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JP5657614B2 - 放射線検出器および放射線画像撮影装置 - Google Patents

放射線検出器および放射線画像撮影装置 Download PDF

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Description

本発明は、放射線検出器および放射線画像撮影装置に関し、特に、照射された放射線を検出する放射線検出器、および当該放射線検出器により検出された放射線により示される放射線画像を撮影する放射線画像撮影装置に関する。
近年、ＴＦＴ（Thin Film Transistor）アクティブマトリクス基板上に放射線感応層を配置し、Ｘ線等の放射線を直接デジタルデータに変換できるＦＰＤ（Flat Panel Detector）等の放射線検出器が実用化されている。この放射線検出器を用いた放射線画像撮影装置は、従来のＸ線フイルムやイメージングプレートを用いた放射線画像撮影装置に比べて、即時に画像を確認でき、連続的に放射線画像の撮影を行う透視撮影（動画撮影）も行うことができるといったメリットがある。
この種の放射線検出器は、種々のタイプのものが提案されており、例えば、放射線を一度ＣｓＩ：Ｔｌ、ＧＯＳ（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）などのシンチレータで光に変換し、変換した光をフォトダイオードなどのセンサ部で電荷に変換して蓄積する間接変換方式がある。放射線画像撮影装置では、放射線検出器に蓄積された電荷を電気信号として読み出し、読み出した電気信号をアンプで増幅した後にＡ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換部でデジタルデータに変換している。
ところで、被検者（患者）に対する被曝量を低減させることを目的として、従来から、比較的感度の高い柱状結晶を含む蛍光体層（シンチレータ）を有する放射線検出器があった。
この技術において、柱状結晶による放射線の吸収量を多くするためには、一例として特開２００８−５１７９３号公報の図１１からも明らかなように、シンチレータ層の膜厚を相当厚くする必要がある。しかしながら、シンチレータ層の膜厚を厚くすることには、コストが上昇してしまうといった問題の他、膜厚を厚くすればするほど、柱状結晶の初期部（根元の部分）における空隙率を高くする必要があり、この結果として、当該初期部での発光量が低下してしまう、という問題もあった。
すなわち、柱状結晶の蒸着中に柱径は所定のゆらぎを持って変化するため、膜厚が厚くなるほど、上記ゆらぎの最大値が発生する確率が高くなる結果、柱状部同士が接触する可能性が高くなる。そして、柱状部同士が一旦接触すると融着してしまう可能性が高く、これが画像のぼけにつながってしまう。このため、上記融着を防止するためにシンチレータ層の膜厚を厚くする場合には、前もって柱状結晶の充填率を低く（初期部の空隙率を高く）しておく必要があるのである。例えば、国際特許公開ＷＯ２０１０／００７８０７号明細書には、柱状結晶のシンチレータ層の膜厚が１００〜５００μｍ以上である場合に、柱状結晶の充填率を７５％〜９０％とするシンチレータが開示されている。また、特開２００６−５８０９９号公報には、柱状結晶のシンチレータ層の膜厚が５００μｍ以上である場合に、柱状結晶の充填率を７０％〜８５％とするシンチレータが開示されている。
以上の問題を解決するために適用できる技術として、特許文献１には、鮮鋭度に優れ、検出効率の高い放射線デジタル画像撮影装置を提供することを目的として、蛍光体粒子とバインダー樹脂とからなる蛍光体層を有する放射線デジタル画像撮影装置において、前記蛍光体層を平板からなる第１蛍光体層と、前記第１蛍光体層に接するように設けられ、かつ各画素に対応して設けられた概略柱状の第２蛍光体層とから構成したことを特徴とする放射線デジタル画像撮影装置が開示されている。
なお、特許文献１には、放射線が照射される側から順に概略柱状の第２蛍光体層、平板状の第１蛍光体層、および光電変換素子が設けられた基板が積層された構成が開示されている。
また、特許文献２には、光変換効率を向上させると共に、高画質な画像を取得することができる放射線画像検出器を提供することを目的として、放射線の照射を受けて該放射線をより長波長の光に変換する蛍光体を含む波長変換層と、該波長変換層により変換された光を検出して放射線画像を表す画像信号に変換する検出器とが積層された放射線画像検出器であって、前記波長変換層が、少なくとも第１の蛍光体層と第２の蛍光体層との２つの層が積層されたものであり、前記検出器側から、前記第２の蛍光体層および前記第１の蛍光体層がこの順に配置されており、前記第１の蛍光体層が、該第１の蛍光体層により変換された光を吸収する吸収剤を含むものであることを特徴とする放射線画像検出器が開示されている。
なお、特許文献２には、放射線が照射される側から順に、光電変換素子が設けられた基板、ＧＯＳからなる平板状の第２の蛍光体層、およびＣｓＩからなる柱状の第１の蛍光体層が積層された構成が開示されている。
特開２００２−１８１９４１号公報 特開２０１０−１２１９９７号公報
しかしながら、上記特許文献１に開示されている技術では、比較的感度の高い概略柱状である第２蛍光体層を放射線の入射側に配しているが、当該第２蛍光体層からの発光光は平板状の第１蛍光体層を介して基板で受光されるため、必ずしも高画質が得られるとは限らない、という問題点があった。
また、上記特許文献２に開示されている技術についても、比較的感度の高い柱状の第１の蛍光体層からの光が平板状の第２の蛍光体層を介して基板で受光されるため、上記特許文献１に開示されている技術と同様に、必ずしも高画質が得られるとは限らない、という問題点があった。
本発明は、上記問題点を解決するためになされたものであり、コストの上昇を招くことなく、得られる放射線画像の品質を向上させることのできる放射線検出器および放射線画像撮影装置を提供することを目的とする。
上記目的を達成するために、請求項１記載の放射線検出器は、一方の面から放射線が照射され、他方の面から光が照射されると共に、前記光に応じた電荷を発生する光電変換素子、および前記光電変換素子により発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を有する基板と、前記基板の前記他方の面に積層され、前記基板を介して照射された放射線に応じた光を発生する柱状結晶を含んで構成された第１蛍光体層と、前記第１蛍光体層の前記基板とは反対側の面側に積層され、前記第１蛍光体層を介して照射された放射線に応じた光を発生すると共に、前記第１蛍光体層とは吸収する放射線のエネルギー特性が異なる第２蛍光体層と、前記第１蛍光体層と前記第２蛍光体層との間に介在され、少なくとも前記第２蛍光体層からの光に対して透過性を有する中間層と、を備えている。
請求項１に記載の放射線検出器によれば、一方の面から放射線が照射され、他方の面から光が照射されると共に、前記光に応じた電荷を発生する光電変換素子、および前記光電変換素子により発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を有する基板の前記他方の面に、前記基板を介して照射された放射線に応じた光を発生する柱状結晶を含んで構成された第１蛍光体層が積層され、前記第１蛍光体層の前記基板とは反対側の面側に、前記第１蛍光体層を介して照射された放射線に応じた光を発生すると共に、前記第１蛍光体層とは吸収する放射線のエネルギー特性が異なる第２蛍光体層が積層され、前記第１蛍光体層と前記第２蛍光体層との間に、少なくとも前記第２蛍光体層からの光に対して透過性を有する中間層が介在される。
すなわち、本発明では、基板、第１蛍光体層、中間層、第２蛍光体層の順に積層する一方、放射線を基板側から照射するものとしており、第１蛍光体層においては、基板に積層されている側の面が他の面より強く発光する。従って、放射線を第２蛍光体層側から照射する場合に比較して、基板に対する第１蛍光体層の発光位置が近いため、撮影によって得られる放射線画像の分解能を高くすることができる結果、得られる放射線画像の品質を向上させることができる。
また、本発明では、第２蛍光体層により発生された光は第１蛍光体層の柱状結晶による導光機能によって効果的に基板に導光されるため、この点においても放射線画像の品質を向上させることができる。
さらに、本発明では、第１蛍光体層において吸収できなかった放射線を第２蛍光体層において吸収させることができるため、比較的コストの高い柱状結晶を含んで構成された第１蛍光体層の厚さを薄くすることができる結果、コストを抑制することができる。
このように、請求項１に記載の放射線検出器によれば、一方の面から放射線が照射され、他方の面から光が照射されると共に、前記光に応じた電荷を発生する光電変換素子、および前記光電変換素子により発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を有する基板の前記他方の面に、前記基板を介して照射された放射線に応じた光を発生する柱状結晶を含んで構成された第１蛍光体層が積層され、前記第１蛍光体層の前記基板とは反対側の面側に、前記第１蛍光体層を介して照射された放射線に応じた光を発生すると共に、前記第１蛍光体層とは吸収する放射線のエネルギー特性が異なる第２蛍光体層が積層され、前記第１蛍光体層と前記第２蛍光体層との間に、少なくとも前記第２蛍光体層からの光に対して透過性を有する中間層が介在されているので、コストの上昇を招くことなく、得られる放射線画像の品質を向上させることができる。
なお、請求項１に記載の発明は、請求項２に記載の発明のように、前記第１蛍光体層が、前記基板に積層される面に非柱状結晶が形成されていてもよい。これにより、基板と第１蛍光体層との密着性を向上させることができる。
また、請求項１または請求項２に記載の発明は、請求項３に記載の発明のように、前記第２蛍光体層が、前記中間層に積層される面とは反対側の面に反射層が積層されていてもよい。これにより、第１蛍光体層および第２蛍光体層の各蛍光体層によって発生された光を効率よく基板側に集光することができる。
また、請求項１に記載の発明は、請求項４に記載の発明のように、前記第２蛍光体層の前記中間層に積層される面とは反対側の面に設けられ、前記第２蛍光体層により発生された光に応じた電荷を発生する光電変換素子、および前記光電変換素子により発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を有する第２基板をさらに備えてもよい。これにより、第２基板を備えない場合に比較して、第２蛍光体層によって発生された光を効率的に用いることができる。
また、請求項１に記載の発明は、請求項５に記載の発明のように、前記第１蛍光体層と前記第２蛍光体層との間に設けられ、前記第２蛍光体層により発生された光に応じた電荷を発生する光電変換素子、および前記光電変換素子により発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を有する第２基板をさらに備えてもよい。これにより、第２基板を備えない場合に比較して、第２蛍光体層によって発生された光を効率的に用いることができる。
特に、請求項５に記載の発明は、請求項６に記載の発明のように、前記第１蛍光体層が、前記基板に積層される側が前記柱状結晶の先端部とされていてもよい。これにより、柱状結晶の先端部を中間層に積層される側とする場合に比較して、得られる放射線画像の品質を、より向上させることができる。
また、請求項５または請求項６に記載の発明は、請求項７に記載の発明のように、前記第２蛍光体層が、前記第２基板に積層される側の面とは反対側の面に反射層が積層されていてもよい。これにより、第２蛍光体層によって発生された光を効率よく第２基板側に集光することができる。
また、請求項５から請求項７のいずれか１項に記載の発明は、請求項８に記載の発明のように、前記第２基板の前記光電変換素子が、有機光電変換材料を含んで構成されていてもよい。これにより、ノイズを効果的に抑制することができる。
また、請求項５から請求項８のいずれか１項に記載の発明は、請求項９に記載の発明のように、前記基板および前記第２基板の少なくとも一方が、フレキシブル基板であるものとしてもよい。これにより、第１蛍光体層の各柱状結晶の先端部の高さに比較的大きな差がある場合でも、基板と第１蛍光体層との密着性を向上させることができる。
また、請求項１から請求項９のいずれか１項に記載の発明は、請求項１０に記載の発明のように、前記第１蛍光体層が、前記柱状結晶の先端部が平坦となるように形成されていてもよい。これにより、第１蛍光体層と第２蛍光体層との密着性を向上させることができる。
また、請求項１から請求項１０のいずれか１項に記載の発明は、請求項１１に記載の発明のように、前記第２蛍光体層が、構成する元素の原子番号が前記柱状結晶より大きい材料を含んで構成されていてもよい。
さらに、請求項１から請求項１１のいずれか１項に記載の発明は、請求項１２に記載の発明のように、前記第１蛍光体層が、ＣｓＩの柱状結晶を含んで構成されており、前記第２蛍光体層が、ＧＯＳを含んで構成されていてもよい。
また、請求項１から請求項１２のいずれか１項に記載の発明は、請求項１３に記載の発明のように、前記中間層が、前記柱状結晶の先端部と当該先端部の積層対象物との間に介在され、少なくとも前記先端部に直接積層されると共に、可視光に対して透過性を有する緩衝層であるものとしてもよい。これにより、柱状結晶の先端部に異常突起が生じた場合でも、当該突起を保護することができる。
さらに、請求項１から請求項１３のいずれか１項に記載の発明は、請求項１４に記載の発明のように、前記中間層が、前記第１蛍光体層からの光を反射させ、前記第２蛍光体層からの光を透過させるハーフミラー層であるものとしてもよい。これにより、第１蛍光体層において発生した光を、当該第１蛍光体層の柱状結晶のみにより伝播させることができるため、当該柱状結晶の光ガイド効果により、ぼけの少ない放射線画像を得ることができる。
一方、上記目的を達成するために、請求項１５記載の放射線画像撮影装置は、請求項１から請求項１４のいずれか１項記載の放射線検出器と、前記放射線検出器から読み出された電荷により示される画像情報を生成する生成手段と、を備えている。
請求項１５に記載の放射線画像撮影装置によれば、生成手段により、本発明の放射線検出器から読み出された電荷により示される画像情報が生成される。
このように、請求項１５に記載の放射線画像撮影装置によれば、本発明の放射線検出器が備えられているので、当該放射線検出器と同様に、コストの上昇を招くことなく、得られる放射線画像の品質を向上させることができる。
さらに、上記目的を達成するために、請求項１６記載の放射線画像撮影装置は、請求項４または請求項５に記載の放射線検出器と、前記放射線検出器に備えられた前記基板および前記第２基板から読み出された電荷により示される画像情報を対応する画素毎に加算することにより新たな画像情報を作成する作成手段と、を備えている。
請求項１６に記載の放射線画像撮影装置によれば、作成手段により、請求項４または請求項５に記載の放射線検出器に備えられた前記基板および前記第２基板から読み出された電荷により示される画像情報を対応する画素毎に加算することにより新たな画像情報が作成される。
このように、請求項１６に記載の放射線画像撮影装置によれば、本発明の放射線検出器が備えられているので、当該放射線検出器と同様に、コストの上昇を招くことなく、得られる放射線画像の品質を向上させることができる。また、本発明によれば、基板および第２基板から読み出された電荷により示される画像情報を対応する画素毎に加算することにより新たな画像情報を作成しているので、放射線検出器全体としての感度を向上させることができる。
本発明によれば、コストの上昇を招くことなく、得られる放射線画像の品質を向上させることができる、という効果を奏することができる。
第１の実施の形態に係る放射線検出器の３画素部分の概略構成を示す断面模式図である。 実施の形態に係るシンチレータの結晶構成の一例を模式的に示す概略図である。 各種材料のＸ線の吸収特性を示すグラフである。 実施の形態に係る放射線検出器の１画素部分の信号出力部の構成を概略的に示した断面図である。 実施の形態に係る放射線検出器の構成を示す平面図である。 第１の実施の形態に係る電子カセッテの構成を示す斜視図である。 第１の実施の形態に係る電子カセッテの構成を示す断面図である。 第１の実施の形態に係る電子カセッテの電気系の要部構成を示すブロック図である。 第１の実施の形態に係る放射線検出器の構成を示す断面図である。 第２の実施の形態に係る放射線検出器の３画素部分の概略構成を示す断面模式図である。 第２の実施の形態に係る電子カセッテの構成を示す斜視図である。 第２の実施の形態に係る電子カセッテの構成を示す断面図である。 第２の実施の形態に係る電子カセッテの電気系の要部構成を示すブロック図である。 第２の実施の形態に係る画像情報送信処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。 第２の実施の形態に係る放射線検出器の構成を示す断面図である。 他の形態に係る放射線検出器の構成を示す断面図である。 他の形態に係る放射線検出器の構成を示す断面図である。 他の形態に係る放射線検出器の構成を示す断面図である。 各種材料の感度特性の一例を示すグラフである。 各種材料の感度特性の一例を示すグラフである。 柱状結晶に生じる異常突起の説明に供する断面図である。 他の形態に係る放射線検出器の構成を示す断面図である。 他の形態に係る放射線検出器の構成を示す断面図である。 他の形態に係る放射線検出器の構成を示す断面図である。 他の形態に係る放射線検出器の構成を示す断面図である。 柱状結晶に生じる異常突起による問題点の説明に供する断面図である。 他の形態に係る放射線検出器の構成を示す断面図である。 他の形態に係る放射線検出器の構成を示す断面図である。
以下、図面を参照して、本発明を実施するための形態について詳細に説明する。
［第１の実施の形態］
まず、最初に本実施の形態に係る間接変換方式の放射線検出器２０の構成について説明する。
図１は、本発明の一実施の形態である放射線検出器２０の３つの画素部分の構成を概略的に示す断面模式図である。
この放射線検出器２０は、絶縁性の基板１上に、信号出力部１４、センサ部１３、透明絶縁膜７、シンチレータ８Ａ、シンチレータ８Ｂ、反射層１２、およびベース２２がこの順に積層しており、信号出力部１４、センサ部１３により画素部が構成されている。画素部は、基板１上に複数配列されており、各画素部における信号出力部１４とセンサ部１３とが重なりを有するように構成されている。また、本実施の形態では、基板１上に、信号出力部１４、センサ部１３、透明絶縁膜７を順に形成することによりＴＦＴ基板３０を構成している。
シンチレータ８Ａは、センサ部１３上に透明絶縁膜７を介して柱状結晶により形成されており、下方（基板１側）から入射してくる放射線を光に変換して発光する蛍光体を成膜したものである。このようなシンチレータ８Ａを設けることで、被写体を透過した放射線を吸収して発光することになる。
シンチレータ８Ａが発する光の波長域は、可視光域（波長３６０ｎｍ〜８３０ｎｍ）であることが好ましく、この放射線検出器２０によってモノクロ撮像を可能とするためには、緑色の波長域を含んでいることがより好ましい。
シンチレータ８Ａに用いる蛍光体としては、具体的には、放射線としてＸ線を用いて撮像する場合、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）を含むものが好ましく、Ｘ線照射時の発光スペクトルが、例えば、４２０ｎｍ〜７００ｎｍにあるＣｓＩ：Ｔｌを用いることが特に好ましい。なお、ＣｓＩ：Ｔｌの可視光域における発光ピーク波長は５６５ｎｍである。
また、本実施の形態では、一例として図２に示すように、シンチレータ８Ａを、放射線入射／光射出側（ＴＦＴ基板３０側）に非柱状結晶７１Ｂからなる非柱状部が形成され、シンチレータ８Ａの放射線入射側とは反対側に柱状結晶７１Ａからなる柱状部が形成された構成としており、シンチレータ８ＡとしてＣｓＩを含む材料を用い、当該材料をＴＦＴ基板３０に直接蒸着させることで、柱状部および非柱状部が形成されたシンチレータ８Ａを得ている。なお、本実施の形態に係るシンチレータ８Ａは、柱状結晶７１Ａの平均径が柱状結晶７１Ａの長手方向に沿っておよそ均一とされている。
上記のように、シンチレータ８Ａを柱状部が形成された構成にすることで、シンチレータ８Ａで発生された光は柱状結晶７１Ａ内を進行し、非柱状結晶７１Ｂを介してＴＦＴ基板３０へ射出され、ＴＦＴ基板３０側へ射出される光の拡散が抑制されることで、結果的に得られる放射線画像の鮮鋭度の低下が抑制される。また、シンチレータ８Ａの柱状結晶７１Ａの先端部側に進行した光は、シンチレータ８Ｂを介して反射層１２により反射され、ＴＦＴ基板３０による受光量の増加に寄与する。
なお、非柱状部の空隙率を０（零）に近づけることにより、当該非柱状部による光の反射を抑制することができ、好ましい。また、非柱状部はできるだけ薄く（１０μｍ程度）することが好ましい。
一方、シンチレータ８Ｂは、シンチレータ８Ａとは吸収する放射線のエネルギー特性が異なるものとして形成されており、下方（基板１側）から入射してくる放射線を光に変換して発光する蛍光体を成膜したものである。このようなシンチレータ８Ｂを設けることで、シンチレータ８Ａを透過した放射線を吸収して発光することになる。シンチレータ８Ｂが発する光の波長域も、可視光域であることが好ましい。
シンチレータ８Ｂに用いる蛍光体としては、具体的には、放射線としてＸ線を用いて撮像する場合、ＧＯＳを含むものが好ましく、ＧＯＳ：Ｔｂを用いることが特に好ましい。なお、ＧＯＳ：Ｔｂの可視光域における発光ピーク波長は５５０ｎｍである。
図３には、各種材料のＸ線の吸収特性が示されている。
同図に示すように、ＧＯＳは、構成する元素の原子番号がＣｓＩより大きく、例えば、ＧＯＳ：Ｐｒの場合には５０［ＫｅＶ］付近にＫエッジがあるため、柱状結晶であるＣｓＩに比較して高エネルギーのＸ線に対する吸収率が高く、ＣｓＩにより吸収できなかった放射線を効果的に吸収することができる。なお、ＧＯＳはドープする材料でＫエッジが変わり、例えば、ＧＯＳ：ＴｂのＫエッジは６０［ＫｅＶ］程度である。また、ここでいう原子番号とは、シンチレータの組成比を考慮して計算した実効原子番号のことである。
また、反射層１２は、可視光を反射するものであり、この反射層１２を形成することにより、シンチレータ８Ａおよびシンチレータ８Ｂにおいて発生した光をより効率的にセンサ部１３へ導けるため、感度が向上する。この反射層１２を設ける方法は、スパッタ法、蒸着法、塗布法のいずれでもよい。反射層１２としては、Ａｕ，Ａｇ，Ｃｕ，Ａｌ，Ｎｉ，Ｔｉなど、使用するシンチレータ８Ａおよびシンチレータ８Ｂの発光波長領域での反射の高い物質が好ましい。例えば、シンチレータ８ＢがＧＯＳ：Ｔｂの場合、波長は４００〜６００ｎｍにおいて反射率の高いＡｇ，Ａｌ，Ｃｕなどがよく、厚さは、０．０１μｍ未満では反射率が得られず、３μｍを超えても反射率の向上で更なる効果が得られないため、０．０１〜３μｍが好ましい。
なお、本実施の形態では、各シンチレータの放射線照射面側にＴＦＴ基板３０が配置されているが、シンチレータとＴＦＴ基板３０とをこのような位置関係で配置する方式は「表面読取方式（ＩＳＳ：Irradiation Side Sampling）」と称する。シンチレータは放射線入射側がより強く発光するので、シンチレータの放射線入射側にＴＦＴ基板３０を配置する表面読取方式（ＩＳＳ）は、シンチレータの放射線入射側と反対側にＴＦＴ基板３０を配置する「裏面読取方式（ＰＳＳ：Penetration Side Sampling）」よりもＴＦＴ基板３０とシンチレータの発光位置とが接近することから、撮影によって得られる放射線画像の分解能が高く、また、ＴＦＴ基板３０の受光量が増大することで、結果として放射線画像の感度が向上する。
一方、センサ部１３は、上部電極６、下部電極２、および該上下の電極間に配置された光電変換膜４を有し、光電変換膜４は、シンチレータ８Ａおよびシンチレータ８Ｂが発する光を吸収して電荷が発生する有機光電変換材料により構成されている。
上部電極６は、シンチレータにより生じた光を光電変換膜４に入射させる必要があるため、少なくともシンチレータの発光波長に対して透明な導電性材料で構成することが好ましく、具体的には、可視光に対する透過率が高く、抵抗値が小さい透明導電性酸化物（TCO;Transparent Conducting Oxide）を用いることが好ましい。なお、上部電極６としてＡｕなどの金属薄膜を用いることもできるが、透過率を９０％以上得ようとすると抵抗値が増大し易いため、ＴＣＯの方が好ましい。例えば、ＩＴＯ、ＩＺＯ、ＡＺＯ、ＦＴＯ、ＳｎＯ２、ＴｉＯ２、ＺｎＯ２等を好ましく用いることができ、プロセス簡易性、低抵抗性、透明性の観点からはＩＴＯが最も好ましい。なお、上部電極６は、全画素部で共通の一枚構成としてもよく、画素部毎に分割してもよい。
光電変換膜４は、有機光電変換材料を含み、シンチレータ８Ａおよびシンチレータ８Ｂから発せられた光を吸収し、吸収した光に応じた電荷を発生する。このように有機光電変換材料を含む光電変換膜４であれば、可視域にシャープな吸収スペクトルを持ち、シンチレータ８Ａおよびシンチレータ８Ｂによる発光以外の電磁波が光電変換膜４に吸収されることがほとんどなく、Ｘ線等の放射線が光電変換膜４で吸収されることによって発生するノイズを効果的に抑制することができる。
光電変換膜４を構成する有機光電変換材料は、シンチレータ８Ａおよびシンチレータ８Ｂで発光した光を最も効率よく吸収するために、その吸収ピーク波長が、各シンチレータの発光ピーク波長と近いほど好ましい。有機光電変換材料の吸収ピーク波長と各シンチレータの発光ピーク波長とが一致することが理想的であるが、双方の差が小さければ各シンチレータから発された光を十分に吸収することが可能である。具体的には、有機光電変換材料の吸収ピーク波長と、各シンチレータの放射線に対する発光ピーク波長との差が、１０ｎｍ以内であることが好ましく、５ｎｍ以内であることがより好ましい。
このような条件を満たすことが可能な有機光電変換材料としては、例えばキナクリドン系有機化合物およびフタロシアニン系有機化合物が挙げられる。例えばキナクリドンの可視域における吸収ピーク波長は５６０ｎｍであるため、有機光電変換材料としてキナクリドンを用い、シンチレータ８Ａの材料としてＣｓＩ：Ｔｌを用い、シンチレータ８Ｂの材料としてＧＯＳを用いれば、上記ピーク波長の差を１０ｎｍ以内にすることが可能となり、光電変換膜４で発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。
次に、本実施の形態に係る放射線検出器２０に適用可能な光電変換膜４について具体的に説明する。
本実施の形態に係る放射線検出器２０における電磁波吸収／光電変換部位は、１対の電極２，６と、該電極２，６間に挟まれた有機光電変換膜４を含む有機層により構成することができる。この有機層は、より具体的には、電磁波を吸収する部位、光電変換部位、電子輸送部位、正孔輸送部位、電子ブロッキング部位、正孔ブロッキング部位、結晶化防止部位、電極、および層間接触改良部位等の積み重ねもしくは混合により形成することができる。
上記有機層は、有機ｐ型化合物または有機ｎ型化合物を含有することが好ましい。
有機ｐ型半導体（化合物）は、主に正孔輸送性有機化合物に代表されるドナー性有機半導体（化合物）であり、電子を供与しやすい性質がある有機化合物をいう。さらに詳しくは２つの有機材料を接触させて用いたときにイオン化ポテンシャルの小さい方の有機化合物をいう。したがって、ドナー性有機化合物としては、電子供与性のある有機化合物であればいずれの有機化合物も使用可能である。
有機ｎ型半導体（化合物）は、主に電子輸送性有機化合物に代表されるアクセプター性有機半導体（化合物）であり、電子を受容しやすい性質がある有機化合物をいう。さらに詳しくは２つの有機化合物を接触させて用いたときに電子親和力の大きい方の有機化合物をいう。したがって、アクセプター性有機化合物は、電子受容性のある有機化合物であればいずれの有機化合物も使用可能である。
この有機ｐ型半導体および有機ｎ型半導体として適用可能な材料、および光電変換膜４の構成については、特開２００９−３２８５４号公報において詳細に説明されているため説明を省略する。
光電変換膜４の厚みは、シンチレータ８Ａおよびシンチレータ８Ｂからの光を吸収する点では膜厚は大きいほど好ましいが、ある程度以上厚くなると光電変換膜４の両端から印加されるバイアス電圧により光電変換膜４に発生する電界の強度が低下して電荷が収集できなくなるため、３０ｎｍ以上３００ｎｍ以下が好ましく、より好ましくは、５０ｎｍ以上２５０ｎｍ以下、特に好ましくは８０ｎｍ以上２００ｎｍ以下である。
なお、図１に示す放射線検出器２０では、光電変換膜４は、全画素部で共通の一枚構成であるが、画素部毎に分割してもよい。
下部電極２は、画素部毎に分割された薄膜とする。下部電極２は、透明又は不透明の導電性材料で構成することができ、アルミニウム、銀等を好適に用いることができる。
下部電極２の厚みは、例えば、３０ｎｍ以上３００ｎｍ以下とすることができる。
センサ部１３では、上部電極６と下部電極２の間に所定のバイアス電圧を印加することで、光電変換膜４で発生した電荷（正孔、電子）のうちの一方を上部電極６に移動させ、他方を下部電極２に移動させることができる。本実施の形態の放射線検出器２０では、上部電極６に配線が接続され、この配線を介してバイアス電圧が上部電極６に印加されるものとする。また、バイアス電圧は、光電変換膜４で発生した電子が上部電極６に移動し、正孔が下部電極２に移動するように極性が決められているものとするが、この極性は逆であってもよい。
各画素部を構成するセンサ部１３は、少なくとも下部電極２、光電変換膜４、および上部電極６を含んでいればよいが、暗電流の増加を抑制するため、電子ブロッキング膜３および正孔ブロッキング膜５の少なくともいずれかを設けることが好ましく、両方を設けることがより好ましい。
電子ブロッキング膜３は、下部電極２と光電変換膜４との間に設けることができ、下部電極２と上部電極６間にバイアス電圧を印加したときに、下部電極２から光電変換膜４に電子が注入されて暗電流が増加してしまうのを抑制することができる。
電子ブロッキング膜３には、電子供与性有機材料を用いることができる。
実際に電子ブロッキング膜３に用いる材料は、隣接する電極の材料および隣接する光電変換膜４の材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数（Ｗｆ）より１．３ｅＶ以上電子親和力（Ｅａ）が大きく、かつ、隣接する光電変換膜４の材料のイオン化ポテンシャル（Ｉｐ）と同等のＩｐもしくはそれより小さいＩｐを持つものが好ましい。この電子供与性有機材料として適用可能な材料については、特開２００９−３２８５４号公報において詳細に説明されているため説明を省略する。なお、光電変換膜４は、さらにフラーレン若しくはカーボンナノチューブを含有させて形成してもよい。
電子ブロッキング膜３の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させるとともに、センサ部１３の光電変換効率の低下を防ぐため、１０ｎｍ以上２００ｎｍ以下が好ましく、さらに好ましくは３０ｎｍ以上１５０ｎｍ以下、特に好ましくは５０ｎｍ以上１００ｎｍ以下である。
正孔ブロッキング膜５は、光電変換膜４と上部電極６との間に設けることができ、下部電極２と上部電極６間にバイアス電圧を印加したときに、上部電極６から光電変換膜４に正孔が注入されて暗電流が増加してしまうのを抑制することができる。
正孔ブロッキング膜５には、電子受容性有機材料を用いることができる。
正孔ブロッキング膜５の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させるとともに、センサ部１３の光電変換効率の低下を防ぐため、１０ｎｍ以上２００ｎｍ以下が好ましく、さらに好ましくは３０ｎｍ以上１５０ｎｍ以下、特に好ましくは５０ｎｍ以上１００ｎｍ以下である。
実際に正孔ブロッキング膜５に用いる材料は、隣接する電極の材料および隣接する光電変換膜４の材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数（Ｗｆ）より１．３ｅＶ以上イオン化ポテンシャル（Ｉｐ）が大きく、かつ、隣接する光電変換膜４の材料の電子親和力（Ｅａ）と同等のＥａもしくはそれより大きいＥａを持つものが好ましい。この電子受容性有機材料として適用可能な材料については、特開２００９−３２８５４号公報において詳細に説明されているため説明を省略する。
なお、光電変換膜４で発生した電荷のうち、正孔が上部電極６に移動し、電子が下部電極２に移動するようにバイアス電圧を設定する場合には、電子ブロッキング膜３と正孔ブロッキング膜５の位置を逆にすればよい。また、電子ブロッキング膜３と正孔ブロッキング膜５は両方設けなくてもよく、いずれかを設けておけば、ある程度の暗電流抑制効果を得ることができる。
各画素部の下部電極２下方の基板１の表面には信号出力部１４が形成されている。
図４には、信号出力部１４の構成が概略的に示されている。
下部電極２に対応して、下部電極２に移動した電荷を蓄積するコンデンサ９と、コンデンサ９に蓄積された電荷を電気信号に変換して出力する電界効果型薄膜トランジスタ（Thin Film Transistor、以下、単に「薄膜トランジスタ」という。）１０が形成されている。コンデンサ９および薄膜トランジスタ１０の形成された領域は、平面視において下部電極２と重なる部分を有しており、このような構成とすることで、各画素部における信号出力部１４とセンサ部１３とが厚さ方向で重なりを有することとなる。なお、放射線検出器２０（画素部）の平面積を最小にするために、コンデンサ９および薄膜トランジスタ１０の形成された領域が下部電極２によって完全に覆われていることが望ましい。
コンデンサ９は、基板１と下部電極２との間に設けられた絶縁膜１１を貫通して形成された導電性材料の配線を介して対応する下部電極２と電気的に接続されている。これにより、下部電極２で捕集された電荷をコンデンサ９に移動させることができる。
薄膜トランジスタ１０は、ゲート電極１５、ゲート絶縁膜１６、および活性層（チャネル層）１７が積層され、さらに、活性層１７上にソース電極１８とドレイン電極１９が所定の間隔を開けて形成されている。
活性層１７は、例えば、アモルファスシリコンや非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブなどにより形成することができる。なお、活性層１７を構成する材料は、これらに限定されるものではない。
活性層１７を構成可能な非晶質酸化物としては、Ｉｎ、ＧａおよびＺｎのうちの少なくとも１つを含む酸化物（例えばＩｎ−Ｏ系）が好ましく、Ｉｎ、ＧａおよびＺｎのうちの少なくとも２つを含む酸化物（例えばＩｎ−Ｚｎ−Ｏ系、Ｉｎ−Ｇａ−Ｏ系、Ｇａ−Ｚｎ−Ｏ系）がより好ましく、Ｉｎ、ＧａおよびＺｎを含む酸化物が特に好ましい。Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏ系非晶質酸化物としては、結晶状態における組成がＩｎＧａＯ３（ＺｎＯ）ｍ（ｍは６未満の自然数）で表される非晶質酸化物が好ましく、特に、ＩｎＧａＺｎＯ４がより好ましい。なお、活性層１７を構成可能な非晶質酸化物は、これらに限定されるものではない。
活性層１７を構成可能な有機半導体材料としては、フタロシアニン化合物や、ペンタセン、バナジルフタロシアニン等を挙げることができるが、これらに限定されるものではない。なお、フタロシアニン化合物の構成については、特開２００９−２１２３８９号公報において詳細に説明されているため説明を省略する。
薄膜トランジスタ１０の活性層１７を非晶質酸化物や有機半導体材料、カーボンナノチューブで形成したものとすれば、Ｘ線等の放射線を吸収せず、あるいは吸収したとしても極めて微量に留まるため、信号出力部１４におけるノイズの発生を効果的に抑制することができる。
また、活性層１７をカーボンナノチューブで形成した場合、薄膜トランジスタ１０のスイッチング速度を高速化することができ、また、可視光域での光の吸収度合の低い薄膜トランジスタ１０を形成できる。なお、カーボンナノチューブで活性層１７を形成する場合、活性層１７に極微量の金属性不純物が混入するだけで、薄膜トランジスタ１０の性能は著しく低下するため、遠心分離などにより極めて高純度のカーボンナノチューブを分離・抽出して形成する必要がある。
ここで、上述した非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブや、有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。従って、基板１としては、半導体基板、石英基板、およびガラス基板等の耐熱性の高い基板に限定されず、プラスチック等の可撓性基板、アラミド、バイオナノファイバを用いることもできる。具体的には、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンフタレート、ポリエチレンナフタレート等のポリエステル、ポリスチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルスルホン、ポリアリレート、ポリイミド、ポリシクロオレフィン、ノルボルネン樹脂、ポリ（クロロトリフルオロエチレン）等の可撓性基板を用いることができる。このようなプラスチック製の可撓性基板を用いれば、軽量化を図ることもでき、例えば持ち運び等に有利となる。
また、基板１には、絶縁性を確保するための絶縁層、水分や酸素の透過を防止するためのガスバリア層、平坦性あるいは電極等との密着性を向上するためのアンダーコート層等を設けてもよい。
アラミドは、２００度以上の高温プロセスを適用できるために，透明電極材料を高温硬化させて低抵抗化でき、また、ハンダのリフロー工程を含むドライバＩＣの自動実装にも対応できる。また、アラミドは、ＩＴＯ（indium tin oxide）やガラス基板と熱膨張係数が近いため、製造後の反りが少なく、割れにくい。また、アラミドは、ガラス基板等と比べて薄く基板を形成できる。なお、超薄型ガラス基板とアラミドを積層して基板１を形成してもよい。
バイオナノファイバは、バクテリア(酢酸菌、Acetobacter Xylinum)が産出するセルロースミクロフィブリル束（バクテリアセルロース）と透明樹脂との複合したものである。セルロースミクロフィブリル束は、幅５０ｎｍと可視光波長に対して１／１０のサイズで、かつ、高強度、高弾性、低熱膨である。バクテリアセルロースにアクリル樹脂、エポキシ樹脂等の透明樹脂を含浸・硬化させることで、繊維を６０−７０％も含有しながら、波長５００nmで約９０％の光透過率を示すバイオナノファイバが得られる。バイオナノファイバは、シリコン結晶に匹敵する低い熱膨張係数（３−７ｐｐｍ）を有し、鋼鉄並の強度(４６０ＭＰa)、高弾性(３０ＧＰａ)で、かつフレキシブルであることから、ガラス基板等と比べて薄く基板１を形成できる。
ところで、前述したように、本実施の形態に係る放射線検出器２０では、シンチレータ８ＡをＴＦＴ基板３０上に直接蒸着により形成しているが、これに限らず、放射線検出器２０の製造は種々の方法により行うことができる。表１には、放射線検出器２０の製造方法の４種類の例が示されている。
パターン１による製造方法では、ＴＦＴ基板３０上に直接蒸着によりシンチレータ８Ａを形成する一方、ポリエチレンテレフタレート等からなるベース２２上に反射層１２を形成した後、反射層１２上にシンチレータ８Ｂを塗布により形成する。そして、シンチレータ８ＡのＴＦＴ基板３０側とは反対側（柱状結晶の先端側）と、シンチレータ８Ｂの反射層１２側とは反対側の面とを、接着等により貼り合わせる。
また、パターン２による製造方法では、パターン１と同様にＴＦＴ基板３０上に直接蒸着によりシンチレータ８Ａを形成する一方、ポリエチレンテレフタレート等からなるベース２２上に反射層１２を形成した後、反射層１２上にシンチレータ８Ｂを塗布により形成する。そして、シンチレータ８ＡのＴＦＴ基板３０側とは反対側（柱状結晶の先端側）と、シンチレータ８Ｂの反射層１２側とは反対側の面とを互いに押し当てた状態で放射線検出器２０全体をパウチ加工（ラミネート加工）する。
一方、パターン３による製造方法では、不図示の蒸着基板に蒸着によりシンチレータ８Ａを形成する一方、パターン１，２と同様にポリエチレンテレフタレート等からなるベース２２上に反射層１２を形成した後、反射層１２上にシンチレータ８Ｂを塗布により形成する。そして、シンチレータ８Ａの蒸着基板側とは反対側（柱状結晶の先端側）をＴＦＴ基板３０上に接着等により貼り合わせ、シンチレータ８Ａから上記蒸着基板を剥離する一方、シンチレータ８ＡのＴＦＴ基板３０側とは反対側の面と、シンチレータ８Ｂの反射層１２側とは反対側の面とを接着等により貼り合わせるか、または互いに押し当てた状態とする。
さらに、パターン４による製造方法では、パターン１〜３と同様にポリエチレンテレフタレート等からなるベース２２上に反射層１２を形成した後、反射層１２上にシンチレータ８Ｂを塗布により形成する。そして、シンチレータ８Ｂ上に蒸着によりシンチレータ８Ａを形成し、シンチレータ８Ａのシンチレータ８Ｂ側とは反対側（柱状結晶の先端側）をＴＦＴ基板３０に接着等により貼り合わせる。このパターン４では、非柱状部がＴＦＴ基板３０側ではなく、シンチレータ８Ｂ側に形成されることになる。
なお、シンチレータ８Ａの各柱状部の先端部は、できるだけ平坦になるように制御することが好ましい。具体的には、蒸着終了時の被蒸着基板の温度を制御することで実現できる。例えば、蒸着終了時の被蒸着基板の温度を１１０℃とすれば先端角度がおよそ１７０度となり、蒸着終了時の被蒸着基板の温度を１４０℃とすれば先端角度がおよそ６０度となり、蒸着終了時の被蒸着基板の温度を２００℃とすれば先端角度がおよそ７０度となり、蒸着終了時の被蒸着基板の温度を２６０℃とすれば先端角度がおよそ１２０度となる。なお、この制御については、特開２０１０−２５６２０号公報において詳細に説明されているため、これ以上の説明を省略する。
一方、ＴＦＴ基板３０には、図５に示すように、上述のセンサ部１３、コンデンサ９、薄膜トランジスタ１０と、を含んで構成される画素３２が一定方向（図５の行方向）および当該一定方向に対する交差方向（図５の列方向）に２次元状に複数設けられている。
また、放射線検出器２０には、上記一定方向（行方向）に延設され、各薄膜トランジスタ１０をオン・オフさせるための複数本のゲート配線３４と、上記交差方向（列方向）に延設され、オン状態の薄膜トランジスタ１０を介して電荷を読み出すための複数本のデータ配線３６が設けられている。
放射線検出器２０は、平板状で平面視において外縁に４辺を有する四辺形状をしている。具体的には矩形状に形成されている。
次に、この放射線検出器２０を内蔵し、放射線画像を撮影する可搬型の放射線画像撮影装置（以下、「電子カセッテ」という。）４０の構成について説明する。図６には、本実施の形態に係る電子カセッテ４０の構成を示す斜視図が示されている。
同図に示すように、この電子カセッテ４０は、放射線を透過させる材料からなる平板状の筐体４１を備えており、防水性、密閉性を有する構造とされている。筐体４１の内部には、放射線Ｘが照射される筐体４１の照射面側から、被写体を透過した放射線Ｘを検出する放射線検出器２０、および放射線Ｘのバック散乱線を吸収する鉛板４３が順に配設される。筐体４１は、平板状の一方の面の放射線検出器２０の配設位置に対応する領域が放射線を検出可能な四辺形状の撮影領域４１Ａとされている。放射線検出器２０は、図７に示すように、ＴＦＴ基板３０が撮影領域４１Ａ側となるように配置されており、撮影領域４１Ａを構成する筐体４１内側に貼り付けられている。
また、筐体４１の内部の一端側には、放射線検出器２０と重ならない位置（撮影領域４１Ａの範囲外）に、後述するカセッテ制御部５８や電源部７０を収容するケース４２が配置されている。
図８には、本実施の形態に係る電子カセッテ４０の電気系の要部構成を示すブロック図が示されている。
放射線検出器２０は、隣り合う２辺の一辺側にゲート線ドライバ５２が配置され、他辺側に信号処理部５４が配置されている。ＴＦＴ基板３０の個々のゲート配線３４はゲート線ドライバ５２に接続され、ＴＦＴ基板３０の個々のデータ配線３６は信号処理部５４に接続されている。
また、筐体４１の内部には、画像メモリ５６と、カセッテ制御部５８と、無線通信部６０とを備えている。
ＴＦＴ基板３０の各薄膜トランジスタ１０は、ゲート線ドライバ５２からゲート配線３４を介して供給される信号により行単位で順にオンされ、オン状態とされた薄膜トランジスタ１０によって読み出された電荷は、電気信号としてデータ配線３６を伝送されて信号処理部５４に入力される。これにより、電荷は行単位で順に読み出され、二次元状の放射線画像が取得可能となる。
図示は省略するが、信号処理部５４は、個々のデータ配線３６毎に、入力される電気信号を増幅する増幅回路およびサンプルホールド回路を備えており、個々のデータ配線３６を伝送された電気信号は増幅回路で増幅された後にサンプルホールド回路に保持される。また、サンプルホールド回路の出力側にはマルチプレクサ、Ａ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換器が順に接続されており、個々のサンプルホールド回路に保持された電気信号はマルチプレクサに順に（シリアルに）入力され、Ａ／Ｄ変換器によってデジタルの画像データへ変換される。
信号処理部５４には画像メモリ５６が接続されており、信号処理部５４のＡ／Ｄ変換器から出力された画像データは画像メモリ５６に順に記憶される。画像メモリ５６は所定枚分の画像データを記憶可能な記憶容量を有しており、放射線画像の撮影が行われる毎に、撮影によって得られた画像データが画像メモリ５６に順次記憶される。
画像メモリ５６はカセッテ制御部５８と接続されている。カセッテ制御部５８はマイクロコンピュータによって構成され、ＣＰＵ（中央処理装置）５８Ａ、ＲＯＭ（Read Only Memory）およびＲＡＭ（Random Access Memory）を含むメモリ５８Ｂ、フラッシュメモリ等からなる不揮発性の記憶部５８Ｃを備えており、電子カセッテ４０全体の動作を制御する。
また、カセッテ制御部５８には無線通信部６０が接続されている。無線通信部６０は、ＩＥＥＥ（Institute of Electrical and Electronics Engineers）８０２．１１ａ／ｂ／ｇ／ｎ等に代表される無線ＬＡＮ（Local Area Network）規格に対応しており、無線通信による外部機器との間での各種情報の伝送を制御する。カセッテ制御部５８は、無線通信部６０を介して、放射線撮影全体を制御するコンソールなどの外部装置と無線通信が可能とされており、コンソールとの間で各種情報の送受信が可能とされている。
また、電子カセッテ４０には、電源部７０が設けられており、上述した各種回路や各素子（ゲート線ドライバ５２、信号処理部５４、画像メモリ５６、無線通信部６０やカセッテ制御部５８として機能するマイクロコンピュータ）は、電源部７０から供給された電力によって作動する。電源部７０は、電子カセッテ４０の可搬性を損なわないように、バッテリ（充電可能な二次電池）を内蔵しており、充電されたバッテリから各種回路・素子へ電力を供給する。なお、図８では、電源部７０と各種回路や各素子を接続する配線を省略している。
次に、本実施の形態に係る電子カセッテ４０の作用について説明する。
本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、放射線画像の撮影を行う場合、撮影領域４１Ａを上とし、図７に示すように、放射線を発生する放射線発生装置８０と間隔を空けて配置され、撮影領域上に患者の撮影対象部位Ｂが配置される。放射線発生装置８０は予め与えられた撮影条件等に応じた放射線量の放射線Ｘを射出する。放射線発生装置８０から射出された放射線Ｘは、撮影対象部位Ｂを透過することで画像情報を担持した後に電子カセッテ４０に照射される。
放射線発生装置８０から照射された放射線Ｘは、撮影対象部位Ｂを透過した後に電子カセッテ４０に到達する。これにより、電子カセッテ４０に内蔵された放射線検出器２０の各センサ部１３には照射された放射線Ｘの線量に応じた電荷が発生し、コンデンサ９にはセンサ部１３で発生した電荷が蓄積される。
カセッテ制御部５８は、放射線Ｘの照射終了後に、ゲート線ドライバ５２を制御し、ゲート線ドライバ５２から放射線検出器２０の各ゲート配線３４に１ラインずつ順にオン信号を出力させて画像情報の読み出しを行う。放射線検出器２０から読み出された画像情報は、画像メモリ５６に記憶される。
ところで、本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、図７に示すように、放射線検出器２０がＴＦＴ基板３０側から放射線Ｘが照射されるように内蔵されている。
ここで、放射線検出器２０は、図９に示すように、ＴＦＴ基板３０の放射線Ｘの入射側とは反対側の面に柱状結晶を含んで構成されたシンチレータ８Ａが積層され、シンチレータ８ＡのＴＦＴ基板３０側（放射線Ｘの入射側）とは反対側にシンチレータ８Ｂが積層されている。
このため、放射線検出器２０では、シンチレータ８ＡのＴＦＴ基板３０に積層されている側の面が他の面より強く発光する。従って、放射線Ｘをシンチレータ８Ｂ側から照射する場合に比較して、ＴＦＴ基板３０に対するシンチレータ８Ａの発光位置が近いため、撮影によって得られる放射線画像の分解能を高くすることができる結果、得られる放射線画像の品質を向上させることができる。
また、放射線検出器２０では、シンチレータ８Ｂにより発生された光がシンチレータ８Ａの柱状結晶による導光機能によって効果的にＴＦＴ基板３０に導光されるため、この点においても放射線画像の品質を向上させることができる。
さらに、放射線検出器２０では、シンチレータ８Ａにおいて吸収できなかった放射線をシンチレータ８Ｂにおいて吸収させることができるため、比較的コストの高い柱状結晶を含んで構成されたシンチレータ８Ａの厚さを薄くすることができる結果、コストを抑制することができる。
また、放射線検出器２０では、シンチレータ８Ａに非柱状部を設けているため、ＴＦＴ基板３０との密着性を高くすることができる。但し、非柱状部は必須ではなく、非柱状部を設けない形態としてもよい。
また、放射線検出器２０は、光電変換膜４を有機光電変換材料により構成しており、光電変換膜４で放射線がほとんど吸収されない。このため、本実施の形態に係る放射線検出器２０は、ＩＳＳの構成により放射線ＸがＴＦＴ基板３０を透過するが、光電変換膜４による放射線の吸収量が少ないため、放射線Ｘに対する感度の低下を抑えることができる。ＩＳＳでは、放射線ＸがＴＦＴ基板３０を透過してシンチレータ８Ａおよびシンチレータ８Ｂに到達するが、このように、ＴＦＴ基板３０の光電変換膜４を有機光電変換材料により構成した場合、光電変換膜４での放射線の吸収が殆どなく放射線Ｘの減衰を少なく抑えることができるため、ＩＳＳに適している。
また、薄膜トランジスタ１０の活性層１７を構成する非晶質酸化物や光電変換膜４を構成する有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。このため、基板１を放射線の吸収が少ないプラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバで形成することができる。このように形成された基板１は放射線の吸収量が少ないため、ＩＳＳにより放射線がＴＦＴ基板３０を透過する場合でも、放射線Ｘに対する感度の低下を抑えることができる。
また、本実施の形態によれば、図７に示すように、放射線検出器２０をＴＦＴ基板３０が撮影領域４１Ａ側となるように筐体４１内の撮影領域４１Ａ部分に貼り付けているが、基板１を剛性の高いプラスチック樹脂やアラミド、バイオナノファイバで形成した場合、放射線検出器２０自体の剛性が高いため、筐体４１の撮影領域４１Ａ部分を薄く形成することができる。また、基板１を剛性の高いプラスチック樹脂やアラミド、バイオナノファイバで形成した場合、放射線検出器２０自体が可撓性を有するため、撮影領域４１Ａに衝撃が加わった場合でも放射線検出器２０が破損しづらい。
なお、本実施の形態では、ＴＦＴ基板３０のシンチレータ８Ａが形成される側の表面に透明絶縁膜７を設けた場合について説明したが、これに限らず、透明絶縁膜７を設けることなくＴＦＴ基板３０の上面にシンチレータ８Ａを直接形成する形態としてもよい。
［第２の実施の形態］
次に、第２の実施の形態について説明する。
まず、図１０を参照して、本第２の実施の形態に係る間接変換方式の放射線検出器２０Ｂの構成について説明する。
この放射線検出器２０Ｂは、絶縁性の基板１上に、信号出力部１４、センサ部１３、および透明絶縁膜７を順に形成することにより構成されたＴＦＴ基板３０Ａと、シンチレータ８Ａと、シンチレータ８Ｂと、ＴＦＴ基板３０Ａと同様の構成とされたＴＦＴ基板３０Ｂと、がこの順に積層しており、ＴＦＴ基板３０ＡおよびＴＦＴ基板３０Ｂの信号出力部１４、センサ部１３により画素部が構成されている。画素部は、基板１上に複数配列されており、各画素部における信号出力部１４とセンサ部１３とが重なりを有するように構成されている。
なお、シンチレータ８Ａおよびシンチレータ８Ｂは上記第１の実施の形態に係る放射線検出器２０に設けられたものと同様のものであるので、ここでの説明は省略する。また、センサ部１３および信号出力部１４の構成についても上記第１の実施の形態に係る放射線検出器２０のセンサ部１３および信号出力部１４と同様であるので、ここでの説明は省略する。
ところで、本実施の形態に係る放射線検出器２０Ｂでも、シンチレータ８ＡをＴＦＴ基板３０Ａ上に直接蒸着により形成しているが、これに限らず、放射線検出器２０Ｂの製造は種々の方法により行うことができる。表２には、放射線検出器２０Ｂの製造方法の４種類の例が示されている。
パターン１による製造方法では、ＴＦＴ基板３０Ａ上に直接蒸着によりシンチレータ８Ａを形成する一方、ポリエチレンテレフタレート等からなるベース２２上にシンチレータ８Ｂを塗布により形成した後、シンチレータ８Ｂのベース２２側とは反対側の面とＴＦＴ基板３０Ｂとを、接着等により貼り合わせる。そして、シンチレータ８ＡのＴＦＴ基板３０Ａ側とは反対側（柱状結晶の先端側）と、シンチレータ８ＢのＴＦＴ基板３０Ｂ側とは反対側の面とを、接着等により貼り合わせる。
また、パターン２による製造方法では、パターン１と同様にＴＦＴ基板３０Ａ上に直接蒸着によりシンチレータ８Ａを形成する一方、ポリエチレンテレフタレート等からなるベース２２上にシンチレータ８Ｂを塗布により形成した後、シンチレータ８Ｂのベース２２側とは反対側の面とＴＦＴ基板３０Ｂとを、接着等により貼り合わせる。そして、シンチレータ８ＡのＴＦＴ基板３０Ａ側とは反対側（柱状結晶の先端側）と、シンチレータ８ＢのＴＦＴ基板３０Ｂ側とは反対側の面とを互いに押し当てた状態で放射線検出器２０Ｂ全体をパウチ加工（ラミネート加工）する。
一方、パターン３による製造方法では、不図示の蒸着基板に蒸着によりシンチレータ８Ａを形成する一方、パターン１，２と同様にポリエチレンテレフタレート等からなるベース２２上にシンチレータ８Ｂを塗布により形成した後、シンチレータ８Ｂのベース２２側とは反対側の面とＴＦＴ基板３０Ｂとを、接着等により貼り合わせる。そして、シンチレータ８Ａの蒸着基板側とは反対側（柱状結晶の先端側）をＴＦＴ基板３０Ａに接着等により貼り合わせ、シンチレータ８Ａから上記蒸着基板を剥離する一方、シンチレータ８ＡのＴＦＴ基板３０Ａ側とは反対側の面と、シンチレータ８ＢのＴＦＴ基板３０Ｂ側とは反対側の面とを接着等により貼り合わせるか、または互いに押し当てた状態とする。このパターン３では、非柱状部がＴＦＴ基板３０Ａ側ではなく、シンチレータ８Ｂ側に形成されることになる。
さらに、パターン４による製造方法では、パターン１〜３と同様にポリエチレンテレフタレート等からなるベース２２上にシンチレータ８Ｂを塗布により形成した後、シンチレータ８Ｂのベース２２側とは反対側の面とＴＦＴ基板３０Ｂとを、接着等により貼り合わせる。そして、シンチレータ８Ｂ上に蒸着によりシンチレータ８Ａを形成し、シンチレータ８Ａのシンチレータ８Ｂ側とは反対側（柱状結晶の先端側）をＴＦＴ基板３０Ａに接着等により貼り合わせる。このパターン４でも、非柱状部がＴＦＴ基板３０Ａ側ではなく、シンチレータ８Ｂ側に形成されることになる。
なお、本実施の形態に係る放射線検出器２０Ｂでも、シンチレータ８Ａの各柱状部の先端部は、できるだけ平坦になるように制御することが好ましい。具体的には、蒸着終了時の被蒸着基板の温度を制御することで実現できる。例えば、蒸着終了時の被蒸着基板の温度を１１０℃とすれば先端角度がおよそ１７０度となり、蒸着終了時の被蒸着基板の温度を１４０℃とすれば先端角度がおよそ６０度となり、蒸着終了時の被蒸着基板の温度を２００℃とすれば先端角度がおよそ７０度となり、蒸着終了時の被蒸着基板の温度を２６０℃とすれば先端角度がおよそ１２０度となる。なお、この制御については、特開２０１０−２５６２０号公報において詳細に説明されているため、これ以上の説明を省略する。
また、以上のパターン１〜パターン４では、シンチレータ８ＢのＴＦＴ基板３０Ｂ側とは反対側の面にベース２２を残したままとしているが、シンチレータ８Ａとシンチレータ８Ｂとを張り合わせるに先立って、ベース２２を剥離するようにしてもよい。
なお、ＴＦＴ基板３０ＡおよびＴＦＴ基板３０Ｂには、図５に示される上記第１の実施の形態に係るＴＦＴ基板３０と同様に、センサ部１３、コンデンサ９、薄膜トランジスタ１０と、を含んで構成される画素３２が一定方向（行方向）および当該一定方向に対する交差方向（列方向）に２次元状に複数設けられている。
また、放射線検出器２０Ｂには、上記一定方向（行方向）に延設され、各薄膜トランジスタ１０をオン・オフさせるための複数本のゲート配線３４と、上記交差方向（列方向）に延設され、オン状態の薄膜トランジスタ１０を介して電荷を読み出すための複数本のデータ配線３６が、各々ＴＦＴ基板３０ＡおよびＴＦＴ基板３０Ｂに対応して２組分設けられている。
次に、このような放射線検出器２０Ｂを内蔵した電子カセッテ４０の構成について説明する。
図１１には、本実施の形態に係る電子カセッテ４０の構成を示す斜視図が示されており、図１２には、電子カセッテ４０の断面図が示されている。
電子カセッテ４０は、筐体４１の内部に上述の放射線検出器２０Ｂが配設されている。筐体４１は、平板状の一方の面の放射線検出器２０Ｂの配設位置に対応する領域が撮影時に放射線が照射される撮影領域４１Ａとされている。
図１３には、本実施の形態に係る電子カセッテ４０の電気系の要部構成を示すブロック図が示されている。
ＴＦＴ基板３０Ａ、３０Ｂは、それぞれ隣り合う２辺の一辺側にゲート線ドライバ５２が配置され、他辺側に信号処理部５４が配置されている。以下、２つのＴＦＴ基板３０Ａ、３０Ｂに対応して設けられたゲート線ドライバ５２および信号処理部５４を区別する場合、ＴＦＴ基板３０Ａに対応するゲート線ドライバ５２および信号処理部５４に符号Ａを付し、ＴＦＴ基板３０Ｂに対応するゲート線ドライバ５２および信号処理部５４に符号Ｂを付して説明する。
ＴＦＴ基板３０Ａの個々のゲート配線３４はゲート線ドライバ５２Ａに接続され、ＴＦＴ基板３０Ａの個々のデータ配線３６は信号処理部５４Ａに接続されており、ＴＦＴ基板３０Ｂの個々のゲート配線３４はゲート線ドライバ５２Ｂに接続されており、ＴＦＴ基板３０Ｂの個々のデータ配線３６は信号処理部５４Ｂに接続されている。
ＴＦＴ基板３０Ａ、３０Ｂの各薄膜トランジスタ１０は、ゲート線ドライバ５２Ａ、５２Ｂからゲート配線３４を介して供給される信号により行単位で順にオンされ、オン状態とされた薄膜トランジスタ１０によって読み出された電荷は、電気信号としてデータ配線３６を伝送されて信号処理部５４Ａ、５４Ｂに入力される。これにより、電荷は行単位で順に読み出され、二次元状の放射線画像が取得可能となる。
信号処理部５４Ａ、５４Ｂには画像メモリ５６が接続されており、信号処理部５４Ａ、５４ＢのＡ／Ｄ変換器から出力された画像データは画像メモリ５６に順に記憶される。
カセッテ制御部５８は、ゲート線ドライバ５２Ａ、５２Ｂの動作を個別に制御しており、ＴＦＴ基板３０Ａ、３０Ｂから放射線画像を示す画像情報の読み出しを個別に制御できる。
次に、本実施の形態に係る電子カセッテ４０の作用について説明する。
本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、放射線画像の撮影を行う場合、撮影領域４１Ａを上とし、図１２に示すように、放射線を発生する放射線発生装置８０と間隔を空けて配置され、撮影領域上に患者の撮影対象部位Ｂが配置される。放射線発生装置８０は予め与えられた撮影条件等に応じた放射線量の放射線Ｘを射出する。放射線発生装置８０から射出された放射線Ｘは、撮影対象部位Ｂを透過することで画像情報を担持した後に電子カセッテ４０に照射される。
放射線発生装置８０から照射された放射線Ｘは、撮影対象部位Ｂを透過した後に電子カセッテ４０に到達する。これにより、電子カセッテ４０に内蔵された放射線検出器２０Ｂの各センサ部１３には照射された放射線Ｘの線量に応じた電荷が発生し、コンデンサ９にはセンサ部１３で発生した電荷が蓄積される。
カセッテ制御部５８は、放射線Ｘの照射終了後に、ゲート線ドライバ５２Ａ、５２Ｂを制御し、ゲート線ドライバ５２Ａ、５２ＢからＴＦＴ基板３０Ａ、３０Ｂの各ゲート配線３４に１ラインずつ順にオン信号を出力させて画像情報の読み出しを行う。放射線検出器２０Ｂから読み出された画像情報は、画像メモリ５６に記憶される。なお、本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、ＴＦＴ基板３０Ａから読み出された画像情報（以下、「第１画像情報」という。）と、ＴＦＴ基板３０Ｂから読み出された画像情報（以下、「第２画像情報」という。）と、を各々画像メモリ５６の異なる記憶領域に記憶するものとされている。
ところで、本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、放射線発生装置８０および電子カセッテ４０を統括的に制御するコンソール等の外部装置から第１画像情報と第２画像情報とを対応する画素毎に加算して送信する動作モード（以下、「加算撮影モード」という。）、および当該加算を行うことなく、第１画像情報のみを送信する動作モード（以下、「通常撮影モード」という。）の何れの動作モードを適用するのかを示す動作モード指示情報を、無線通信部６０を介して受信する。そして、カセッテ制御部５８は、放射線Ｘの照射終了後に、予め受信した動作モード指示情報により示される動作モードに応じて画像情報の送信を行う画像情報送信処理を実行する。
以下、図１４を参照して、上記画像情報送信処理を実行する際の電子カセッテ４０の作用を説明する。なお、図１４は、この際に電子カセッテ４０のカセッテ制御部５８におけるＣＰＵ５８Ａにより実行される画像情報送信処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートであり、当該プログラムはメモリ５８Ｂに予め記憶されている。
同図のステップ１００では、受信した動作モード指示情報により示される動作モードが加算撮影モードであるか否かを判定し、肯定判定となった場合はステップ１０２に移行し、第１画像情報および第２画像情報の双方が画像メモリ５６に記憶されるまで待機する。
次のステップ１０４では、画像メモリ５６に記憶された第１画像情報に第２画像情報を対応する画素毎に加算し、その後にステップ１０８に移行する。
一方、上記ステップ１００において否定判定となった場合は、受信した動作モード指示情報により示される動作モードが通常撮影モードであったものと見なしてステップ１０６に移行し、第１画像情報が画像メモリ５６に記憶されるまで待機した後、ステップ１０８に移行する。
ステップ１０８では、第１画像情報を、無線通信部６０を介して上記外部装置に送信し、その後に本画像情報送信処理プログラムを終了する。
ところで、本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、図１２に示すように、放射線検出器２０ＢがＴＦＴ基板３０Ａ側から放射線Ｘが照射されるように内蔵されている。
ここで、放射線検出器２０Ｂは、図１５に示すように、ＴＦＴ基板３０Ａの放射線Ｘの入射側とは反対側の面に柱状結晶を含んで構成されたシンチレータ８Ａが積層され、シンチレータ８ＡのＴＦＴ基板３０Ａ側（放射線Ｘの入射側）とは反対側にシンチレータ８Ｂが積層されている。
このため、放射線検出器２０Ｂでは、シンチレータ８ＡのＴＦＴ基板３０Ａに積層されている側の面が他の面より強く発光する。従って、放射線Ｘをシンチレータ８Ｂ側から照射する場合に比較して、ＴＦＴ基板３０Ａに対するシンチレータ８Ａの発光位置が近いため、撮影によって得られる放射線画像の分解能を高くすることができる結果、得られる放射線画像の品質を向上させることができる。
また、放射線検出器２０Ｂでは、シンチレータ８Ｂにより発生された光がシンチレータ８Ａの柱状結晶による導光機能によって効果的にＴＦＴ基板３０Ａに導光されるため、この点においても放射線画像の品質を向上させることができる。
また、放射線検出器２０Ｂでは、シンチレータ８Ａにおいて吸収できなかった放射線をシンチレータ８Ｂにおいて吸収させることができるため、比較的コストの高い柱状結晶を含んで構成されたシンチレータ８Ａの厚さを薄くすることができる結果、コストを抑制することができる。
さらに、放射線検出器２０Ｂでは、シンチレータ８Ｂにより発生された光の一部がＴＦＴ基板３０Ｂにおいて受光され、これによってＴＦＴ基板３０Ｂにより得られた画像情報を用いることができるため、当該画像情報とＴＦＴ基板３０Ａによって得られた画像情報とを対応する画素毎に加算して用いることにより、放射線検出器２０Ｂ全体としての感度を高めることができる。この結果、放射線画像の撮影時に放射線発生装置８０から照射される放射線Ｘの線量を低減することができ、患者に対する被曝量を低減することができる。
このため、このような画像情報を加算して用いる形態は、動画撮影で特に有効である。なお、この形態では、シンチレータ８Ｂによって得られる画像情報がＰＳＳ方式によって得られるものであるため、上記加算によって得られる放射線画像は、必ずしも高画質ではないが、動画像の撮影を行ううえでは十分の画質が得られる。静止画像の撮影を行う場合で、高画質が要求される場合には、上記加算を行うことなく、第１画像情報のみを用いるようにする形態としてもよい。
また、放射線検出器２０Ｂでは、シンチレータ８Ａに非柱状部を設けているため、ＴＦＴ基板３０Ａとの密着性を高くすることができる。ここで、非柱状部の空隙率を０（零）に近づけることにより、当該非柱状部による光の反射を抑制することができ、好ましい。また、非柱状部はできるだけ薄く（１０μｍ程度）することが好ましい。
このように、本実施の形態に係る放射線検出器２０Ｂでは、シンチレータ８Ａに非柱状部を設けているが、これに限らず、非柱状部を設けない形態としてもよい。
また、放射線検出器２０Ｂは、光電変換膜４を有機光電変換材料により構成しており、光電変換膜４で放射線がほとんど吸収されない。このため、本実施の形態に係る放射線検出器２０Ｂは、ＩＳＳの構成により放射線ＸがＴＦＴ基板３０Ａを透過するが、光電変換膜４による放射線の吸収量が少ないため、放射線Ｘに対する感度の低下を抑えることができる。ＩＳＳでは、放射線ＸがＴＦＴ基板３０Ａを透過してシンチレータ８Ａおよびシンチレータ８Ｂに到達するが、このように、ＴＦＴ基板３０Ａの光電変換膜４を有機光電変換材料により構成した場合、光電変換膜４での放射線の吸収が殆どなく放射線Ｘの減衰を少なく抑えることができるため、ＩＳＳに適している。
また、薄膜トランジスタ１０の活性層１７を構成する非晶質酸化物や光電変換膜４を構成する有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。このため、基板１を放射線の吸収が少ないプラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバで形成することができる。このように形成された基板１は放射線の吸収量が少ないため、ＩＳＳにより放射線がＴＦＴ基板３０Ａを透過する場合でも、放射線Ｘに対する感度の低下を抑えることができる。
また、本実施の形態によれば、図１２に示すように、放射線検出器２０ＢをＴＦＴ基板３０Ａが撮影領域４１Ａ側となるように筐体４１内の撮影領域４１Ａ部分に貼り付けているが、基板１を剛性の高いプラスチック樹脂やアラミド、バイオナノファイバで形成した場合、放射線検出器２０Ｂ自体の剛性が高くいため、筐体４１の撮影領域４１Ａ部分を薄く形成することができる。また、基板１を剛性の高いプラスチック樹脂やアラミド、バイオナノファイバで形成した場合、放射線検出器２０Ｂ自体が可撓性を有するため、撮影領域４１Ａに衝撃が加わった場合でも放射線検出器２０Ｂが破損しづらい。
なお、本実施の形態では、ＴＦＴ基板３０Ａのシンチレータ８Ａが形成される側の表面に透明絶縁膜７を設けた場合について説明したが、これに限らず、透明絶縁膜７を設けることなくＴＦＴ基板３０Ａの上面にシンチレータ８Ａを直接形成する形態としてもよい。
以上、本発明を各実施の形態を用いて説明したが、本発明の技術的範囲は上記各実施の形態に記載の範囲には限定されない。発明の要旨を逸脱しない範囲で上記実施の形態に多様な変更または改良を加えることができ、当該変更または改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれる。
また、上記の各実施の形態は、クレーム（請求項）にかかる発明を限定するものではなく、また各実施の形態の中で説明されている特徴の組み合わせの全てが発明の解決手段に必須であるとは限らない。前述した各実施の形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜の組み合わせにより種々の発明を抽出できる。実施の形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、効果が得られる限りにおいて、この幾つかの構成要件が削除された構成が発明として抽出され得る。
たとえば、上記各実施の形態では、可搬型の放射線画像撮影装置である電子カセッテ４０に適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、据置型の放射線画像撮影装置に適用してもよい。
また、上記各実施の形態では、本発明の第１蛍光体層としてＣｓＩを含んで構成されたものを適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、ＣｓＢｒ等の他の柱状結晶を含むものを適用する形態としてもよい。
また、上記各実施の形態では、本発明の第２蛍光体層としてＧＯＳを含んで構成されたものを適用した場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、ＢａＦＢｒ等の第１蛍光体層とは吸収する放射線のエネルギー特性が異なる他の蛍光体を適用する形態としてもよい。
また、上記各実施の形態では、電子カセッテ４０の筐体４１の内部にカセッテ制御部５８や電源部７０をケース４２と放射線検出器とを重ならないように配置した場合について説明したが、これに限定されるものではない。例えば、放射線検出器とカセッテ制御部５８や電源部７０を重なるように配置してもよい。
また、上記第２の実施の形態では、ＴＦＴ基板３０Ｂをシンチレータ８Ｂの放射線が入射される側とは反対側の面に設けた場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではない。例えば、一例として図１６に示すように、ＴＦＴ基板３０Ｂをシンチレータ８Ｂの放射線が入射される側の面に設ける形態としてもよい。
ここで、図１６に示す放射線検出器２０Ｃでは、ＴＦＴ基板３０Ａ、粘着層２３、シンチレータ８Ａ、ＴＦＴ基板３０Ｂ、シンチレータ８Ｂ、反射層１２、およびベース２２がこの順で積層されている。また、この放射線検出器２０Ｃでは、シンチレータ８Ａにおける柱状結晶の先端部をＴＦＴ基板３０Ａ側としており、これによって、結果として得られる放射線画像の品質を向上させることができる。
なお、この形態では、シンチレータ８Ａを不図示の蒸着基板上に形成させた後にシンチレータ８Ａの柱状結晶の先端部をＴＦＴ基板３０Ａに積層させ、その後に蒸着基板を剥離することになるが、シンチレータ８Ａからの発光光をＴＦＴ基板３０Ｂでも受光させる形態でなければ、この蒸着基板を剥離する工程は不要である。また、上記蒸着基板を光透過性の耐熱性樹脂基板とすれば、この場合も蒸着基板を剥離する工程が不要となる。
また、この放射線検出器２０Ｃでは、ＴＦＴ基板３０ＡおよびＴＦＴ基板３０Ｂの双方ともフレキシブル基板とすることが好ましい。これにより、シンチレータ８Ａの柱状結晶の先端部の位置が揃っていない場合でも、シンチレータ８ＡとＴＦＴ基板３０ＡおよびＴＦＴ基板３０Ｂとの密着性を向上させることができる。なお、この場合、適用するフレキシブル基板として、近年開発されたフロート法による超薄板ガラスを基材として用いたものを適用することが、放射線の透過率を向上させるうえで好ましい。なお、この際に適用できる超薄板ガラスについては、例えば、「旭硝子株式会社、“フロート法による世界最薄０．１ミリ厚の超薄板ガラスの開発に成功”、[online]、[平成２３年８月２０日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.agc.com/news/2011/0516.pdf＞」に開示されている。
また、この放射線検出器２０Ｃでは、ＴＦＴ基板３０Ｂのセンサ部１３の光電変換膜４を有機光電変換材料により構成すると共に、薄膜トランジスタ１０の活性層１７をＩＧＺＯにより構成する場合、図１７に模式的に示すように、光電変換膜４が薄膜トランジスタ１０に対してシンチレータ８Ｂ側にあってもよいし、図１８に模式的に示すように、光電変換膜４が薄膜トランジスタ１０に対してシンチレータ８Ａ側にあってもよい。また、光電変換膜４が薄膜トランジスタ１０に対してシンチレータ８Ｂ側にある場合には、ＩＧＺＯの感度範囲は４６０ｎｍ以下であり、ＧＯＳによる発光波長に感度を有しないため、ＧＯＳによる発光がスイッチング・ノイズとなることがなく、好ましい。
また、放射線検出器２０、２０Ｂ、２０Ｃのセンサ部１３として、光電変換膜４を、有機光電変換材料を含む材料で構成した有機ＣＭＯＳセンサを用いてもよく、放射線検出器２０、２０Ｂ、２０ＣのＴＦＴ基板３０、３０Ａ、３０Ｂとして、薄膜トランジスタ１０としての有機材料を含む有機トランジスタを、可撓性を有するシート上にアレイ状に配列した有機ＴＦＴアレイ・シートを用いてもよい。上記の有機ＣＭＯＳセンサは、例えば、特開２００９−２１２３７７号公報に開示されている。また、上記の有機ＴＦＴアレイ・シートは、例えば「日本経済新聞、“東京大学、「ウルトラフレキシブル」な有機トランジスタを開発”、[online]、[平成２３年５月８日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.nikkei.com/tech/trend/article/g=96958A9C93819499E2EAE2E0E48DE2EAE3E3E0E2E3E2E2E2E2E2E2E2;p=9694E0E7E2E6E0E2E3E2E2E0E2E0＞」に開示されている。
各放射線検出器のセンサ部１３としてＣＭＯＳセンサを用いる場合、高速に光電変換を行うことができる利点や、基板を薄くすることができる結果、ＩＳＳ方式を採用した場合に放射線の吸収を抑制することができると共に、マンモグラフィによる撮影にも好適に適用することができる利点がある。
これに対し、各放射線検出器のセンサ部１３としてＣＭＯＳセンサを用いる場合の欠点として、結晶シリコン基板を用いた場合において放射線に対する耐性が低いことが挙げられる。このため、従来は、センサ部とＴＦＴ基板との間にＦＯＰ（ファイバ光学プレート）を設ける等といった対策を行う技術もあった。
この欠点を踏まえて、放射線に対する耐性の高い半導体基板として、ＳｉＣ（炭化ケイ素）基板を用いる技術が適用できる。ＳｉＣ基板を用いることにより、ＩＳＳ方式として用いることができる利点や、ＳｉＣはＳｉと比較して内部抵抗が小さく、発熱量が少ないため、動画撮影を行う際の発熱量の抑制、ＣｓＩの温度上昇に伴う感度低下を抑制することができる利点がある。
このように、ＳｉＣ基板等の放射線に対する耐性が高い基板は一般にワイドキャップ（〜３ｅＶ程度）なので、一例として図１９に示すように、吸収端が青領域に対応する４４０ｎｍ程度である。よって、この場合は、緑領域で発光するＣｓＩ：Ｔｌや、ＧＯＳ等のシンチレータを用いることができない。なお、図１９は、有機光電変換材料としてキナクリドンを用いた場合の各種材料のスペクトルである。
これに対し、アモルファスシリコンの感度特性から、これらの緑領域で発光するシンチレータの研究が盛んに行われてきたため、当該シンチレータを用いることの要望が高い。このため、光電変換膜４を緑領域での発光を吸収する有機光電変換材料を含む材料で構成することにより、緑領域で発光するシンチレータを用いることができる。
光電変換膜４を、有機光電変換材料を含む材料により構成し、薄膜トランジスタ１０を、ＳｉＣ基板を用いて構成した場合、光電変換膜４と薄膜トランジスタ１０との感度波長領域が異なるので、シンチレータによる発光が薄膜トランジスタ１０のノイズとならない。
また、光電変換膜４として、ＳｉＣと有機光電変換材料を含む材料とを積層させれば、ＣｓＩ：Ｎａのような、主として青領域の発光を受光することに加えて、緑領域の発光も受光することができる結果、感度の向上に繋がる。また、有機光電変換材料は放射線の吸収が殆どないため、ＩＳＳ方式に好適に用いることができる。
なお、ＳｉＣが放射線に対する耐性が高いのは、放射線が当たっても原子核が弾き飛ばされにくいためであり、この点は、例えば、「日本原子力研究所、“宇宙や原子力分野などの高放射線環境下で長く使える半導体素子を開発”、[online]、[平成２３年５月８日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.jaea.go.jp/jari/jpn/publish/01/ff/ff36/sic.html＞」に開示されている。
また、ＳｉＣ以外の放射線に対する耐性が高い半導体材料として、Ｃ（ダイヤモンド）、ＢＮ、ＧａＮ、ＡｌＮ、ＺｎＯ等が挙げられる。これらの軽元素半導体材料が耐放射線性が高いのは、主としてワイドギャップ半導体であるがために電離（電子−正孔対形成）に要するエネルギーが高く、反応断面積が小さいことや、原子間のボンディングが強く、原子変位生成が起こりにくいことに起因する。なお、この点については、例えば、「電子技術総合研究所、“原子力エレクトロニクスの新展開”、[online]、[平成２３年５月８日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.aist.go.jp/ETL/jp/results/bulletin/pdf/62-10to11/kobayashi150.pdf＞」や、「“酸化亜鉛系電子デバイスの耐放射線特性に関する研究”、平成２１年度（財）若狭湾エネルギー研究センター 公募型共同研究 報告書，平成２２年３月」等に開示されている。また、ＧａＮの耐放射線性については、例えば、「東北大学、“窒化ガリウム素子の放射線耐性評価”、[online]、[平成２３年５月８日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://cycgw1.cyric.tohoku.ac.jp/~sakemi/ws2007/ws/pdf/narita.pdf＞」に開示されている。
なお、ＧａＮは青色ＬＥＤ以外の用途として熱伝導性がよいことと、絶縁耐性が高いことから、パワー系の分野でＩＣ化が研究されている。また、ＺｎＯは、主に青〜紫外線領域で発光するＬＥＤが研究されている。
ところで、ＳｉＣを用いる場合、バンドギャップＥｇがＳｉの約１．１ｅＶから約２．８ｅＶとなるため、光の吸収波長λが短波長側にシフトする。具体的には、波長λ＝１．２４／Ｅｇ×１０００であるので、４４０ｎｍ程度までの波長に感度が変化する。よって、ＳｉＣを用いる場合、一例として図２０に示すように、シンチレータも緑領域で発光するＣｓＩ：Ｔｌ（ピーク波長：約５６５ｎｍ）よりも青領域で発光するＣｓＩ：Ｎａ（ピーク波長：約４２０ｎｍ）の方が発光波長として適していることになる。蛍光体としては青発光がよいので、ＣｓＩ：Ｎａ（ピーク波長：約４２０ｎｍ）、ＢａＦＸ：Ｅｕ（ＸはＢｒ，Ｉ等のハロゲン、ピーク波長：約３８０ｎｍ）、ＣａＷＯ４（ピーク波長：約４２５ｎｍ）、ＺｎＳ：Ａｇ（ピーク波長：約４５０ｎｍ）、ＬａＯＢｒ：Ｔｂ、Ｙ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ等が適している。特に、ＣｓＩ：ＮａとＣＲカセッテ等で用いられているＢａＦＸ：Ｅｕ、スクリーンやフイルム等で用いられているＣａＷＯ４が好適に用いられる。
一方、放射線に対する耐性が高いＣＭＯＳセンサとして、ＳＯＩ（Silicon On Insulator）によりＳｉ基板／厚膜ＳｉＯ２／有機光電変換材料の構成を用いてＣＭＯＳセンサを構成してもよい。
なお、この構成に適用可能な技術としては、例えば、「宇宙航空研究開発機構（ＪＡＸＡ）宇宙科学研究所、“民生用最先端ＳＯＩ技術と宇宙用耐放射線技術の融合により耐放射線性を持つ高機能論理集積回路の開発基盤を世界で初めて構築”、[online]、[平成２３年５月８日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.jaxa.jp/press/2010/11/20101122_soi_j.html＞」が挙げられる。
なお、ＳＯＩにおいては膜厚ＳＯＩの放射線耐性が高いため、高放射線耐久性素子としては、完全分離型厚膜ＳＯＩ、部分分離型厚膜ＳＯＩ等が例示される。なお、これらのＳＯＩについては、例えば、「特許庁、“ＳＯＩ（Silicon On Insulator）技術に関する特許出願技術動向調査報告”、[online]、[平成２３年５月８日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.jpo.go.jp/shiryou/pdf/gidou-houkoku/soi.pdf＞」に開示されている。
また、放射線検出器２０の薄膜トランジスタ１０等が光透過性を有しない構成（例えば、アモルファスシリコン等の光透過性を有しない材料で活性層１７を形成した構成）であっても、この薄膜トランジスタ１０等を、光透過性を有する基板１（例えば合成樹脂製の可撓性基板）上に配置し、基板１のうち薄膜トランジスタ１０等が形成されていない部分は光が透過するように構成することで、光透過性を有する放射線検出器２０を得ることは可能である。光透過性を有しない構成の薄膜トランジスタ１０等を、光透過性を有する基板１上に配置することは、第１の基板上に作製した微小デバイスブロックを第１の基板から切り離して第２の基板上に配置する技術、具体的には、例えばＦＳＡ（Fluidic Self-Assembly）を適用することで実現できる。上記のＦＳＡは、例えば「富山大学、“微少半導体ブロックの自己整合配置技術の研究”、[online]、[平成２３年５月８日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www3.u-toyama.ac.jp/maezawa/Research/FSA.html＞」に開示されている。
ところで、上記各実施の形態のように、シンチレータをＣｓＩ等の柱状結晶を含んで構成した場合、一例として特開２００５−１４８０６０号公報にも記載されているように、ゴミ、蒸着時のスプラッシュ、ＴＦＴ基板の表面粗さのばらつき、ＴＦＴ基板のピンホール欠陥や突起欠陥等に起因して、一例として図２１に示すように、柱状結晶の部分的な異常成長により突起部９０が形成される場合がある。ここで、同図における９２はゴミ等の突起部９０の原因となる異物である。なお、図９および図１５に示すように、ＴＦＴ基板上に直接蒸着によりシンチレータ８Ａを形成して上記各実施の形態に係る放射線検出器を構成する場合で、かつ当該放射線検出器をＩＳＳで用いる場合、シンチレータ８Ｂとの界面側が突起部９０側となる。
このように突起部９０が形成された場合の対策として、上記特開２００５−１４８０６０号公報にも記載されているように、柱状結晶の先端部側に押圧力を加えることによって突起部９０を潰したり、当該先端部側を研磨したり、突起部９０を溶融したりすることにより、突起部９０をなくする対策がある。
これに対し、この対策に代わる対策として、突起部９０をなくすることなく、シンチレータ８Ａの先端部側に緩衝層を設けることにより、突起部９０を保護する方法が考えられる。以下、この具体的な方法について説明する。
図２２には、上記第１の実施の形態に係る放射線検出器２０に対し、可視光に対して透過性を有する緩衝層９４を設けた場合の放射線検出器２０’の構成例が示されている。同図に示すように、この放射線検出器２０’では、シンチレータ８Ａの柱状結晶の先端部側とシンチレータ８Ｂとの間に緩衝層９４が介在されている。
一方、図２３には、上記第２の実施の形態に係る放射線検出器２０Ｂに対して緩衝層９４を設けた場合の放射線検出器２０Ｂ’の構成例が示されている。同図に示すように、この放射線検出器２０Ｂ’では、シンチレータ８Ａの柱状結晶の先端部側とベース２２との間に緩衝層９４が介在されている。
さらに、図２４には、図１６に示した放射線検出器２０Ｃに対して緩衝層９４を設けた場合の放射線検出器２０Ｃ’の構成例が示されている。同図に示すように、この放射線検出器２０Ｃ’では、シンチレータ８Ａの柱状結晶の先端部側とＴＦＴ基板３０Ａとの間に緩衝層９４が介在されている。
なお、図２５に示す例は、図１６に示した放射線検出器２０Ｃに対して、シンチレータ８Ａの非柱状部側がＴＦＴ基板３０Ａ側とするように構成した場合に、緩衝層９４を設けた場合の放射線検出器２０Ｃ’’の構成例である。同図に示すように、この放射線検出器２０Ｃ’’では、シンチレータ８Ａの柱状結晶の先端部側とＴＦＴ基板３０Ｂとの間に緩衝層９４’が介在されている。なお、この場合は、緩衝層９４’は可視光に対する透過性を有する必要はない。
これらの放射線検出器２０’、２０Ｂ’、２０Ｃ’、２０Ｃ’’のいずれについても、緩衝層９４（９４’）と、その両面に位置する部材との接合方法としては、接着等により貼り合わせる方法、放射線検出器全体をパウチ加工（ラミネート加工）する方法等を適用することができる。また、緩衝層９４（９４’）の材料としては、例えば、株式会社扶桑ゴム産業製、商品名「シリウス（Ｓｉｌｉｕｓ）」等の極薄シリコンゴム（一例として、厚さ３０μｍ）や、シリコンゲル、ウレタンゲル等を好適に用いることができる。
このように、突起部９０を緩衝層によって保護することにより、当該突起部９０の損傷を起点とする周辺部の損傷を防止することができる。
従来のＰＳＳで用いられる放射線検出器では、このような突起部をなくすることなく保護するという考え方はなかった。なぜなら、従来のＰＳＳでは、一例として図２６に示すように、突起部が常に放射線の入射側に位置されるため、突起部をなくしておかないと、突起部とその他の正常な部分とで放射線の吸収状態が大きく変化してしまう結果、画像欠陥となってしまうからである。
これに対し、ＴＦＴ基板上に直接蒸着によりシンチレータを形成して上記各実施の形態に係る放射線検出器を構成する場合で、かつ当該放射線検出器をＩＳＳで用いる場合には、突起部が放射線の入射側ではなくなるため、上記のような放射線の吸収状態の変化は少なくなり、必ずしも突起部をなくする必要はなくなる。
ところで、上記各実施の形態のように、シンチレータをＣｓＩ等の柱状結晶を含んで構成した場合、シンチレータで発生した光を、できるかぎり当該シンチレータの柱状結晶の中で伝播させたほうが、当該柱状結晶の光ガイド効果により、ぼけの少ない放射線画像を得ることができる。
そこで、一例として図２７、図２８に示すように、上記各実施の形態に記載の放射線検出器は、シンチレータ８Ａおよびシンチレータ８Ｂの間に、シンチレータ８Ａからの光を反射させ、シンチレータ８Ｂからの光を透過させるハーフミラー層９６を介在させることが好ましい。なお、図２７は、上記第１の実施の形態に係る放射線検出器２０に対してハーフミラー層９６を介在させた場合の構成例であり、図２８は、上記第２の実施の形態に係る放射線検出器２０Ｂに対してハーフミラー層９６を介在させた場合の構成例である。
これらのいずれについても、ハーフミラー層９６と、その両面に位置する部材との接合方法としては、接着等により貼り合わせる方法、放射線検出器全体をパウチ加工（ラミネート加工）する方法等を適用することができる。
ハーフミラー層９６の材料としては、例えば、Ａｇ、Ａｌ、ＮｉＡｌ等の金属を使用することができる。また、膜厚としては、２ｎｍ以上、１００ｎｍ以下の金属層を使用することができる。なお、ハーフミラー層９６の作製法等については、「新潟県工業技術総合研究所、工業技術研究報告書２００５ Ｎｏ．３４、“新規機能薄膜の研究”、[online]、[平成２４年７月２２日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.iri.pref.niigata.jp/pdf/houkoku/h16.pdf＞」等に記載されているため、ここでの説明は省略する。
８Ａ シンチレータ（第１蛍光体層）
８Ｂ シンチレータ（第２蛍光体層）
１０ 薄膜トランジスタ
１２ 反射層
１３ センサ部
１４ 信号出力部
２０、２０Ｂ、２０Ｃ 放射線検出器
２０’、２０’’、２０Ｂ’、２０Ｂ’’、２０Ｃ’、２０Ｃ’’ 放射線検出器
２２ ベース
３０、３０Ａ、３０Ｂ ＴＦＴ基板（基板、第２基板）
４０ 電子カセッテ
４１ 筐体
５４、５４Ａ、５４Ｂ 信号処理部（生成手段）
５８Ａ ＣＰＵ（加算手段）
７１Ａ 柱状結晶
７１Ｂ 非柱状結晶
９０ 突起部
９２ 異物
９４、９４’ 緩衝層
９６ ハーフミラー層

Claims (16)

  1. 一方の面から放射線が照射され、他方の面から光が照射されると共に、前記光に応じた電荷を発生する光電変換素子、および前記光電変換素子により発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を有する基板と、
    前記基板の前記他方の面に積層され、前記基板を介して照射された放射線に応じた光を発生する柱状結晶を含んで構成された第１蛍光体層と、
    前記第１蛍光体層の前記基板とは反対側の面側に積層され、前記第１蛍光体層を介して照射された放射線に応じた光を発生すると共に、前記第１蛍光体層とは吸収する放射線のエネルギー特性が異なる第２蛍光体層と、
    前記第１蛍光体層と前記第２蛍光体層との間に介在され、少なくとも前記第２蛍光体層からの光に対して透過性を有する中間層と、
    を備えた放射線検出器。
  2. 前記第１蛍光体層は、前記基板に積層される面に非柱状結晶が形成されている
    請求項１記載の放射線検出器。
  3. 前記第２蛍光体層は、前記中間層に積層される面とは反対側の面に反射層が積層されている
    請求項１または請求項２記載の放射線検出器。
  4. 前記第２蛍光体層の前記中間層に積層される面とは反対側の面に設けられ、前記第２蛍光体層により発生された光に応じた電荷を発生する光電変換素子、および前記光電変換素子により発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を有する第２基板
    をさらに備えた請求項１記載の放射線検出器。
  5. 前記第１蛍光体層と前記第２蛍光体層との間に設けられ、前記第２蛍光体層により発生された光に応じた電荷を発生する光電変換素子、および前記光電変換素子により発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子を有する第２基板
    をさらに備えた請求項１記載の放射線検出器。
  6. 前記第１蛍光体層は、前記基板に積層される側が前記柱状結晶の先端部とされている
    請求項５記載の放射線検出器。
  7. 前記第２蛍光体層は、前記第２基板に積層される側の面とは反対側の面に反射層が積層されている
    請求項５または請求項６記載の放射線検出器。
  8. 前記第２基板の前記光電変換素子は、有機光電変換材料を含んで構成されている
    請求項５から請求項７のいずれか１項記載の放射線検出器。
  9. 前記基板および前記第２基板の少なくとも一方は、フレキシブル基板である
    請求項５から請求項８のいずれか１項記載の放射線検出器。
  10. 前記第１蛍光体層は、前記柱状結晶の先端部が平坦となるように形成されている
    請求項１から請求項９のいずれか１項記載の放射線検出器。
  11. 前記第２蛍光体層は、構成する元素の原子番号が前記柱状結晶より大きい材料を含んで構成されている
    請求項１から請求項１０の何れか１項記載の放射線検出器。
  12. 前記第１蛍光体層は、ＣｓＩの柱状結晶を含んで構成されており、
    前記第２蛍光体層は、ＧＯＳを含んで構成されている
    請求項１から請求項１１のいずれか１項記載の放射線検出器。
  13. 前記中間層は、前記柱状結晶の先端部と当該先端部の積層対象物との間に介在され、少なくとも前記先端部に直接積層されると共に、可視光に対して透過性を有する緩衝層である
    請求項１から請求項１２のいずれか１項記載の放射線検出器。
  14. 前記中間層は、前記第１蛍光体層からの光を反射させ、前記第２蛍光体層からの光を透過させるハーフミラー層である
    請求項１から請求項１３のいずれか１項記載の放射線検出器。
  15. 請求項１から請求項１４のいずれか１項記載の放射線検出器と、
    前記放射線検出器から読み出された電荷により示される画像情報を生成する生成手段と、
    を備えた放射線画像撮影装置。
  16. 請求項４または請求項５に記載の放射線検出器と、
    前記放射線検出器に備えられた前記基板および前記第２基板から読み出された電荷により示される画像情報を対応する画素毎に加算することにより新たな画像情報を作成する作成手段と、
    を備えた放射線画像撮影装置。
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Families Citing this family (32)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2013254584A (ja) * 2012-06-05 2013-12-19 Hoya Corp 電子増幅用ガラス基板およびその製造方法
JP6107001B2 (ja) * 2012-09-04 2017-04-05 ソニー株式会社 シンチレータ及び放射線検出装置
US20140348290A1 (en) * 2013-05-23 2014-11-27 General Electric Company Apparatus and Method for Low Capacitance Packaging for Direct Conversion X-Ray or Gamma Ray Detector
TWI521686B (zh) 2013-05-24 2016-02-11 友達光電股份有限公司 光偵測器及其製造方法
WO2015005671A1 (ko) * 2013-07-09 2015-01-15 주식회사 레이언스 엑스선 검출장치 및 이를 포함한 엑스선 영상장치
US10712454B2 (en) * 2014-07-25 2020-07-14 General Electric Company X-ray detectors supported on a substrate having a metal barrier
US9535173B2 (en) * 2014-09-11 2017-01-03 General Electric Company Organic x-ray detector and x-ray systems
JP2016061655A (ja) * 2014-09-17 2016-04-25 株式会社東芝 シンチレータ、放射線検出装置および放射線検査装置
JP6671839B2 (ja) * 2014-10-07 2020-03-25 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び撮像システム
JP2016095189A (ja) * 2014-11-13 2016-05-26 コニカミノルタ株式会社 シンチレータパネル及び放射線検出器
JP6575105B2 (ja) * 2015-03-27 2019-09-18 コニカミノルタ株式会社 シンチレータパネルおよびその製造方法
US11156727B2 (en) * 2015-10-02 2021-10-26 Varian Medical Systems, Inc. High DQE imaging device
KR101835089B1 (ko) * 2015-11-16 2018-03-08 주식회사 디알텍 방사선 검출장치와 이를 포함하는 방사선 촬영장치
US9929216B2 (en) * 2015-11-24 2018-03-27 General Electric Company Processes for fabricating organic X-ray detectors, related organic X-ray detectors and systems
JP2018004590A (ja) * 2016-07-08 2018-01-11 東芝電子管デバイス株式会社 シンチレータ、シンチレータパネル、放射線検出器、およびシンチレータの製造方法
EP3507621B1 (en) * 2016-08-31 2024-03-06 BOE Technology Group Co., Ltd. Radiation detector and fabricating method thereof
JP7023605B2 (ja) * 2017-01-18 2022-02-22 キヤノン・コンポーネンツ株式会社 放射線検出器および放射線検出装置
WO2018173894A1 (ja) * 2017-03-22 2018-09-27 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
WO2018202465A1 (en) * 2017-05-01 2018-11-08 Koninklijke Philips N.V. Multi-layer radiation detector
US11000701B2 (en) * 2017-08-01 2021-05-11 Varex Imaging Corporation Dual-layer detector for soft tissue motion tracking
JP6862324B2 (ja) * 2017-09-27 2021-04-21 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
EP3495849A1 (en) * 2017-12-11 2019-06-12 Koninklijke Philips N.V. Multilayer pixelated scintillator with enlarged fill factor
JP7314119B2 (ja) * 2018-03-19 2023-07-25 富士フイルム株式会社 放射線検出器、放射線画像撮影装置及び放射線検出器の製造方法
JP6818182B2 (ja) * 2018-03-26 2021-01-20 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置
TWI659223B (zh) * 2018-04-12 2019-05-11 晶相光電股份有限公司 Ｘ射線感測裝置及其製造方法
WO2020183778A1 (ja) * 2019-03-13 2020-09-17 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置
CN113728248B (zh) * 2019-04-24 2024-08-13 富士胶片株式会社 放射线图像摄影装置
CN113396125A (zh) * 2019-05-07 2021-09-14 松下知识产权经营株式会社 摄像装置
CN112068178B (zh) * 2019-06-10 2023-08-29 睿生光电股份有限公司 放射线感测装置
JP2021076393A (ja) * 2019-11-05 2021-05-20 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
CN113933324B (zh) * 2020-06-29 2023-07-14 京东方科技集团股份有限公司 平板探测器及其制造方法
JP7449264B2 (ja) * 2021-08-18 2024-03-13 株式会社東芝 放射線検出器

Family Cites Families (52)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5983486A (ja) * 1982-11-04 1984-05-14 Fuji Photo Film Co Ltd 放射線画像のエネルギ−・サブトラクシヨン方法およびその方法に用いられる蓄積性螢光体シ−ト、蓄積性螢光体シ−ト積層体並びに蓄積性螢光体シ−トフイルタ積層体
JPS60200189A (ja) * 1984-03-23 1985-10-09 Toshiba Corp 放射線検出器
DE3578359D1 (de) * 1984-12-17 1990-07-26 Konishiroku Photo Ind Schirm zum speichern eines strahlungsbildes.
US4870667A (en) * 1985-08-29 1989-09-26 Picker International, Inc. Radiation detector
JP2815881B2 (ja) * 1988-03-04 1998-10-27 株式会社東芝 Ｘ線イメージ管の製造方法
FR2634562B1 (fr) * 1988-07-22 1990-09-07 Thomson Csf Procede de fabrication d'un scintillateur et scintillateur ainsi obtenu
JPH02152143A (ja) * 1988-12-02 1990-06-12 Toshiba Corp Ｘ線イメージ管及びその製造方法
EP0403802B1 (en) * 1989-06-20 1997-04-16 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray image intensifier and method of manufacturing input screen
JPH03211500A (ja) * 1990-01-17 1991-09-17 Fuji Photo Film Co Ltd 放射線画像のエネルギーサブトラクション方法およびそれに使用する蓄積性蛍光体シート
US5149971A (en) * 1991-01-16 1992-09-22 Martin Marietta Energy Systems, Inc. Scintillator assembly for alpha radiation detection and method of making the assembly
US5138167A (en) * 1991-01-23 1992-08-11 University Of Alabama - Birmingham Split energy radiation detection
US5179284A (en) * 1991-08-21 1993-01-12 General Electric Company Solid state radiation imager having a reflective and protective coating
JP3717530B2 (ja) * 1993-07-14 2005-11-16 富士写真フイルム株式会社 放射線画像検出器
JP3302463B2 (ja) * 1993-09-20 2002-07-15 富士写真フイルム株式会社 放射線検出器およびその使用方法
US5548123A (en) * 1994-12-06 1996-08-20 Regents Of The University Of California High resolution, multiple-energy linear sweep detector for x-ray imaging
JP3461236B2 (ja) * 1996-01-19 2003-10-27 キヤノン株式会社 放射線撮影装置並びに画像処理方法及び装置
US5981959A (en) * 1997-12-05 1999-11-09 Xerox Corporation Pixelized scintillation layer and structures incorporating same
US6392237B1 (en) * 1999-02-08 2002-05-21 Fuji Photo Film Co., Ltd. Method and apparatus for obtaining radiation image data
JP3276614B2 (ja) * 1999-04-22 2002-04-22 浜松ホトニクス株式会社 光学素子、放射線イメージセンサ及び光学素子の製造方法
JP2001074845A (ja) * 1999-09-03 2001-03-23 Canon Inc 半導体装置及びそれを用いた放射線撮像システム
JP3565505B2 (ja) 2000-12-19 2004-09-15 キヤノン株式会社 放射線デジタル画像撮影装置
JP2003050298A (ja) * 2001-08-06 2003-02-21 Fuji Photo Film Co Ltd 放射線像変換パネルおよびその製造方法
US6895077B2 (en) * 2001-11-21 2005-05-17 University Of Massachusetts Medical Center System and method for x-ray fluoroscopic imaging
US7122804B2 (en) * 2002-02-15 2006-10-17 Varian Medical Systems Technologies, Inc. X-ray imaging device
JP2004271333A (ja) * 2003-03-07 2004-09-30 Hamamatsu Photonics Kk シンチレータパネル、イメージセンサ及びエネルギー弁別器
JP3987469B2 (ja) * 2003-08-27 2007-10-10 富士フイルム株式会社 放射線像変換パネル
JP2005091222A (ja) * 2003-09-18 2005-04-07 Fuji Photo Film Co Ltd 放射線像変換パネルおよびその製造方法
JP2005106682A (ja) * 2003-09-30 2005-04-21 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線像変換パネル及び放射線像変換パネルの製造方法
WO2005038490A1 (en) * 2003-10-22 2005-04-28 Canon Kabushiki Kaisha Radiation detection device, scintillator panel, method of making the same, making apparatus, and radiation image pick-up system
US7671342B2 (en) * 2005-01-11 2010-03-02 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Multi-layer detector and method for imaging
US7263165B2 (en) * 2005-07-14 2007-08-28 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Flat panel detector with KV/MV integration
JP5011482B2 (ja) * 2005-07-19 2012-08-29 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｘ線ｃｔ装置
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
JP2007232619A (ja) * 2006-03-02 2007-09-13 Fujifilm Corp 放射線像変換パネルおよび放射線像変換パネルの製造方法
US7834321B2 (en) * 2006-07-14 2010-11-16 Carestream Health, Inc. Apparatus for asymmetric dual-screen digital radiography
WO2008029610A1 (fr) * 2006-09-05 2008-03-13 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. Écran scintillateur
JP5142943B2 (ja) 2007-11-05 2013-02-13 キヤノン株式会社 放射線検出装置の製造方法、放射線検出装置及び放射線撮像システム
JP2010025620A (ja) * 2008-07-16 2010-02-04 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像変換パネルとその製造方法
JP2010121997A (ja) * 2008-11-18 2010-06-03 Fujifilm Corp 放射線画像検出器
JP2011022132A (ja) * 2009-06-17 2011-02-03 Fujifilm Corp 放射線検出装置及び放射線画像検出システム
JP2011000235A (ja) * 2009-06-17 2011-01-06 Fujifilm Corp 放射線検出装置及び放射線画像検出システム
JP2011017683A (ja) * 2009-07-10 2011-01-27 Fujifilm Corp 放射線画像検出器及びその製造方法
JP2011121997A (ja) * 2009-12-08 2011-06-23 Misako Matsuki 保冷剤及び保冷庫ならびにその販売方法
JP5535670B2 (ja) * 2010-01-28 2014-07-02 富士フイルム株式会社 放射線画像検出器の製造方法
JP5504144B2 (ja) * 2010-03-26 2014-05-28 富士フイルム株式会社 放射線検出器の管理方法、放射線画像撮影装置及び放射線画像撮影システム
US8729478B2 (en) * 2010-06-09 2014-05-20 Carestream Health, Inc. Dual screen radiographic detector with improved spatial sampling
JP5693173B2 (ja) * 2010-11-22 2015-04-01 キヤノン株式会社 放射線検出装置及び放射線検出システム
JP5538205B2 (ja) * 2010-12-27 2014-07-02 富士フイルム株式会社 放射線画像変換パネル及び放射線画像変換パネルの製造方法、並びに放射線画像検出装置
JP5510355B2 (ja) * 2011-02-10 2014-06-04 コニカミノルタ株式会社 カセッテ型放射線画像検出器
JP2012247281A (ja) * 2011-05-27 2012-12-13 Fujifilm Corp 放射線撮影装置、及びシンチレータとその製造方法
JP2013029384A (ja) * 2011-07-27 2013-02-07 Canon Inc 放射線検出装置、その製造方法および放射線検出システム
JP2013050364A (ja) * 2011-08-30 2013-03-14 Fujifilm Corp 放射線画像検出装置

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