２のるつぼに対向するように配置する工程と、
    　前記基板を回転させながら前記第１のるつぼおよび前記第２のるつぼを加熱して前記基板の表面にタリウム賦活ヨウ化セシウムの蛍光体層を形成する工程と、
    　を具備し、
    　前記基板の回転速度をＲ（ｒｐｍ）とし、前記シンチレータ層の前記基板への堆積レートをＴ（ｎｍ／分）としたときに、Ｔ／Ｒ＜４０ｎｍであることを特徴とするシンチレータパネルの製造方法。
  4. 　前記第１のるつぼと前記第２のるつぼは、前記基板の回転軸を挟むように配置されていることを特徴とする請求項３に記載のシンチレータパネルの製造方法。
  5. 　可視光を電気信号に変換するセンサーが配置された光電変換パネルと、
    　前記光電変換パネルの表面に設けられて入射した放射線を可視光に変換するタリウム賦活ヨウ化セシウムで形成されたシンチレータ層と、
    　を具備し、
    　前記シンチレータ層は、高タリウム濃度層と前記高タリウム濃度層よりもタリウムの濃度が低い低タリウム濃度層とを交互に積層したものであって、タリウムの濃度の積層方向の周期が４０ｎｍ以下である、
    　ことを特徴とする放射線検出器。
  6. 　真空槽内に可視光を透過させる可視光を電気信号に変換するセンサーが配置された光電変換パネルと、ＣｓＩを収納した第一のるつぼと、ＴｌＩを収納した第２のるつぼと、前記光電変換パネルが前記第１のるつぼおよび前記第２のるつぼに対向するように配置する工程と、
    　前記光電変換パネルを回転させながら前記第１のるつぼおよび前記第２のるつぼを加熱して前記光電変換パネルの表面にタリウム賦活ヨウ化セシウムのシンチレータ層を形成する工程と、
    　を具備し、
    　前記基板の回転速度をＲ（ｒｐｍ）とし、前記シンチレータ層の前記光電変換パネルへの堆積レートをＴ（ｎｍ／分）としたときに、Ｔ／Ｒ＜４０ｎｍであることを特徴とする放射線検出器の製造方法。
  7. 　可視光を透過させる基板と、
    　前記基板の表面に設けられて入射した放射線を可視光に変換するタリウム賦活ヨウ化セシウムで形成されたシンチレータ層と、
    　を具備し、
    　前記シンチレータ層は、高タリウム濃度層と前記高タリウム濃度層よりもタリウムの濃度が低い低タリウム濃度層とが交互に積層したものである、
    　ことを特徴とするシンチレータパネル。
PCT/JP2014/059835 2013-04-15 2014-04-03 シンチレータパネルおよびその製造方法並びに放射線検出器およびその製造方法 Ceased WO2014171343A1 (ja)

Priority Applications (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2015512443A JP6072232B2 (ja) 2013-04-15 2014-04-03 シンチレータパネルおよびその製造方法並びに放射線検出器およびその製造方法
EP14785382.4A EP2988307A4 (en) 2013-04-15 2014-04-03 Scintillator panel and process for producing same, and radiation detector and process for producing same
CN201480012067.5A CN105051829B (zh) 2013-04-15 2014-04-03 闪烁体板及其制造方法以及辐射检测器及其制造方法
US14/836,199 US9304212B2 (en) 2013-04-15 2015-08-26 Scintillator panel and manufacturing method therefor and radiation detector and manufacturing method therefor

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2013084734 2013-04-15
JP2013-084734 2013-04-15

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US14/836,199 Continuation US9304212B2 (en) 2013-04-15 2015-08-26 Scintillator panel and manufacturing method therefor and radiation detector and manufacturing method therefor

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2014171343A1 true WO2014171343A1 (ja) 2014-10-23

Family

ID=51731290

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2014/059835 Ceased WO2014171343A1 (ja) 2013-04-15 2014-04-03 シンチレータパネルおよびその製造方法並びに放射線検出器およびその製造方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US9304212B2 (ja)
EP (1) EP2988307A4 (ja)
JP (1) JP6072232B2 (ja)
CN (1) CN105051829B (ja)
WO (1) WO2014171343A1 (ja)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPWO2018173894A1 (ja) * 2017-03-22 2019-03-28 富士フイルム株式会社 放射線検出器及び放射線画像撮影装置
JP2019060877A (ja) * 2017-09-27 2019-04-18 浜松ホトニクス株式会社 放射線検出器
US20220018975A1 (en) * 2020-07-14 2022-01-20 Canon Kabushiki Kaisha Radiation imaging panel, radiation imaging apparatus, radiation imaging system, and scintillator plate
US11480694B2 (en) 2017-09-27 2022-10-25 Hamamatsu Photonics K.K. Scintillator panel, and radiation detector

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6687102B2 (ja) * 2016-03-07 2020-04-22 コニカミノルタ株式会社 積層型シンチレータパネルの製造方法
DE102016221481B4 (de) 2016-11-02 2021-09-16 Siemens Healthcare Gmbh Strahlungsdetektor mit einer Zwischenschicht
JP6433560B1 (ja) 2017-09-27 2018-12-05 浜松ホトニクス株式会社 シンチレータパネル及び放射線検出器
KR102520982B1 (ko) * 2017-12-18 2023-04-11 엘지디스플레이 주식회사 디지털 엑스레이 검출기용 어레이 기판과 이를 포함하는 디지털 엑스레이 검출기 및 그 제조 방법
KR20250022886A (ko) * 2018-12-18 2025-02-17 나노비전 테크놀러지(베이징) 컴퍼니 리미티드 신틸레이터 스크린의 제조 방법, 신틸레이터 스크린 및 대응되는 이미지 검출기

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005527826A (ja) 2002-05-29 2005-09-15 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ ＣｓＩ：Ｔｌ変換層を有するＸ線検出器
WO2010150576A1 (ja) * 2009-06-26 2010-12-29 コニカミノルタエムジー株式会社 シンチレータパネル、シンチレータパネルの製造方法、放射線画像検出器および放射線画像検出器の製造方法
JP2012098110A (ja) 2010-11-01 2012-05-24 Toshiba Corp 放射線検出器及びその製造方法
JP2012159394A (ja) * 2011-01-31 2012-08-23 Fujifilm Corp 放射線画像検出装置及びその製造方法
JP2012159393A (ja) * 2011-01-31 2012-08-23 Fujifilm Corp 放射線画像検出装置及びその製造方法

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS63113387A (ja) * 1986-10-31 1988-05-18 Toshiba Corp 放射線検出器
US6876146B2 (en) * 2002-03-26 2005-04-05 Tdk Corporation Electroluminescence phosphor multilayer thin film and electroluminescence element
JP2007139604A (ja) * 2005-11-18 2007-06-07 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線用シンチレータプレート
JP2007205970A (ja) * 2006-02-03 2007-08-16 Konica Minolta Medical & Graphic Inc シンチレータプレート
JP5089195B2 (ja) * 2006-03-02 2012-12-05 キヤノン株式会社 放射線検出装置、シンチレータパネル、放射線検出システム及び放射線検出装置の製造方法
JP4920994B2 (ja) * 2006-03-02 2012-04-18 キヤノン株式会社 シンチレータパネル、放射線検出装置及び放射線検出システム
KR101393776B1 (ko) * 2007-03-27 2014-05-12 도시바 덴시칸 디바이스 가부시키가이샤 신틸레이터 패널과 그 제조방법 및 방사선 검출기
WO2010023970A1 (ja) * 2008-08-28 2010-03-04 コニカミノルタエムジー株式会社 放射線画像変換パネル及びその製造方法
WO2010050358A1 (ja) * 2008-10-28 2010-05-06 コニカミノルタエムジー株式会社 シンチレータパネル、放射線検出装置及びそれらの製造方法
JP5604326B2 (ja) * 2011-02-14 2014-10-08 富士フイルム株式会社 放射線画像検出装置及びその製造方法

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005527826A (ja) 2002-05-29 2005-09-15 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ ＣｓＩ：Ｔｌ変換層を有するＸ線検出器
WO2010150576A1 (ja) * 2009-06-26 2010-12-29 コニカミノルタエムジー株式会社 シンチレータパネル、シンチレータパネルの製造方法、放射線画像検出器および放射線画像検出器の製造方法
JP2012098110A (ja) 2010-11-01 2012-05-24 Toshiba Corp 放射線検出器及びその製造方法
JP2012159394A (ja) * 2011-01-31 2012-08-23 Fujifilm Corp 放射線画像検出装置及びその製造方法
JP2012159393A (ja) * 2011-01-31 2012-08-23 Fujifilm Corp 放射線画像検出装置及びその製造方法

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP2988307A4

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPWO2018173894A1 (ja) * 2017-03-22 2019-03-28 富士フイルム株式会社 放射線検出器及び放射線画像撮影装置
TWI780129B (zh) * 2017-03-22 2022-10-11 日商富士軟片股份有限公司 放射線檢測器及放射線圖像攝影裝置
JP2019060877A (ja) * 2017-09-27 2019-04-18 浜松ホトニクス株式会社 放射線検出器
US11480694B2 (en) 2017-09-27 2022-10-25 Hamamatsu Photonics K.K. Scintillator panel, and radiation detector
US20220018975A1 (en) * 2020-07-14 2022-01-20 Canon Kabushiki Kaisha Radiation imaging panel, radiation imaging apparatus, radiation imaging system, and scintillator plate
US11520062B2 (en) * 2020-07-14 2022-12-06 Canon Kabushiki Kaisha Radiation imaging panel, radiation imaging apparatus, radiation imaging system, and scintillator plate

Also Published As

Publication number Publication date
CN105051829B (zh) 2017-09-08
EP2988307A1 (en) 2016-02-24
US9304212B2 (en) 2016-04-05
JPWO2014171343A1 (ja) 2017-02-23
JP6072232B2 (ja) 2017-02-01
US20150362602A1 (en) 2015-12-17
CN105051829A (zh) 2015-11-11
EP2988307A4 (en) 2017-01-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6072232B2 (ja) シンチレータパネルおよびその製造方法並びに放射線検出器およびその製造方法
US8637831B2 (en) Hybrid organic photodiode
KR102563942B1 (ko) 하이브리드 액티브 매트릭스 평판 감지기 시스템 및 방법
JP2011508202A (ja) 複合樹脂におけるシンチレータを備えた放射線感受性検出器
JP2013140036A (ja) 放射線検出装置
JP2012098110A (ja) 放射線検出器及びその製造方法
JP6548565B2 (ja) シンチレータパネル、及び、放射線検出器
JP2017133894A (ja) シンチレータアレイ、それを用いたｘ線検出器およびｘ線検査装置
US10345456B2 (en) Radiation detector and method for producing a radiation detector
JP6266324B2 (ja) シンチレータパネルおよびその製造方法
JP6306334B2 (ja) 放射線検出器およびその製造方法
EP3023812B1 (en) Radiation detector, scintillator panel, and methods for manufacturing radiation detector and scintillator panel
JP6306325B2 (ja) 放射線検出器およびその製造方法
WO2015072197A1 (ja) 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
JP2015001387A (ja) 放射線検出器の製造方法
JP2017150868A (ja) シンチレータプレート、放射線検出器及び放射線計測システム
JP6508790B2 (ja) 放射線検出器の製造方法
JP2015096819A (ja) シンチレータパネルおよびその製造方法
JP2015096821A (ja) シンチレータパネルおよびその製造方法
JP2016020820A (ja) 放射線検出器およびシンチレータパネル
JP2015096820A (ja) 放射線検出器およびその製造方法
JP2015038461A (ja) シンチレータパネルおよびその製造方法
JP2015038460A (ja) 放射線検出器およびその製造方法

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 201480012067.5

Country of ref document: CN

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

Ref document number: 14785382

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2014785382

Country of ref document: EP

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2015512443

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE