WO2017110850A1 - セラミックシンチレータアレイ、x線検出器、およびx線検査装置 - Google Patents
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Definitions
- Embodiments of the present invention relate to a ceramic scintillator array, an X-ray detector, and an X-ray inspection apparatus.
- X-ray inspection apparatus such as an X-ray tomography apparatus (hereinafter referred to as X-ray CT apparatus)
- 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 an X-ray detector having a detection element using a solid scintillator, it is easy to downsize the detection element and increase the number of channels, so that the resolution of the X-ray CT apparatus or the like can be further increased.
- X-ray 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.
- An X-ray detector mounted on an X-ray 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.
- X is a combination of a ceramic scintillator segment processed by cutting or grooving from a sintered body (ingot) of a rare earth oxysulfide phosphor ceramic that is a scintillator material, and a photodiode as a detection element.
- Line 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. A reflective layer is formed between these scintillator segments and integrated to produce a scintillator array.
- the scintillator array requires a structure in which the light generated by the incident X-rays is confined in the scintillator segment so that the light does not penetrate from the X-ray incident surface and is efficiently extracted to the photodiode side.
- a reflective layer is also formed on the X-ray incident surface.
- the dimensional accuracy of the ceramic scintillator array affects the alignment accuracy when pasting with the photodiode, and consequently the resolution of the X-ray CT diagnostic image. Furthermore, a maximum temperature of 50 ° C. is applied to the X-ray detector mounted on the X-ray CT apparatus.
- 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.
- JP 2012-187137 A Japanese Patent No. 4959877
- the problem to be solved by the present invention is to suppress a decrease in dimensional accuracy and a variation in dimensional accuracy due to a change in the pitch of a segment and an external dimension so as to cope with a reduction in the size of an X-ray detector and the like.
- An object of the present invention is to provide a ceramic scintillator array capable of suppressing peeling of a reflection layer on an incident surface side. Furthermore, by using such a ceramic scintillator array, an X-ray detector and an X-ray inspection apparatus that improve resolution and image accuracy and thereby improve medical diagnostic performance and non-destructive inspection accuracy are provided. is there.
- the ceramic scintillator array of the embodiment includes a plurality of scintillator segments made of a sintered body of rare earth oxysulfide phosphor and a first reflection interposed between adjacent scintillator segments so as to integrate the plurality of scintillator segments. And a second reflective layer disposed on the surface side on which the X-rays of the plurality of scintillator segments are incident.
- the difference in dimension between the end portion of the surface of the second reflective layer and the most convex portion on the surface of the second reflective layer is 30 ⁇ m or less. It is.
- 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 first reflective layer
- 4 is a second reflective layer.
- the second reflective layer 4 is not shown.
- the scintillator array 1 has a plurality of scintillator segments 2.
- a first reflective layer 3 is interposed between adjacent scintillator segments 2.
- the first reflective layer 3 is bonded to the adjacent scintillator segments 2.
- the plurality of scintillator segments 2 are integrated by a first reflective layer 3 bonded to them. That is, the scintillator array 1 has a structure in which a plurality of scintillator segments 2 are integrated by the first reflective layer 3. Further, the second reflective layer 4 is provided on the surface of the plurality of scintillator segments 2 on which the X-rays are incident.
- 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 plurality of scintillator segments 2 are two-dimensionally arranged in a vertical direction and a horizontal direction as shown in FIG. You may have.
- the first reflective layer 3 is provided between the scintillator segments 2 in the vertical direction and the horizontal direction, respectively.
- the second reflective layer 4 is provided on the X-ray incident surfaces of the plurality of scintillator segments 2 integrated via the first reflective layer 3.
- the second reflective layer 4 is bonded to each of the X-ray incident surfaces of the plurality of scintillator segments 2.
- the number of scintillator segments 2 is appropriately set according to the structure and resolution of the 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. If the volume of the scintillator segments 2 and 1 mm 3 or less and compactness, the first reflective layer 3 of the width (W) is 100 ⁇ m or less, more can be less and thinner 50 [mu] m.
- the plurality of scintillator segments 2 are integrated through the first reflective layer 3, and the second X-ray incident surface of the plurality of integrated scintillator segments 2 has a second shape.
- a reflective layer 4 is provided.
- the difference in dimensions between the end of the surface (X-ray incident surface) of the second reflective layer 4 and the most convex portion. (Warpage) is 30 ⁇ m or less.
- the most convex portion of the second reflective layer 4 refers to the surface (X-ray incident surface) of the second reflective layer 4 with respect to the formation surface (reference surface) of the second reflective layer 4 of the plurality of scintillator segments 2. ) In the most distant position.
- the amount of warpage of the second reflective layer 4 under a temperature environment of 50 ° C. or less By setting the amount of warpage of the second reflective layer 4 under a temperature environment of 50 ° C. or less to 30 ⁇ m or less, dimensional changes such as minute dimensional changes (pitch deviation) between adjacent scintillator segments 2 and variations in external dimensions. It is possible to suppress a decrease in accuracy due to the above, and thereby it is possible to improve the resolution of the diagnostic image of the X-ray detector. Furthermore, peeling of the second reflective layer 4 can be suppressed. More preferably, the amount of warpage of the second reflective layer 4 under a temperature environment of 50 ° C. or less is 20 ⁇ m or less.
- the thickness of the second reflective layer 4 is preferably in the range of 50 to 250 ⁇ m. If the thickness of the second reflective layer 4 is less than 50 ⁇ m, the effect of improving the reflection efficiency may not be sufficiently obtained. When the thickness of the second reflective layer 4 exceeds 250 ⁇ m, the transmitted X-ray dose decrease
- a first reflective layer 3 that integrates a plurality of scintillator segments 2 and a second reflective layer that is provided on the X-ray incident surface of the integrated scintillator segments 2
- Each of 4 contains a transparent resin and reflective particles dispersed in the transparent resin.
- the reflective particles dispersed in the transparent resin in the first reflective layer 3 and the reflective particles dispersed in the transparent resin in the second reflective layer 4 are preferably the same inorganic substance particles.
- the reflective particles it is preferable to use at least one inorganic substance particle selected from the group consisting of titanium oxide (TiO 2 ), alumina (Al 2 O 3 ), barium sulfide (BaSO 4 ), and zinc oxide (ZnO). .
- TiO 2 titanium oxide
- Al 2 O 3 alumina
- BaSO 4 barium sulfide
- ZnO zinc oxide
- 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 layers 3 and 4 with respect to light having a wavelength of 512 nm tends to be lowered.
- the reflective efficiency of the reflective layers 3 and 4 can be improved by using the reflective particles having a two-peak type particle size distribution. Specifically, it is preferable that the reflection efficiency of the reflection layers 3 and 4 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 second reflective layer 4 it is preferable to use a resin having a glass transition point (transition temperature) of 30 ° C. or lower for the transparent resin constituting the second reflective layer 4. 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 second reflective layer 4 If the glass transition point of the transparent resin constituting the glass is 30 ° C. or less, the second reflective layer 4 can be easily expanded and contracted during the manufacturing process, during use, and during storage.
- transition temperature glass transition point
- Warpage due to a difference in thermal expansion coefficient or the like from the scintillator segment 2 and dimensional changes based on the warpage (segment pitch deviation, variation in outer dimensions), and peeling of the second reflective layer 4 can be suppressed.
- the glass transition point of the transparent resin constituting the second reflective layer 4 is more preferably 20 ° C. or lower.
- the transparent resin constituting the second reflective layer 4 it is preferable to use a resin having a molecular structure including a double structure (double bond) in order to satisfy the glass transition point of 30 ° C. or less.
- the molecular structure of the transparent resin constituting the second reflective layer 4 does not include a double structure, the glass transition point tends to exceed 30 ° C.
- the transparent resin constituting the second reflective layer 4 is at least one selected from the group consisting of epoxy resin, silicone resin, phenol resin, urea resin, melamine resin, unsaturated polyester, polyurethane, acrylic resin, and polyethylene terephthalate. It is preferred that the molecular structure of the selected and selected resin includes a double structure.
- the transparent resin constituting the first reflective layer 3 it is preferable to use a resin having a glass transition point of 50 ° C. or higher. 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. or more, dimensional changes (segment pitch deviation, scintillator array warpage, variation in external dimensions) due to expansion and contraction of the first reflective layer 3 during the manufacturing process, use, and storage are suppressed. can do.
- the glass transition point of the transparent resin constituting the first reflective layer 3 is more preferably 60 ° C. or higher, and further preferably 85 ° C. or higher.
- the transparent resin constituting the first reflective layer 3 is a resin having a molecular structure including a cyclo structure that does not include a double structure (double bond) in order to satisfy the glass transition point of 50 ° C. or higher. It is preferable to use it. When the molecular structure of the transparent resin constituting the first reflective layer 3 includes a double structure, the glass transition point tends to be less than 50 ° C.
- the transparent resin constituting the first reflective layer 3 is at least one selected from the group consisting of epoxy resin, silicone resin, phenol resin, urea resin, melamine resin, unsaturated polyester, polyurethane, acrylic resin, and polyethylene terephthalate. It is preferable that the molecular structure of the selected resin includes a cyclostructure that does not include a double structure.
- mass ratio of the reflective particles is less than 40%, the reflection efficiency of the reflection layers 3 and 4 is lowered, and the reflection efficiency of the reflection layers 3 and 4 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 layers 3 and 4 does not change.
- the mass ratio of the transparent resin is relatively reduced, it is difficult to stably solidify the reflective layers 3 and 4. There is a risk.
- the ceramic scintillator array 1 using the first reflective layer 3 and the second reflective layer 4 as described above it is possible to suppress a dimensional change amount due to a change in segment pitch, warpage, a change in external dimensions, and the like. Can do. Therefore, it is possible to provide the ceramic scintillator array 1 with small variations in light output. Furthermore, a decrease in the light output of the ceramic scintillator array 1 can be suppressed.
- the ceramic scintillator array 1 of the embodiment is manufactured as follows, for example. First, as a material for forming the first reflective layer 3, a mixture (first mixture) of the reflective particles and an uncured resin composition (uncured material of the transparent resin) constituting the transparent resin is prepared. Next, a plurality of scintillator segments 2 processed into a predetermined shape are arranged at regular intervals. The above-described first mixture of the reflective particles and the uncured resin composition is applied or filled between the adjacent scintillator segments 2.
- the uncured resin composition preferably has a viscosity of 0.2 to 1 Pa ⁇ s.
- the viscosity of the resin composition When the viscosity of the resin composition is less than 0.2 Pa ⁇ s, the fluidity is poor, and the application or filling workability between the scintillator segments 2 is lowered. When the viscosity of the resin composition exceeds 1 Pa ⁇ s, the fluidity becomes too high and the coating property or filling property is lowered. After applying or filling the first mixture between the plurality of scintillator segments 2, the resin composition in the first mixture is cured to form the first reflective layer 3.
- a mixture (second mixture) of the reflective particles and an uncured resin composition (uncured material of the transparent resin) constituting the transparent resin is prepared.
- the second mixture is applied to the X-ray incident surfaces of the plurality of scintillator segments 2 integrated through the first reflective layer 3.
- the resin composition in the second mixture is cured to form the second reflective layer 4, whereby the adjacent scintillator segments 2 are joined and integrated by the first reflective layer 3, and the integrated product.
- the ceramic scintillator array 1 having the second reflective layer 4 formed on the X-ray incident surface is manufactured.
- the curing treatment of the first and second mixtures 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. The curing treatment of the first and second mixtures may be performed separately or simultaneously.
- the X-ray detector according to the embodiment includes the ceramic scintillator array 1 according to the above-described embodiment 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 the signal into electrical output.
- FIG. 4 shows an example of the X-ray detector of the embodiment.
- the X-ray detector 6 shown in FIG. 4 includes a ceramic scintillator array 1 as fluorescence generation means and a photoelectric conversion element 5 such as a photodiode as photoelectric conversion means. In FIG. 4, the reflection layers 3 and 4 of the ceramic scintillator array 1 are not shown.
- the ceramic scintillator array 1 has an X-ray incident surface 1a, and a photoelectric conversion element 5 is integrally installed on a surface 1b opposite to the X-ray incident surface 1a.
- a photodiode is used as the photoelectric conversion element 5.
- the photoelectric conversion elements 5 are arranged so as to correspond to the plurality of scintillator segments 2 constituting the ceramic scintillator array 2. These constitute the X-ray detector 6.
- the X-ray inspection apparatus includes an X-ray source that irradiates X-rays toward an object to be inspected, and an X-ray detector that detects X-rays transmitted through the object to be inspected.
- the X-ray detector the X-ray detector of the above-described embodiment is used.
- FIG. 5 shows an X-ray CT apparatus 10 which is an example of the X-ray 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 6 of the embodiment.
- the X-ray detector 6 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 6 is attached.
- a subject 11 is disposed between the X-ray detector 6 and the X-ray tube 12.
- a collimator (not shown) is provided on the X-ray incident surface side of the X-ray detector 6.
- the X-ray detector 6 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.
- An X-ray CT apparatus 10 shown in FIG. 5 includes an X-ray detector 6 having the ceramic scintillator array 1 of the embodiment.
- the ceramic scintillator array 1 of 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 layers 3 and 4. .
- 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 X-ray inspection apparatus (X-ray CT apparatus 10) of the embodiment is applicable not only to an X-ray inspection for medical diagnosis of a human body but also to an X-ray inspection of an animal, an 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. From this sintered body, scintillator segments having a thickness of 0.7 mm, a width of 0.7 mm, and a length of 0.8 mm were cut into a matrix of 100 segments in the length direction and 30 segments in the width direction.
- the above-described plurality of scintillator segments were integrated through a first reflective layer made of a mixture of 65% by mass of reflective particles and 35% by mass of a transparent resin to produce an arrayed product.
- a first reflective layer having a thickness of 0.1 mm was arranged in the vertical direction and the horizontal direction of the scintillator array.
- the reflective particles a mixture of 80% by mass of titanium oxide particles and 20% by mass of alumina particles was used.
- hard epoxy resins A1 to A3 having a molecular structure including a cyclo structure and not including a double structure were used as the transparent resin forming the first reflective layer.
- the glass transition points of the hard epoxy resins A1 to A3 are adjusted according to the molecular structure and are as shown in Table 1, respectively.
- the scintillator array according to the example and the comparative example was manufactured by forming the second reflective layer on the X-ray incident surface of the array-like product in which a plurality of scintillator segments were integrated via the first reflective layer.
- the thickness of the second reflective layer was 0.15 mm.
- As the reflective particles a mixture of 80% by mass of titanium oxide particles and 20% by mass of alumina particles was used as in the first reflective layer.
- soft epoxy resins B1 to B3 having a molecular structure including a double structure were used as the transparent resin for forming the second reflective layer.
- the glass transition points of the soft epoxy resins B1 to B3 are adjusted according to the molecular structure and are as shown in Table 2.
- Comparative Examples 1 to 3 the same hard epoxy resins A1 to A3 as the transparent resin of the first reflective layer were used as the transparent resin for forming the second reflective layer.
- the ceramic scintillator arrays of Examples 1 to 3 had a smaller amount of warpage than Comparative Examples 1 to 3, and all were 30 ⁇ m or less. According to the ceramic scintillator array having such a warp amount, it is possible to improve the dimensional accuracy so as to cope with downsizing of the detector while maintaining excellent light output, and further, the second reflection. Layer peeling can also be prevented. Therefore, it is possible to provide a ceramic scintillator array having optimum dimensional accuracy and reliability in the operating temperature range of an X-ray inspection apparatus such as an X-ray CT apparatus. By using such a ceramic scintillator array, it is possible to provide an X-ray detector and an X-ray inspection apparatus that improve resolution and image accuracy, thereby improving medical diagnostic ability and non-destructive inspection accuracy. Become.
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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2間に介在された第1の反射層3と、複数のシンチレータセグメント2のX線が入射する面側に配置された第2の反射層4とを具備する。第2の反射層4の表面の端部と第2の反射層4の表面における最も凸になる部分との寸法の差は30μm以下である。
Description
本発明の実施形態は、セラミックシンチレータアレイ、X線検出器、およびX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X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X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X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。X線検査装置に搭載されるX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X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。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。さらに、シンチレータアレイには、入射したX線により生じた光がX線入射面から貫けないようにシンチレータセグメント内に閉じ込めてフォトダイオード側に効率的に取り出す構造が必要であり、そのためにセラミックスシンチレータアレイのX線入射面にも反射層が形成される。
上述したようなセラミックシンチレータアレイをX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フォトダイオードと貼り合わせる際の位置合わせ精度、ひいてはX線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X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X線検出器の診断画像の解像度を悪化させる原因となる。X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、X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、温度変化による寸法変化量の制御が重要になる。特に、シンチレータアレイの反りは、寸法変化による精度低下のみならず、X線入射面での反射層の剥れも招くおそれがある。
本発明が解決しようとする課題は、X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と共に、X線入射面側の反射層の剥離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X線検出器およびX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第1の反射層と、複数のシンチレータセグメントのX線が入射する面側に配置された第2の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は、50℃以下の温度環境下において、第2の反射層の表面の端部と第2の反射層の表面における最も凸になる部分との寸法の差が30μm以下である。
以下、本発明のセラミックシンチレータアレイ、X線検出器、およびX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は第1の反射層、4は第2の反射層である。図2では第2の反射層4の図示を省略している。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を有している。隣接するシンチレータセグメント2間には、第1の反射層3が介在されている。第1の反射層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第1の反射層3により一体化されている。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を第1の反射層3で一体化した構造を有している。さらに、複数のシンチレータセグメント2のX線が入射する面には、第2の反射層4が設けられている。
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は第1の反射層、4は第2の反射層である。図2では第2の反射層4の図示を省略している。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を有している。隣接するシンチレータセグメント2間には、第1の反射層3が介在されている。第1の反射層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第1の反射層3により一体化されている。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を第1の反射層3で一体化した構造を有している。さらに、複数のシンチレータセグメント2のX線が入射する面には、第2の反射層4が設けられている。
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間にそれぞれ第1の反射層3が設けられる。さらに、第1の反射層3を介して一体化された複数のシンチレータセグメント2のX線入射面に、第2の反射層4が設けられる。第2の反射層4は、複数のシンチレータセグメント2のX線入射面に対してそれぞれ接着される。シンチレータセグメント2の個数は、X線検出器の構造や解像度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。
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。
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、第1の反射層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は第1の反射層3を介して一体化されており、さらに一体化された複数のシンチレータセグメント2のX線入射面には第2の反射層4が設けられている。このようなセラミックシンチレータアレイ1の使用環境温度である50℃以下の温度環境下において、第2の反射層4の表面(X線入射面)の端部と最も凸になる部分との寸法の差(反り)は30μm以下である。第2の反射層4の最も凸になる部分とは、複数のシンチレータセグメント2の第2の反射層4の形成面(基準面)に対して第2の反射層4の表面(X線入射面)の最も離れた位置に存在する部分を指すものとする。
50℃以下の温度環境下における第2の反射層4の反り量を30μm以下とすることによって、隣接するシンチレータセグメント2間での微小な寸法変化(ピッチずれ)、外形寸法のバラツキ等の寸法変化による精度低下を抑制することができ、これによりX線検出器の診断画像の解像度を向上させることが可能になる。さらに、第2の反射層4の剥れを抑制することができる。50℃以下の温度環境下における第2の反射層4の反り量は20μm以下であることがより好ましい。また、第2の反射層4の厚さは50~250μmの範囲であることが好ましい。第2の反射層4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おそれがある。第2の反射層4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。
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を一体化する第1の反射層3、および一体化された複数のシンチレータセグメント2のX線入射面上に設けられた第2の反射層4は、それぞれ、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。第1の反射層3で透明樹脂中に分散される反射粒子と第2の反射層4で透明樹脂中に分散される反射粒子とは、同一の無機物質粒子であることが好ましい。反射粒子としては、酸化チタン(TiO2)、アルミナ(Al2O3)、硫化バリウム(BaSO4)、および酸化亜鉛(ZnO)からなる群より選ばれる少なくとも1つの無機物質粒子を用いることが好ましい。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、4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。
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、4の反射効率が低下しやすくなる。これに対し、2山タイプの粒度分布を有する反射粒子を用いることで、反射層3、4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、4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。
第2の反射層4を構成する透明樹脂には、30℃以下のガラス転移点(転移温度)を有する樹脂を用いることが好ましい。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、第2の反射層4を構成する透明樹脂のガラス転移点が30℃以下であれば、製造プロセス時、使用時、および保管時における第2の反射層4の膨張や収縮が容易になり、第2の反射層4とシンチレータセグメント2との熱膨張係数差等による反りとそれに基づく寸法変化(セグメントのピッチずれ、外形寸法のバラツキ)、および第2の反射層4の剥離を抑制することができる。第2の反射層4を構成する透明樹脂のガラス転移点は、20℃以下であることがより好ましい。
第2の反射層4を構成する透明樹脂には、上記した30℃以下のガラス転移点を満足させる上で、二重構造(二重結合)を含む分子構造を有する樹脂を用いることが好ましい。第2の反射層4を構成する透明樹脂の分子構造が二重構造を含まない場合、ガラス転移点が30℃を超えやすい。第2の反射層4を構成する透明樹脂は、エポキシ樹脂、シリコーン樹脂、フェノール樹脂、ユリア樹脂、メラミン樹脂、不飽和ポリエステル、ポリウレタン、アクリル樹脂、およびポリエチレンテレフタレートからなる群より選ばれる少なくとも1つを含み、かつ選択された樹脂の分子構造が二重構造を含むことが好ましい。
第1の反射層3を構成する透明樹脂には、50℃以上のガラス転移点を有する樹脂を用いることが好ましい。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、および保管時の第1の反射層3の膨張や収縮による寸法変化(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。第1の反射層3を構成する透明樹脂のガラス転移点は、60℃以上がより好ましく、85℃以上がさらに好ましい。
第1の反射層3を構成する透明樹脂には、上記した50℃以上のガラス転移点を満足させる上で、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樹脂を用いることが好ましい。第1の反射層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℃未満になりやすい。第1の反射層3を構成する透明樹脂は、エポキシ樹脂、シリコーン樹脂、フェノール樹脂、ユリア樹脂、メラミン樹脂、不飽和ポリエステル、ポリウレタン、アクリル樹脂、およびポリエチレンテレフタレートからなる群より選ばれる少なくとも1つを含み、かつ選択された樹脂の分子構造が二重構造を含まないシクロ構造を含むことが好ましい。
第1の反射層3および第2の反射層4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、4の反射効率が低下し、波長512nmの光に対する反射層3、4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、4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、4の安定した固体化が難しくなるおそれがある。
上述したような第1の反射層3および第2の反射層4を用いたセラミックシンチレータアレイ1によれば、セグメントのピッチの変化、反り、および外形寸法の変化等による寸法変化量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、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。
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して製造される。まず、第1の反射層3の形成材料として、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)との混合物(第1の混合物)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第1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。複数のシンチレータセグメント2間に第1の混合物を塗布または充填した後、第1の混合物中の樹脂組成物を硬化させて第1の反射層3を形成する。
次いで、第2の反射層4の形成材料として、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)との混合物(第2の混合物)を調製する。第2の混合物を、第1の反射層3を介して一体化された複数のシンチレータセグメント2のX線入射面に塗布する。この後、第2の混合物中の樹脂組成物を硬化させて第2の反射層4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間が第1の反射層3で結合一体化され、かつ一体化物のX線入射面に第2の反射層4が形成されたセラミックシンチレータアレイ1を製造する。第1および第2の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。第1および第2の混合物の硬化処理は、別々に実施してもよいし、同時に実施してもよい。
(X線検出器)
実施形態のX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X線検出器の一例を示している。図4に示すX線線検出器6は、蛍光発生手段としての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のフォトダイオードのような光電変換素子5とを具備している。なお、図4においてはセラミックシンチレータアレイ1の反射層3、4の図示を省略している。
実施形態のX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X線検出器の一例を示している。図4に示すX線線検出器6は、蛍光発生手段としての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のフォトダイオードのような光電変換素子5とを具備している。なお、図4においてはセラミックシンチレータアレイ1の反射層3、4の図示を省略している。
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5が一体的に設置されている。光電変換素子5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5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、X線検出器6が構成されている。
(X線検査装置)
実施形態のX線検査装置は、被検査体に向けてX線を照射するX線源と、被検査体を透過したX線を検出するX線検出器とを具備する。X線検出器には、上述した実施形態のX線検出器が用いられる。図5は実施形態のX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6を備えている。X線検出器6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6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6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6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。
実施形態のX線検査装置は、被検査体に向けてX線を照射するX線源と、被検査体を透過したX線を検出するX線検出器とを具備する。X線検出器には、上述した実施形態のX線検出器が用いられる。図5は実施形態のX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6を備えている。X線検出器6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6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6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6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6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6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、4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6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X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1~3)
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た。
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た。
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第1の反射層を介して一体化してアレイ状物を作製した。シンチレータアレイの縦方向および横方向にそれぞれ厚さ0.1mmの第1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および比較例1~3において、第1の反射層を形成する透明樹脂には、二重構造を含まずシクロ構造を含む分子構造を有する硬質エポキシ樹脂A1~A3を用いた。硬質エポキシ樹脂A1~A3のガラス転移点は、分子構造により調整し、それぞれ表1に示す通りである。
実施例および比較例に係るシンチレータアレイは、複数のシンチレータセグメントを第1の反射層を介して一体化したアレイ状物のX線入射面に第2の反射層を形成することにより作製した。第2の反射層の厚さは0.15mmとした。反射粒子には、第1の反射層と同様に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において、第2の反射層を形成する透明樹脂には、二重構造を含む分子構造を有する軟質エポキシ樹脂B1~B3を用いた。軟質エポキシ樹脂B1~B3のガラス転移点は、分子構造により調整し、それぞれ表2に示す通りである。比較例1~3において、第2の反射層を形成する透明樹脂には、第1の反射層の透明樹脂と同一の硬質エポキシ樹脂A1~A3を用いた。
実施例1~3および比較例1~3に係るシンチレータアレイについて、室温(25℃)の温度環境下において、第2の反射層を形成した面側の反り(第2の反射層の表面の端部と最も凸になる部分との寸法の差)を測定した。反りは、レーザ式の3Dカメラ表面形状検査装置(タイヨー電機社製、型式:SP3D-01)を使用して測定した。上記した温度環境下における第2の反射層の剥離の有無を調べた。それらの結果を表3に示す。
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1~3と比べて反り量が小さく、いずれも30μm以下であることが確認された。このような反り量を有する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に寸法精度を向上させることができ、さらに第2の反射層の剥離も防止することができる。従って、X線CT装置等のX線検査装置の稼動温度範囲で最適な寸法精度と信頼性を有する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。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X線検出器およびX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 (10)
- 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第1の反射層と、
前記複数のシンチレータセグメントのX線が入射する面側に配置された第2の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、
50℃以下の温度環境下において、前記第2の反射層の表面の端部と前記第2の反射層の前記表面における最も凸になる部分との寸法の差が30μm以下である、セラミックシンチレータアレイ。 - 前記第1の反射層および前記第2の反射層は、それぞれ、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し、
前記第2の反射層の前記反射粒子は、前記第1の反射層の前記反射粒子と同一の粒子であり、
前記第1の反射層の前記透明樹脂のガラス転移点が50℃以上であり、かつ前記第2の反射層の前記透明樹脂のガラス転移点が30℃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。 - 前記第1の反射層の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し、前記第2の反射層の前記透明樹脂の分子構造は、二重構造を有する、請求項2に記載のセラミックシンチレータアレイ。
- 前記反射粒子は、酸化チタン、アルミナ、硫酸バリウム、および酸化亜鉛からなる群より選ばれる少なくとも1つの無機物質粒子を含む、請求項2または請求項3に記載のセラミックシンチレータアレイ。
- 前記第1の反射層の前記透明樹脂および前記第2の反射層の前記透明樹脂は、それぞれ、エポキシ樹脂、シリコーン樹脂、フェノール樹脂、ユリア樹脂、メラミン樹脂、不飽和ポリエステル、ポリウレタン、アクリル樹脂、およびポリエチレンテレフタレートからなる群より選ばれる少なくとも1つを含む、請求項2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。
- 前記第1および第2の反射層は、それぞれ、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2ないし請求項5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。
- 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。 - 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7に記載のセラミックシンチレータアレイ。
- 請求項1ないし請求項8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X線検出器。
- 請求項9に記載のX線検出器を具備するX線検査装置。
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