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JP5844545B2 - 放射線撮影装置 - Google Patents

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Description

本発明は、放射線撮影装置に関する。
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撮影装置は、従来のＸ線フィルムやイメージングプレートを用いた放射線撮影装置に比べて、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。
この種の放射線検出器に関する技術として、特許文献１には、被写体を透過した放射線がシンチレータ側から入射するように放射線検出器を配置し、シンチレータの放射線の照射面側の一部を放射線を通さない材料からなるマスク部材で被覆し、マスク部材で被覆された領域と被覆されていない領域のフォトダイオードからそれぞれ出力される暗電流を比較することにより、放射線検出器の劣化度合を求める技術が開示されている。
また、特許文献２には、センサ部を有機光電変換材料により形成した放射線検出器が記載されている。
特開２００２−１６８８０６号公報 特開２００９−３２８５４号公報
ところで、放射線検出器は、シンチレータが設けられた表側から放射線が照射（表面照射）されてもよく、基板側（裏側）から放射線が照射（裏面照射）されてもよい。
放射線検出器は、裏面照射された場合、シンチレータでの発光が基板近くで起こるため、鮮鋭度の高い画像を得られるが、放射線が基板を透過する際に基板において放射線の吸収が発生するため感度が低下する。
一方、放射線検出器は、表面照射された場合、基板での放射線の吸収がないため、感度の低下が発生しないが、シンチレータが厚くなるほどシンチレータでの発光が基板から離れるため、得られる画像の鮮鋭度が低くなる。
本発明は、上記の事情に鑑みてなされたものであり、感度の低下を抑えつつ鮮鋭度の高い放射線画像を撮影できる放射線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記載の発明の放射線撮影装置は、放射線が照射されることにより光を発生する発光層と、光を受光することにより電荷が発生する有機光電変換材料を含んで構成されたセンサ部が複数設けられた基板と、が順次積層され、被写体を透過した放射線が前記基板側から入射するように配置された放射線検出器と、前記放射線検出器の複数の前記センサ部が設けられた検出領域と重なるように配置され、当該検出領域と対向する対向面が少なくとも光透過性を有する袋体と、放射線が照射された際に発光する液体シンチレータが貯留されたタンクと、前記タンクに貯留された液体シンチレータの前記袋体への注入及び当該袋体に注入された液体シンチレータの取り出しを行うアクチュエータと、を備え、前記基板は、筐体内の被写体を透過した放射線が照射される撮影領域に貼り付けられている。
本発明によれば、放射線検出器は、放射線が照射されることにより光を発生する発光層と、光を受光することにより電荷が発生する有機光電変換材料を含んで構成されたセンサ部が複数設けられた基板と、が順次積層されている。
そして、放射線検出器は、被写体を透過した放射線が基板側から入射するように配置されている。さらに、基板は、筐体内の被写体を透過した放射線が照射される撮影領域に貼り付けられている。
また、袋体は、放射線検出器の複数のセンサ部が設けられた検出領域と重なるように配置され、検出領域と対向する対向面が少なくとも光透過性を有する。また、タンクは、放射線が照射された際に発光する液体シンチレータが貯留されている。さらに、アクチュエータは、タンクに貯留された液体シンチレータの袋体への注入及び袋体に注入された液体シンチレータの取り出しを行う。
このように、請求項１に記載の発明によれば、被写体を透過した放射線は放射線撮影装置の基板側から入射し、基板を透過して発光層に到達して発光層を発光させ、基板に設けられたセンサ部が発光層で発光した光を受光しており、発光層での発光が基板近くで起こるため、鮮鋭度の高い画像を得られる。また、本発明によれば、センサ部を有機光電変換材料を含んで構成しており、センサ部で放射線がほとんど吸収されないため、感度の低下を抑えることができる。
なお、本発明は、請求項２に記載の発明のように、基板が、プラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバ、可撓性を有するガラス基板の何れかにより構成されることが好ましい。
また、本発明は、請求項３に記載の発明のように、基板に、センサ部に対応して、活性層に非晶質酸化物を含んで構成され、各センサ部に発生した電荷を読み出すための薄膜トランジスタが形成されてもよい。
また、本発明は、請求項４に記載の発明のように、前記発光層を、ＣｓＩの柱状結晶を含んで構成し、前記有機光電変換材料を、キナクリドンとすることが好ましい。
一方、上記目的を達成するために、請求項５記載の発明の放射線撮影装置は、放射線が照射されることにより光を発生する発光層と、光を受光することにより電荷が発生する有機光電変換材料を含んで構成されたセンサ部が複数設けられた基板と、が順次積層され、被写体を透過した放射線が前記基板側から入射するように配置された放射線検出器を備え、前記基板は、筐体内の被写体を透過した放射線が照射される撮影領域に貼り付けられ、前記発光層の放射線に対する発光特性が異なる２つの前記放射線検出器が、前記放射線の入射する方向に対して重なるように配置されている。
また、請求項５記載の発明は、請求項６に記載の発明のように、前記２つの放射線検出器の発光層が、各発光層の厚み、各発光層に充填され、放射線が照射されることにより発光する粒子の粒径、当該粒子の重層構造、当該粒子の充填率、付活剤のドープ量、各発光層の材料、及び各発光層の層構造の少なくとも１つの変更、並びに各発光層の前記基板と非対向の面への前記光を反射する反射層の形成の何れかが行われてもよい。
本発明の放射線撮影装置は、感度の低下を抑えつつ鮮鋭度の高い放射線画像を撮影できる、という優れた効果を有する。
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。 放射線検出器への放射線Ｘの表面照射と裏面照射を説明するための断面図である。 第２の実施の形態に係る撮影部の構成を示す断面図である。 シンチレータの小粒子と大粒子の重層構造を示す模式図である。 シンチレータのＴＦＴ基板と反対側の面に反射層を形成した場合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。 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撮影装置の概略構成を示した側面図である。 他の形態に係る電子カセッテの構成を示す斜視図である。 他の形態に係る撮影部の構成を示す断面図である。 他の形態に係る撮影部の構成を示す断面図である。 他の形態に係る撮影部の構成を示す断面図である。 他の形態に係る撮影部の構成を示す断面図である。 他の形態に係る開閉可能な電子カセッテの構成を示す斜視図である。 他の形態に係る開閉可能な電子カセッテの構成を示す斜視図である。 他の形態に係る開閉可能な電子カセッテの構成を示す断面図である。 他の形態に係る反転可能な電子カセッテの構成を示す斜視図である。 他の形態に係る反転可能な電子カセッテの構成を示す斜視図である。 他の形態に係る反転可能な電子カセッテの構成を示す断面図である。 実施の形態に係る放射線検出器の構成の一例を示す断面図である。 ＣｓＩ（Ｔｌ）の発光特性及びキナクリドンの吸収波長範囲を示すグラフである。 放射線検出器の柱状結晶及びセンサ部部分を拡大した概略拡大図である。 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。
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、及びシンチレータ８が順次積層しており、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。
シンチレータ８は、センサ部１３上に透明絶縁膜７を介して形成されており、上方（基板１と反対側）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８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８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８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。
センサ部１３は、上部電極６、下部電極２、及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８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８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８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８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８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８で発光した光を最も効率良く吸収するために、その吸収ピーク波長が、シンチレータ８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シンチレータ８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シンチレータ８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、シンチレータ８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及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８の材料としてＣｓＩ（Ｔｌ）を用いれば、上記ピーク波長の差を５ｎｍ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。
本発明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、及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型半導体及び有機ｎ型半導体として適用可能な材料、及び光電変換膜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８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。又、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良い。
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、及び上部電極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及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良い。又、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２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場合がある。）１０が形成されている。コンデンサ９及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及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、及び活性層（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及び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及び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及び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、及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。
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を順に形成し、当該基板１上に光吸収性の低い接着樹脂等を用いてシンチレータ８を貼り付けることにより放射線検出器２０を形成している。以下、透明絶縁膜７まで形成された基板１をＴＦＴ基板３０と称する。
ＴＦＴ基板３０には、図３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３の行方向）及び一定方向に対する交差方向（図３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、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、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４には、電子カセッテ４０の構成を示す斜視図が示されている。
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、及び、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５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６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及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およびＲＡＭ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６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５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ＯＮ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５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７に示すように、シンチレータ８が形成された表側から放射線Ｘが照射（「表面照射」、「裏面読取方式」（所謂ＰＳＳ（Penetration Side Sampling）方式）ともいう。）された場合、シンチレータ８の上面側（ＴＦＴ基板３０の反対側）でより強く発光し、ＴＦＴ基板３０側（裏側）から放射線Ｘが照射（「裏面照射」、「表面読取方式」（所謂ＩＳＳ（Irradiation Side Sampling）方式））ともいう。）された場合、ＴＦＴ基板３０を透過した放射線Ｘがシンチレータ８に入射してシンチレータ８のＴＦＴ基板３０側がより強く発光する。ＴＦＴ基板３０に設けられた各センサ部１３には、シンチレータ８で発生した光により電荷が発生する。このため、放射線検出器２０は、裏側から放射線Ｘが照射された場合の方が表側から放射線Ｘが照射された場合よりもＴＦＴ基板３０に対するシンチレータ８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が高い。
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、裏面照射により放射線がＴＦＴ基板３０を透過する場合でも光電変換膜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。裏面照射では、放射線がＴＦＴ基板３０を透過してシンチレータ８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の減衰を少なく抑えることができるため、裏面照射に適している。
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、裏面照射により放射線が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５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。
また、支持体上にシンチレータ８を形成した後、これをＴＦＴ基板３０と重ね合わせて配置することで放射線検出器２０を得るが、シンチレータ８とＴＦＴ基板３０との重ね合わせ方法には特に制限はなく、両者が光学的に結合されればよい。両者を重ね合わせて配置する方法としては、両者を対向させて直接密着させる方法と、何らかの接着層や平坦化層を介して密着させる方法のいずれをとってもよい。
また、例えば、図２７に示すように、シンチレータ８として、例えば、蒸着基板２５０に蒸着によりＣｓＩ（Ｔｌ）の柱状結晶を形成すると共に、ＴＦＴ基板３０の各センサ部１３の光電変換膜４をキナクリドンにより形成し、柱状結晶が形成された面側がＴＦＴ基板３０に向かい合うようにシンチレータ８とＴＦＴ基板３０とを貼り合わせて放射線検出器２０を形成した場合、撮影により得られる放射線画像のＭＴＦ（modulation transfer function）特性を向上させることができる。
図２８に示すように、ＣｓＩ（Ｔｌ）は、発光ピーク波長が５６５ｎｍであるが、発光した光に幅広い波長域（４００ｎｍ〜７００ｎｍ）の光が含まれる。一方、キナクリドンは、４３０ｎｍ〜６２０ｎｍの波長域の光に対して感度を有する。
また、シンチレータ８は、ＣｓＩ（Ｔｌ）の柱状結晶とした場合、放射線が照射されることにより各柱状結晶内で光が発生する。図２９に示すように、柱状結晶２５２内で発生した光は、柱状結晶２５２の外部との界面２５４に入射する入射角度θが全反射される臨界角（例えば、３４°）を超えた場合、柱状結晶２５２内に全反射し、臨界角以内の場合、一部が外部へ透過する。このため、図２９に示すように、柱状結晶２５２Ａを透過した光が隣接する柱状結晶２５２Ｂに入射する場合がある。この透過する光は、界面２５４で屈折が発生して進行方向が変化する。柱状結晶２５２Ａで発生し、外部へ透過する光の界面２５４へ入射する角度１と界面２５４から出射する角度２、透過した光が隣接する柱状結晶２５２Ｂの界面２５４から出射する角度３には、角度１＞角度２＜角度３の関係がある。また、屈折による進行方向の角度１に対する角度３の角度の変化は、波長の短い光ほど大きく、波長の長い光ほど小さい。柱状結晶２５２Ｂへ透過した光は、波長が長いものほど屈折による角度変化が小さいため、柱状結晶２５４Ｂの界面２５４で全反射せずに再度透過してまう確率が高く、この結果、波長が長い光ほど離れた位置まで到達し、他の画素３２のセンサ部１３に光が入射する現象が発生しやすい。なお、図２９では、柱状結晶２５２の充填率を高く（例えば、８０％）した場合を示しており、柱状結晶２５２間の間隔Ｔが短いため、柱状結晶２５２間の光の経路を波長に関わらず同一と見なしている。
しかし、射線検出器２０は、光電変換膜４をキナクリドンにより形成した場合、他の画素３２まで到達しやすい波長の長い光に対して各センサ部１３の感度を低くできるため、ＭＴＦ特性を向上させることができる。
特に、被験者の乳房の放射線画像を撮影する乳房用の放射線撮影装置（所謂、マンモグラフィ）では、微小な石灰化箇所など微小な部位を鮮明に撮影することが求められ、放射線検出器２０の画素３２も小さいサイズで高精細に形成される。放射線検出器２０は、画素３２を高精細に形成した場合、各画素間の距離も近くなり、各画素３２が他の画素３２からの光の影響を受けやすくなる。このため、乳房用の放射線撮影装置に用いられる放射線検出器２０では、シンチレータ８をＣｓＩ（Ｔｌ）の柱状結晶で形成し、ＴＦＴ基板３０の各センサ部１３の光電変換膜４をキナクリドンにより形成することが鮮明な放射線画像を撮影するために有効である。
［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。なお、第１の実施の形態と同一の部分には同一の符号を付して説明を省略し、異なる部分についてのみ説明する。
まず、放射線画像の撮影を行う撮影部２１の構成について説明する。
本実施の形態に係る撮影部２１は、照射された放射線により示される放射線画像の撮影を行う撮影系を２つ有し、各撮影系により撮影された放射線画像を示す画像情報を個別に読み出し可能なように構成されている。
具体的には、図８に示すように、放射線を透過させ、光を遮蔽する遮光板２７を挟んでシンチレータ８側が対向するように２つの放射線検出器２０（２０Ａ、２０Ｂ）を配置している。以下、２つの放射線検出器２０Ａ、２０Ｂのシンチレータ８、ＴＦＴ基板３０を区別する場合、放射線検出器２０Ａのシンチレータ８、ＴＦＴ基板３０に符号Ａを付し、放射線検出器２０Ｂのシンチレータ８、ＴＦＴ基板３０に符号Ｂを付して説明する。
このように、遮光板２７の一方の面にシンチレータ８ＡとＴＦＴ基板３０Ａが順に設けたことにより、放射線検出器２０Ａは一方の面側からの放射線の照射が裏面照射となり、遮光板２７の他方の面にシンチレータ８ＢとＴＦＴ基板３０Ｂが順に設けたことにより、放射線検出器２０Ｂは他方の面側からの放射線の照射が裏面照射となる。また、２つの放射線検出器２０Ａ、２０Ｂの間に遮光板２７を設けたことにより、シンチレータ８Ａで発生した光がシンチレータ８Ｂ側へ透過せず、シンチレータ８Ｂで発生した光がシンチレータ８Ａ側へ透過しない。
ここで、シンチレータ８は、厚みによっても発光特性が変化し、厚くなる程、発光量が多く、感度が高くなるが光散乱等で画質が低下する。
また、シンチレータ８は、例えば、ＧＯＳなど放射線が照射されることにより発光する粒子を充填して形成する場合、粒子の粒径が大きい程、発光量が多く、感度が高くなるが、光散乱が多くなって隣の画素に影響を与えるので、画質が低下する。
また、シンチレータ８は、小粒子と大粒子の重層構造とすることができる。例えば、図９に示すように、シンチレータ８は照射側を小粒子の領域８Ａとし、ＴＦＴ基板３０側を大粒子の領域８Ｂとした方が画像のボケが少ないが、小粒子で放射状に発した光の斜め成分がＴＦＴ基板３０まで届き難く感度が低下する。また、領域８Ａと領域８Ｂの比率を変えて、小粒子の層に対して大粒子の層を多くすることにより感度が高くなるが、光散乱が隣の画素に影響を与えるので、画質が低下する。
また、シンチレータ８は、充填率が高いほど感度が高くなるが、光の散乱が多くなり画質が低下する。ここで、充填率とは、シンチレータ８の粒子の総体積／シンチレータ８の体積×１００した値である。なお、シンチレータ８は、粉体を取り扱う上、充填率が８０％を超えると製造上困難であるため、充填率が５０〜８０体積％が好ましい。
また、シンチレータ８は、付活剤のドープ量によっても発光特性が変化し、付活剤のドープ量が多くなるほど発光量が増加する傾向があるが、光の散乱が多くなり画質が低下する。
また、シンチレータ８は、用いる材料を変えることにより、放射線に対する発光特性が異なる。
例えば、シンチレータ８ＡをＧＯＳで形成し、シンチレータ８ＢをＣｓＩ（Ｔｌ）で形成することにより、シンチレータ８Ａは感度重視となり、シンチレータ８Ｂは画質重視となる。
また、シンチレータ８は、平板状や柱状分離の層構造とすることにより、放射線に対する発光特性が異なる。
例えば、シンチレータ８Ａを平板状の層構造とし、シンチレータ８Ｂを柱状分離の層構造とすることにより、シンチレータ８Ａは感度重視となり、シンチレータ８Ｂは画質重視となる。
また、図１０に示すように、シンチレータ８のＴＦＴ基板３０と反対側の面にＸ線を透過し、可視光の反射する反射層２９を形成することにより、発生した光をより効率的にＴＦＴ基板３０へ導けるため、感度が向上する。この反射層を設ける方法は、スパッタ法、蒸着法、塗布法のいずれでも良い。反射層２９としては、Ａｕ，Ａｇ，Ｃｕ，Ａｌ，Ｎｉ，Ｔｉなど、使用するシンチレータ８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８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、３μを超えても反射率の向上で更なる効果得られないため、０．０１〜３μｍが好ましい。
ここで、シンチレータ８は、粒子の粒径、粒子の重層構造、粒子の充填率、付活剤のドープ量、材料、層構造の変更や、反射層２９の形成を組み合わせて行うことにより、特性を異ならせることができることは言うまでもない。
また、ＴＦＴ基板３０Ａ、３０Ｂは、光電変換膜４の材料を変えたり、あるいは、ＴＦＴ基板３０Ａとシンチレータ８Ａの間、ＴＦＴ基板３０Ｂとシンチレータ８Ｂの間にフィルタを形成したり、ＴＦＴ基板３０ＡとＴＦＴ基板３０Ｂとでセンサ部１３の受光面積を変えて、受光面積を感度重視する側で画質重視する側よりも広くしたり、ＴＦＴ基板３０ＡとＴＦＴ基板３０Ｂとで画素ピッチを変えて画素ピッチを画質重視する側で感度重視する側よりも狭くしたり、ＴＦＴ基板３０Ａ、３０Ｂの信号の読み出し特性を変更することにより、ＴＦＴ基板３０Ａ、３０Ｂの光に対する受光特性を変えることができる。
本実施の形態では、シンチレータ８Ａ、８Ｂの厚み、粒子の粒径、粒子の重層構造、粒子の充填率、付活剤のドープ量、材料、層構造を変えたり、反射層２９を形成したり、あるいは、ＴＦＴ基板３０Ａとシンチレータ８の間、ＴＦＴ基板３０Ｂとシンチレータ８の間にフィルタを形成したり、ＴＦＴ基板３０ＡとＴＦＴ基板３０Ｂとでセンサ部１３の受光面積を変えて、受光面積を感度重視する側で画質重視する側よりも広くしたり、ＴＦＴ基板３０ＡとＴＦＴ基板３０Ｂとで画素ピッチを変えて画素ピッチを画質重視する側で感度重視する側よりも狭くしたりすることにより、放射線検出器２０Ａ、２０Ｂの撮影される放射線画像の特性を異ならせている。
具体的には、放射線検出器２０Ａを画質重視とし、放射線検出器２０Ｂを感度重視としている。
次に、このような撮影部２１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、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の内部に上述の撮影部２１が配設されている。筐体４１は、平板状の一方の面及び他方の面の撮影部２１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、４１Ｂとされている。筐体４１の内部には、図１２に示すように、遮光板２７を挟んで放射線検出器２０Ａが撮影領域４１Ａ側となるように撮影部２１が内蔵されており、撮影領域４１Ａが画質重視の撮影領域、撮影領域４１Ｂが感度重視の撮影領域とされている。
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。
放射線検出器２０Ａ、２０Ｂ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つの放射線検出器２０Ａ、２０Ｂに対応して設けられたゲート線ドライバ５２及び信号処理部５４を区別する場合、放射線検出器２０Ａに対応するゲート線ドライバ５２及び信号処理部５４に符号Ａを付し、放射線検出器２０Ｂに対応するゲート線ドライバ５２及び信号処理部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、放射線画像を撮影する場合、放射線検出器２０Ａ、２０Ｂの何れか一方のみでの撮影、放射線検出器２０Ａ、２０Ｂの両方での撮影が可能とされている。
また、放射線検出器２０Ａ、２０Ｂで共に撮影を行う場合、放射線検出器２０Ａ、２０Ｂによりそれぞれ撮影された放射線画像を対応する画素毎に重み付け加算する画像処理を行ってエネルギーサブトラクション画像の生成が可能とされている。
電子カセッテ４０は、画質重視の撮影領域４１Ａと感度重視の撮影領域４１Ｂが設けられており、全体を反転させることにより、撮影領域４１Ａ又は撮影領域４１Ｂで放射線画像の撮影が可能とされている。
電子カセッテ４０は、画質重視及びエネルギーサブトラクション画像の撮影を行う場合、撮影領域４１Ａを上とし、感度重視での撮影を行う場合、撮影領域４１Ｂを上として、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、ゲート線ドライバ５２Ａ、５２Ｂの動作を制御しており、撮影の際にコンソールから画質重視、感度重視、エネルギーサブトラクション画像の何れの撮影を行うかを示す撮影条件情報を無線通信部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、撮影条件情報に従い、ゲート線ドライバ５２Ａ、５２Ｂを制御して画像の読み出しを行う。
このように、電子カセッテ４０は、本体を反転させて撮影領域４１Ａ又は撮影領域４１Ｂで撮影を行うことにより、特性の異なる放射線画像の撮影を簡易に行える。また、電子カセッテ４０は、エネルギーサブトラクション画像の撮影を行うこともできる。
また、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２０Ａが撮影領域４１Ａに対して裏面照射となり、放射線検出器２０Ｂが撮影領域４１Ｂに対して裏面照射となるように内蔵されているが、ＴＦＴ基板３０を透過する場合でも基板１による放射線の吸収量を少ないため、放射線Ｘに対する感度の低下を抑えることができる。
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。
なお、上記各実施の形態では、可搬型の放射線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、据置型の放射線撮影装置に適用してもよい。
また、上記各実施の形態では、ＴＦＴ基板３０上に１つのシンチレータ８を設け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、図１４に示すように、ＴＦＴ基板３０上に複数（図１４では２つ）のシンチレータ８（８Ａ、８Ｂ）を設けてもよい。また、シンチレータ８の厚さによって感度や画像特性が変わるため、図１５に示すように、放射線検出器２０の検出領域に対向するように、光透過性を有する袋体２０２を配置し、液体シンチレータが貯留されているタンク２０６からポンプ２０４により袋体２０２に液体シンチレータを注入、及び袋体２０２に注入された液体シンチレータの取り出しを行い、袋体２０２の内部に貯留された液体シンチレータの液量を変えることにより袋体２０２の厚さを変化させてもよい。これにより、撮影される放射線画像の感度や画像特性を変えることができる。なお、ＴＦＴ基板３０上にシンチレータ８の代りに袋体２０２を配置して、ポンプ２０４により袋体２０２に液体シンチレータを注入、及び袋体２０２に注入された液体シンチレータの取り出しを行うようにしてもよい。ポンプ２０４で液体シンチレータを充填させたり、抜いたりすることで、ＴＦＴ基板３０に密着させたり、分離させたりできるため、例えば、ＴＦＴ基板３０が放射線で劣化した時には、ＴＦＴ基板３０のみを交換できる。
また、上記第１の実施の形態では、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２０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２０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、上記各実施の形態では、電子カセッテ４０を平板矩形状かつ略一定の厚みで形成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、図１６に示すように、放射線検出器２０が内蔵された撮影部４０Ａをカセッテ制御部５８や電源部７０が配置された制御部４０Ｂよりも薄く形成してもよい。
また、上記第２の実施の形態では、撮影部２１を、遮光板２７を挟んでシンチレータ８側が対向するように２つの放射線検出器２０Ａ、２０Ｂを配置した構成と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、図１７に示すように、１つのシンチレータ８の一方の面にＴＦＴ基板３０Ａを配置し、シンチレータ８の他方の面にＴＦＴ基板３０Ｂを配置した構成としてもよい。また、放射線検出器２０Ａ、２０Ｂが互に他方のシンチレータ８の光による影響が少ない場合、図１８に示すように、遮光板２７を設けずに、放射線検出器２０Ａ、２０Ｂを互いにシンチレータ８Ａ，８Ｂが向か合うように配置した構成としてもよい。また、電子カセッテ４０がエネルギーサブトラクション画像の撮影を行うものである場合、図１９に示すように、遮光板２７を挟んで放射線検出器２０Ａ、２０Ｂを放射線Ｘに対して裏面照射となるように積層してもよく、図２０に示すように、遮光板２７を設けずに放射線検出器２０Ａ、２０Ｂを放射線Ｘに対して裏面照射となるように積層してもよい。
また、上記第２の実施の形態では、電子カセッテ４０は、全体を反転させて撮影領域４１Ａ又は撮影領域４１Ｂの両面での撮影を可能としたが、図２１〜図２３に示すような電子カセッテ４０を開閉可能とする構成、図２４〜図２６に示すような電子カセッテ４０の一部を反転可能とする構成が例示できる。
図２１及び図２２には、電子カセッテ４０の他の構成を示す斜視図が示されており、図２３には、電子カセッテ４０の概略構成を示す断面図が示されている。なお、第２の実施の形態の電子カセッテ４０と対応する部分については同一の符号を付して、同じ機能を有する部分については説明を省略する。
電子カセッテ４０は、上述した撮影部２１、ゲート線ドライバ５２Ａ、５２Ｂ、信号処理部５４Ａ、５４Ｂ等が内蔵され、照射された放射線による放射線画像を撮影する平板状の撮影ユニット９０と、上述したカセッテ制御部５８や電源部７０が内蔵された制御ユニット９２とがヒンジ９４によって開閉可能に連結されている。
撮影ユニット９０及び制御ユニット９２は、一方に対して他方がヒンジ９４を回動中心として回動することにより、撮影ユニット９０と制御ユニット９２とが並んだ展開状態（図２２）と、撮影ユニット９０と制御ユニット９２とが重なり合って折り畳まれた収納状態（図２１）とに開閉可能とされている。
撮影ユニット９０は、図２３に示すように収納状態において放射線検出器２０Ｂが制御ユニット９２側となり、放射線検出器２０Ａが外側（制御ユニット９２側の反対側）となるように撮影部２１が内蔵されており、収納状態において外側となる面側が感度重視の撮影領域４１Ｂとされ、制御ユニット９２と対向する面側が画質重視の撮影領域４１Ａとされている。
撮影部２１とカセッテ制御部５８や電源部７０とは、ヒンジ９４内に設けられた接続配線９６により接続されている。
このように、電子カセッテ４０は、開閉させて撮影領域４１Ａ又は撮影領域４１Ｂで撮影を行うことにより、特性の異なる放射線画像の撮影を簡易に行える。
図２４及び図２５には、実施の形態に係る電子カセッテ４０の他の構成を示す斜視図が示されており、図２６には、電子カセッテ４０の概略構成を示す断面図が示されている。なお、第２の実施の形態の電子カセッテ４０と対応する部分については同一の符号を付して、同じ機能を有する部分については説明を省略する。
電子カセッテ４０は、上述した撮影部２１、ゲート線ドライバ５２Ａ、５２Ｂ、信号処理部５４Ａ、５４Ｂが内蔵され、照射された放射線による放射線画像を撮影する平板状の撮影ユニット９０と、上述したカセッテ制御部５８や電源部７０が内蔵された制御ユニット９２とが回転軸９８によって回転可能に連結されている。
また、撮影ユニット９０は、撮影部２１の配設位置に対応して平板状の一方の面及び他方の面に撮影領域４１Ａ、４１Ｂが設けられている。
撮影部２１は、放射線検出器２０Ｂが撮影領域４１Ｂ側となり、放射線検出器２０Ａが撮影領域４１Ａとなるように内蔵されており、撮影領域４１Ｂが感度重視の撮影領域とされ、撮影領域４１Ａが画質重視の撮影領域とされている。
撮影部２１とカセッテ制御部５８や電源部７０とは、回転軸９８内に設けられた接続配線９６により接続されている。
撮影ユニット９０及び制御ユニット９２は、一方に対して他方が回転することにより、撮影領域４１Ａと操作パネル９９とが並んだ状態（図２４）と、撮影領域４１Ｂと操作パネル９９とが並んだ状態（図２５）とに変更可能とされている。
このように、電子カセッテ４０は、回転させて撮影領域４１Ａ又は撮影領域４１Ｂで撮影を行うことにより、特性の異なる放射線画像の撮影を簡易に行える。
また、放射線検出器２０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のＴＦＴ基板３０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。
放射線検出器２０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、放射線検出器２０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３０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。
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３１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。
さらに、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。
８、８Ａ、８Ｂ シンチレータ（発光層）
１０ 薄膜トランジスタ
１３ センサ部
２０、２０Ａ、２０Ｂ 放射線検出器
３０、３０Ａ、３０Ｂ ＴＦＴ基板（基板）
４０ 電子カセッテ
４１ 筐体
２０２ 袋体
２０４ ポンプ（アクチュエータ）
２０６ タンク

Claims (6)

  1. 放射線が照射されることにより光を発生する発光層と、光を受光することにより電荷が発生する有機光電変換材料を含んで構成されたセンサ部が複数設けられた基板と、が順次積層され、被写体を透過した放射線が前記基板側から入射するように配置された放射線検出器と、
    前記放射線検出器の複数の前記センサ部が設けられた検出領域と重なるように配置され、当該検出領域と対向する対向面が少なくとも光透過性を有する袋体と、
    放射線が照射された際に発光する液体シンチレータが貯留されたタンクと、
    前記タンクに貯留された液体シンチレータの前記袋体への注入及び当該袋体に注入された液体シンチレータの取り出しを行うアクチュエータと、
    を備え、
    前記基板は、筐体内の被写体を透過した放射線が照射される撮影領域に貼り付けられている
    放射線撮影装置。
  2. 前記基板は、プラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバ、可撓性を有するガラス基板の何れかにより構成された
    請求項１記載の放射線撮影装置。
  3. 前記基板は、前記センサ部に対応して、活性層に非晶質酸化物を含んで構成され、各センサ部に発生した電荷を読み出すための薄膜トランジスタが形成された
    請求項１又は請求項２記載の放射線撮影装置。
  4. 前記発光層は、ＣｓＩの柱状結晶を含んで構成され、
    前記有機光電変換材料を、キナクリドンとした
    請求項１〜請求項３の何れか１項記載の放射線撮影装置。
  5. 放射線が照射されることにより光を発生する発光層と、光を受光することにより電荷が発生する有機光電変換材料を含んで構成されたセンサ部が複数設けられた基板と、が順次積層され、被写体を透過した放射線が前記基板側から入射するように配置された放射線検出器を備え、
    前記基板は、筐体内の被写体を透過した放射線が照射される撮影領域に貼り付けられ、
    前記発光層の放射線に対する発光特性が異なる２つの前記放射線検出器が、前記放射線の入射する方向に対して重なるように配置された
    放射線撮影装置。
  6. 前記２つの放射線検出器の発光層は、各発光層の厚み、各発光層に充填され、放射線が照射されることにより発光する粒子の粒径、当該粒子の重層構造、当該粒子の充填率、付活剤のドープ量、各発光層の材料、及び各発光層の層構造の少なくとも１つの変更、並びに各発光層の前記基板と非対向の面への前記光を反射する反射層の形成の何れかが行われた
    請求項５記載の放射線撮影装置。
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Families Citing this family (41)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5792472B2 (ja) 2011-01-25 2015-10-14 浜松ホトニクス株式会社 放射線画像取得装置
JP5827856B2 (ja) * 2011-09-28 2015-12-02 富士フイルム株式会社 カセッテ
WO2013188498A2 (en) * 2012-06-12 2013-12-19 Arizona Board Of Regents Acting For And On Behalf Of Arizona State University Imaging system and methods of manufacturing and using the same
JP5944254B2 (ja) 2012-07-20 2016-07-05 浜松ホトニクス株式会社 放射線画像取得装置
US8872120B2 (en) * 2012-08-23 2014-10-28 Semiconductor Energy Laboratory Co., Ltd. Imaging device and method for driving the same
US9773824B2 (en) * 2012-12-13 2017-09-26 Cbrite Inc. Active matrix light emitting diode array and projector display comprising it
WO2014165149A1 (en) * 2013-03-12 2014-10-09 Arizona Board Of Regents, A Body Corporate Of The State Of Arizona Acting For And On Behalf Of Arizona State University Thin film transistor detection systems and related methods
WO2015028042A1 (en) * 2013-08-26 2015-03-05 Teledyne Dalsa B.V. A radiation detector and a method thereof
JP6352687B2 (ja) * 2013-08-28 2018-07-04 ソニーセミコンダクタソリューションズ株式会社 放射線検出器およびその製造方法、撮像装置、ならびに撮像表示システム
KR101653610B1 (ko) * 2013-11-21 2016-09-02 삼성전자주식회사 압력 변화에 기초한 영상 표시 방법, 영상 처리 장치, 방사선 촬영 장치 및 자기 공명 영상 장치
JP6156847B2 (ja) * 2014-03-05 2017-07-05 富士フイルム株式会社 放射線画像処理装置および方法並びにプログラム
JP6428223B2 (ja) * 2014-04-09 2018-11-28 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影装置
US9513380B2 (en) * 2014-07-25 2016-12-06 General Electric Company X-ray detectors supported on a substrate having a surrounding metal barrier
US10712454B2 (en) * 2014-07-25 2020-07-14 General Electric Company X-ray detectors supported on a substrate having a metal barrier
US9689997B2 (en) 2014-09-04 2017-06-27 General Electric Company Systems and methods for modular imaging detectors
US9535173B2 (en) * 2014-09-11 2017-01-03 General Electric Company Organic x-ray detector and x-ray systems
US10809393B2 (en) * 2015-04-23 2020-10-20 Fermi Research Alliance, Llc Monocrystal-based microchannel plate image intensifier
CN107534050B (zh) * 2015-05-19 2021-12-14 索尼公司 图像传感器、层叠型摄像装置和摄像模块
JP6581713B2 (ja) * 2015-07-21 2019-09-25 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 位相コントラスト及び／又は暗視野撮像のためのｘ線検出器、該ｘ線検出器を有する干渉計、ｘ線撮像システム、位相コントラストｘ線撮像及び／又は暗視野ｘ線撮像を行う方法、コンピュータプログラム、コンピュータ読取可能な媒体
US10859715B2 (en) 2015-09-30 2020-12-08 Hamamatsu Photonics K.K. Radiation image acquisition system and radiation image acquisition method
JP6345720B2 (ja) * 2016-02-29 2018-06-20 浜松ホトニクス株式会社 放射線画像取得装置および放射線画像取得装置の調整方法
JP6510729B2 (ja) * 2016-03-28 2019-05-08 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影システム、画像処理装置、放射線画像撮影装置、画像処理方法、及び画像処理プログラム
CN107703533B (zh) * 2016-08-05 2024-03-05 京东方科技集团股份有限公司 探测面板及探测装置
JP6681817B2 (ja) * 2016-10-14 2020-04-15 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置
JP6646002B2 (ja) * 2017-03-22 2020-02-14 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
WO2019012846A1 (ja) * 2017-07-10 2019-01-17 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像システム
JP6934763B2 (ja) * 2017-07-10 2021-09-15 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像システム
JP2019023579A (ja) * 2017-07-24 2019-02-14 コニカミノルタ株式会社 シンチレータ
JP6934769B2 (ja) * 2017-07-28 2021-09-15 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像方法
CA3071647A1 (en) * 2017-08-03 2019-02-07 The Research Foundation For The State University Of New York Dual-screen digital radiography with asymmetric reflective screens
EP3447538A1 (en) * 2017-08-23 2019-02-27 Koninklijke Philips N.V. X-ray detection
JP7057084B2 (ja) * 2017-09-14 2022-04-19 キヤノン株式会社 放射線検出器および放射線検出システム
JP6991835B2 (ja) * 2017-11-10 2022-01-13 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像システム
CN111801599B (zh) * 2018-02-28 2023-06-06 富士胶片株式会社 放射线检测器、放射线图像摄影装置及放射线检测器的制造方法
JP6914422B2 (ja) * 2018-03-19 2021-08-04 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、及び製造方法
US20190353805A1 (en) * 2018-05-21 2019-11-21 General Electric Company Digital x-ray detector having polymeric substrate
JP7309858B2 (ja) * 2018-09-10 2023-07-18 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ デュアルセンササブピクセル放射線検出器
US11398520B2 (en) * 2019-01-11 2022-07-26 HKC Corporation Limited X-ray detector, method for manufacturing x-ray detector, and medical equipment
JP7102605B2 (ja) 2019-03-13 2022-07-19 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置
JP7225383B2 (ja) * 2019-04-24 2023-02-20 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置
JP7449264B2 (ja) * 2021-08-18 2024-03-13 株式会社東芝 放射線検出器

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5949848A (en) * 1996-07-19 1999-09-07 Varian Assocaites, Inc. X-ray imaging apparatus and method using a flat amorphous silicon imaging panel
FR2807602B1 (fr) * 2000-04-06 2002-07-05 Ge Med Sys Global Tech Co Llc Dispositif et procede de traitement de lumiere, cassette de prise d'images, module de mesure de dose et appareil de radiologie
JP4530523B2 (ja) 2000-11-28 2010-08-25 アンリツ産機システム株式会社 Ｘ線異物検出装置
JP2003172783A (ja) * 2001-12-10 2003-06-20 Konica Corp カセッテ型放射線画像検出器
JP2004033659A (ja) * 2002-07-08 2004-02-05 Shimadzu Corp 放射線撮像装置
JP5206410B2 (ja) * 2006-09-05 2013-06-12 コニカミノルタエムジー株式会社 シンチレータパネル
JP4894453B2 (ja) * 2006-10-25 2012-03-14 コニカミノルタエムジー株式会社 放射線画像検出器
JP5235348B2 (ja) * 2007-07-26 2013-07-10 富士フイルム株式会社 放射線撮像素子
JP2009038123A (ja) * 2007-07-31 2009-02-19 Fujifilm Corp 画像検出装置
WO2009051017A1 (ja) * 2007-10-19 2009-04-23 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. カセッテ型放射線画像固体検出器
JP4764407B2 (ja) * 2007-11-20 2011-09-07 東芝電子管デバイス株式会社 放射線検出器及びその製造方法
JP5155696B2 (ja) 2008-03-05 2013-03-06 富士フイルム株式会社 撮像素子
JP2010066137A (ja) * 2008-09-11 2010-03-25 Fujifilm Corp 放射線検出装置及び放射線画像撮影システム
JP2010085206A (ja) * 2008-09-30 2010-04-15 Fujifilm Corp 放射線検出装置用収容具
JP2010096616A (ja) * 2008-10-16 2010-04-30 Fujifilm Corp 放射線画像検出器
EP3220392B1 (en) * 2010-01-29 2021-09-15 Hamamatsu Photonics K. K. Radiation image conversion panel
JP2011203237A (ja) * 2010-03-03 2011-10-13 Fujifilm Corp 放射線撮影装置

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