CN102670221A - 放射图像检测设备及其制造方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种放射图像检测设备及其制造方法。具体地，本发明涉及一种放射图像检测设备，其包括：两个闪烁器，其将辐射的放射线转换为光；以及，布置在两个闪烁器之间的光电检测器，其将由两个闪烁器转换的光检测为电信号；其中：两个闪烁器中的至少在放射线入射侧上布置的闪烁器中在所述光电检测器附近的活化剂浓度(density)高于该闪烁器中在与光电检测器侧相对的侧上的活化剂浓度。

Description

放射图像检测设备及其制造方法
技术领域
本发明涉及在医疗X射线成像系统等中使用的放射图像检测设备及其制造方法。
背景技术
近些年来，使用将X射线图像转换为数字数据等的、诸如FPD(平板检测器)的X射线图像检测设备的DR(数字射线照像)已经被投入使用。与使用由激发磷光体(累积磷光体)形成的成像板的先前的CR(计算机射线照像术)系统相反，这种X射线图像检测设备具有下述优点：可以当场查看采集的图像，因此其扩展迅速地进行。
已经提出了用于X射线图像检测设备的各种系统。作为它们之一，已知间接转换系统，该间接转换系统通过诸如CsI:Tl、GOS(Gd2O2S:Tb)等的闪烁器将X射线转换为可见光，然后通过半导体层将可见光转换为电荷，并且存储这样的电荷(例如参考专利文件1(JP-A-2007-163467)、专利文件2(JP-A-2008-51793)和专利文件3(JP-A-2011-17683))。
在X射线图像检测设备中，在许多情况下，优选的是，当该检测器件用于例如活体的X射线射线照像时，X射线曝光应当被设置得低。因此，需要其对于X射线的灵敏度高并且发光量大的闪烁器。在专利文件1中，通过分别在光电检测器的两侧上设置闪烁器以将所述光电检测器置于其间来增强发光量。
此外，在专利文件2中，通过向荧光材料的基质材料中加入活化剂来增强发光量。在专利文件2中，给出了：在包括光电检测器和闪烁器并且其中X射线从与光电检测器相对侧入射在闪烁器上的X射线图像检测设备中，应当加强在X射线入射侧上的闪烁器的区域中的活化剂(density)浓度。
此外，在专利文件3中，通过在使用来自光电检测器侧的X射线照射闪烁器的情况下将位于光电检测器附近的闪烁器的区域设置为主发光区域S来增强发光量。
发明内容
在此，可以考虑：应当如专利文件2中所述提高在X射线入射侧上的活化剂浓度，并且也应当如在专利文件3中所述将光电检测器侧设置为主发光区域。以这种方式，当在X射线入射侧上的光电检测器附近增强活化剂浓度时，可以在一定程度上实现提高发光量和改善MTF(调制传递函数)的效果。然而，当详细查看闪烁器的该主发光区域时，下面的问题仍然继续存在。即，活化剂浓度的提高显然造成以下描述的技术问题。
位于光电检测器附近的主发光区域的部分的结晶性因为活化剂浓度的增大而被扰乱，因此，引起MTF的变差。具体地，当在闪烁器的气相沉积的初始阶段中增强活化剂浓度时，这样的增强对于闪烁器的晶体生长具有极大的不利影响，并且，结晶性被扰乱。因此，光在柱状晶体之间扩散，因此，引起MTF的变差。
而且，因为活化剂浓度的增大导致增大在闪烁器中的光的吸收。在此，如图14中所示，考虑下述情况：在位于X射线入射侧上的闪烁器91部分被设置为主发光区域S的情况下，增强活化剂浓度。如图15A和图15B中所示，在主发光区域S中的远离光电检测器92(图14)的部分P2中，入射在光电检测器92上的发光量较小，并且，光发射条件是扩散的(spread)，因此，引起图像的模糊(MTF变差)。结果，即使使用如图14中所示的使用来自光电检测器92侧的X射线来照射闪烁器91的配置，也不能预期发光量的进一步增大和MTF的进一步改善，除非解决了这样的问题。
本发明的一个目的是提供一种放射图像检测设备及其制造方法，所述放射图像检测设备能够实现发光量的进一步增大和MTF的进一步改善。
根据本发明的一个方面，一种放射图像检测设备包括：两个闪烁器，其将辐射的放射线转换为光；以及，布置在两个闪烁器之间的光电检测器，其检测由两个闪烁器转换为电信号的光；其中，在两个闪烁器中的至少在放射线入射侧上布置的闪烁器在所述光电检测器附近的活化剂浓度高于该闪烁器中在与光电检测器侧相对的侧上的活化剂浓度。
根据本发明的另一方面，一种放射图像检测设备包括：两个闪烁器，其将辐射的放射线转换为光；以及，布置在两个闪烁器之间的光电检测器，其检测由两个闪烁器转换为电信号的光；其中，在两个闪烁器中的至少一个闪烁器中在所述光电检测器附近的的活化剂浓度在放射线传播方向上在高浓度和低浓度之间重复地改变。
根据本发明的另一方面，一种用于制造上述放射图像检测设备的方法包括：在基板上形成所述光电检测器；以及从所述光电检测器剥离所述基板。
利用所述构成和方法，分别在所述光电检测器的两侧上设置闪烁器，以将所述光电检测器置于它们之间，并且也增强在光电检测器附近的活化剂浓度。结果，可以实现发光量的进一步增大和MTF的进一步改善。
附图说明
图1是示意性示出X射线图像检测设备的示意构成的侧截面图。
图2是示意性示出传感器部的示意构成的侧截面图。
图3是示意性示出传感器部的构成的平面图。
图4是示意性示出闪烁器晶体结构的侧截面图。
图5是示出柱状晶体部的电子显微镜照片(SEM图像)。
图6是示出非柱状晶体部的电子显微镜照片(SEM图像)。
图7A和图7B分别是示出第一和第二闪烁器的活化剂浓度和发光量的图。
图8是示意性示出X射线图像检测设备的示意构成的侧截面图。
图9是示出适合于图8的构成的第一和第二闪烁器的活化剂浓度的图。
图10是示意性示出X射线图像检测设备的示意构成的侧截面图。
图11是示意性示出X射线图像检测设备的示意构成的侧截面图。
图12是示出传感器部的变型的示意图。
图13是示出传感器部的另一种变型的示意图。
图14是示意性示出X射线图像检测设备的示意构成的侧截面图。
图15A和15B是示出在图14中的构成中的闪烁器的活化剂浓度和发光量的图。
具体实施方式
以下将参考图1至图7B来描述用于说明本发明的实施方式的X射线图像检测设备(放射图像检测设备)的示例。
此处，在与已经描述的构成类似的构成被分配了相同的附图标记，并且此后省略或简化其解释。
下面，将以X射线图像检测设备作为一种类型的放射图像检测设备来进行说明。以下描述的构成适用于使用诸如α射线、β射线、γ射线等的各种放射线的放射图像检测设备。根据使用诸如α射线、β射线、γ射线等的各种放射线的这些放射图像检测设备，可以实现与以下描述的那些基本上类似的操作和效果。
[1.整体构成]
图1是示意性示出在间接转换系统中的X射线图像检测设备1的示意构成的侧截面图。X射线图像检测设备1包括：第一闪烁器10和第二闪烁器20，用于将辐射的X射线(在图1中的轮廓箭头)转换为光；传感器部40，作为光电检测器，用于检测被第一和第二闪烁器10、20转换为电信号的光；保护膜30，用于覆盖第一和第二闪烁器10、20；以及，分别向第二闪烁器20的相对于X射线入射侧的相对侧上设置的控制模块(未示出)。
保护膜30在其上沉积了第一闪烁器10的支持件11和其上沉积了第二闪烁器20的支持件21之间密封第一和第二闪烁器10、20和传感器部40。通过气相沉积方法由聚对二甲苯等形成该保护膜30。该聚对二甲苯保护膜30具有相对于闪烁器10、20的良好粘附性，并且也具有柔性。因此，该保护膜30对于支持件11、21等的弯曲具有良好的追踪(follow-up)性能。
在X射线图像检测设备1中，从第一闪烁器10侧向第二闪烁器20侧辐射通过被摄体的X射线(轮廓箭头)。支持件11的表面构成X射线入射平面11A。当X射线入射在第一闪烁器10上时，第一闪烁器10吸收X射线以发光，然后，光入射在传感器部40的PD 41上。在PD 41中累积的电荷作为电信号从TFT 42输出。
而且，X射线通过传感器部40，并且入射在第二闪烁器20上。当X射线入射在第二闪烁器20上时，该第二闪烁器20也吸收X射线，然后发光，然后光入射在传感器部40的PD 41上。
在图1中所示的示例中，通过将远离X射线入射平面11A的第二闪烁器20的厚度设置得大于第一闪烁器10的厚度来获得在第二闪烁器20的发光量上的增大。在该情况下，可以适当地确定第一和第二闪烁器10、20各自的厚度。
各个控制模块(未示出)具有：作为用于驱动/控制传感器部40的控制部的IC；电路基板，其上安装了用于处理图像信号等的IC；电源电路；等。该控制模块与第一和第二闪烁器10、20以及传感器部40集成地组装。
[2.传感器部的构成]
图2是示意性示出传感器部40的构成的侧截面图。图3是示出二维地排列的元件的平面图。
传感器部40具有：其各自由a-Si等形成的PD(光电二极管)41；以及，作为薄膜开关器件的TFT(薄膜晶体管)42，其各自由a-Si等形成。
各个PD 41被构造得具有将从第一和第二闪烁器10、20入射的光(分别使用在图2中的实线指示的箭头)转换为电荷的光电层。
各个TFT 42被布置在在与PD 41相同的平面或基本相同的平面上与PD 41在平面上相邻的位置中。用于反射光的光反射层42A被分别设置在厚度方向上的TFT 42的两侧上。因为设有光反射层42A，可以抑制TFT 42的开关噪声的出现。
如图3中所示，二维地排列PD 41，并且各个PD 41对应于由传感器部40检测的图像的像素。
如图3中所示，分别向各个PD 41设置TFT 42、栅极线43和数据线44。设置各个栅极线43和各个数据线44以延伸到连接终端45，并且经由连接至该连接终端45的、由各向异性导电膜等构成的柔性布线46连接到控制模块的电路基板。根据从在电路基板上安装的控制部通过栅极线43提供的控制信号，以行为单位来转换分别的TFT 42的接通/关断操作。然后，其TFT 42被保持在接通状态中的PD 41的电荷被作为图像信号经由数据线44读出到电路基板的信号处理部。当以行为单位依序读出PD 41的电荷时，检测出二维图像。
将PD 41和TFT 42通过光刻工艺等形成在由Al、玻璃等构成的基板(未示出)上，然后从该基板剥离。换句话说，X射线从未被基板吸收，因为从传感器部除去了基板。因此，不仅可以增大经由第一闪烁器10入射在第二闪烁器20上的X射线剂量，而且从第二闪烁器20发射的光可以入射在PD 41上，而不在基板中被吸收。结果，也可以增加入射在PD 41上的光量。而且，可以重复利用剥离的基板。
关于从基板剥离传感器部40的方法，在信息上利用诸如JP-A-2000-133809、JP-A-2003-66858、JP-A-2003-45890等的文献。
在此，当通过除基板剥离之外的化学溶解方法或抛光方法将基板变薄或除去时，可以获得与基板剥离类似的优点。
在图2中，通过树脂膜47来平坦化在厚度方向上的传感器部40的两个侧表面，但是可以省略该树脂膜47。传感器部40分别经由粘结层48被粘贴在第一和第二闪烁器10、20上。因此，第一和第二闪烁器10、20分别经由粘结层48紧密地粘结到传感器部40。
在此，可以分别在传感器部40与第一和第二闪烁器10、20之间消除粘结层48和树脂膜47。而且，第一和第二闪烁器10、20可以分别被压紧抵靠传感器部40的表面，并且被强制直接粘住该表面。
构成分别设置在传感器部40与第一和第二闪烁器10、20之间的树脂层的树脂没有特别的限制，所述树脂层例如是平坦化层、粘结层、由透明液体或凝胶等形成的匹配油层等。如果树脂几乎不衰减从第一和第二闪烁器10、20发射的闪烁光并且允许该光到达传感器部40，则可以使用这些树脂。
可以使用聚酰亚胺、聚对二甲苯等作为构成平坦化层的树脂。沉积性能良好的聚酰亚胺是优选的。
作为构成粘结层的粘结剂，对于从第一和第二闪烁器10、20发射的闪烁光在光学上透明的材料是优选的。例如，可以列出热塑性树脂、UV固化粘结剂、热固性粘结剂、室温可固化粘结剂、双面粘结片等。从图像的锐度应当不变差的角度看，优选的是，应当使用由低粘度环氧树脂制成的粘结剂，因为可以形成相对于传感器部40的像素大小足够薄的粘结层。
而且，从灵敏度和画面质量的角度看，优选的是，诸如平坦化层、粘结层等的树脂层的厚度应当被设置为50微米或更小。更优选的是，该树脂层的厚度应当被设置为5微米至30微米。
[3.闪烁器的构成]
[3-1.支持件]
支持件11由诸如Al等的材料形成，该材料的X射线透射率高但是该材料像板那样反射光。支持件11不限于由Al制成的板，并且可以适当地选自碳板、CFRP(碳纤维增强塑料)、玻璃板、石英基板、蓝宝石基板等。而且，只要闪烁器可以形成在支持件的表面上，支持件11不特别局限于它们。在此，在也将支持件11用作光反射构件的情况下，诸如Al等的光金属可以被用作支持件的材料。
支持件21可以由与支持件11类似的材料形成。因为在使用X射线照射的支持件11侧的相对侧上布置支持件21，所以该支持件21可以由X射线透射率小的材料形成。
在此，支持件11、21不是X射线图像检测设备1必不可少的。即，可以在使用用于气相沉积的基板的同时通过气相沉积来形成闪烁器，然后，可以将该闪烁器从基板剥离，并使用。而且，可以在闪烁器的与传感器部40侧相对的侧上设置光反射构件。
[3-2.荧光材料]
通过向作为活化剂的CsI的基质材料中加入Tl来形成第一和第二闪烁器10、20。可以通过加入Tl来增强发光量。
在该示例中的第一和第二闪烁器10、20被其中荧光材料像柱状物那样生长的柱状晶体组形成，并且通过使用CsI:Tl(铊激活的碘化铯)作为材料而形成。而且，可以将NaI:Tl(铊激活的碘化钠)、CsI:Na(钠激活的碘化铯)等用作第一和第二闪烁器10、20的材料。因为发射光谱适合于a-Si光电二极管的光谱灵敏度的最大值(在550nm附近)，优选的是，CsI:Tl应当被用作材料。
在此，第一和第二闪烁器10、20可以形成得不包含柱状晶体。例如，可以通过向支持件施加GOS(Gd2O2S:Tb(铽激活的三硫化钆))来形成第一和第二闪烁器10、20。
[3-3.在闪烁器之间的距离]
如上所述，因为通过从基板剥离而获得传感器部40，并且PD 41和TFT 42彼此在平面上相邻地布置，所以第一和第二闪烁器10、20彼此很接近地排列。优选的是，在第一和第二闪烁器10、20的相互相对的表面之间的距离应当被设置为40微米或更小。更优选的是，这样的距离应当被设置为30微米或更小。以这种方式，可以通过缩短在第一和第二闪烁器10、20之间的距离来改善MTF。
[3-4.闪烁器的晶体结构]
图4是示意性示出闪烁器10的晶体结构的侧截面图。第一闪烁器10具有：由柱状晶体组12A形成的柱状部12；以及，非柱状部13，其包含在柱状晶体12A的基端上形成的非柱状晶体13A。在此，非柱状部13具有下述的光反射特性，并且也有助于在向支持件11的粘结上的改善和在柱状晶体12A的结晶度上的改善。但是，可以不形成该非柱状部13。即使当未提供非柱状部13时，也可以通过由Al等制成的支持件11向传感器部40反射光。
响应于X射线辐射从第一闪烁器10发射的荧光被柱状晶体12A引导到柱的高度方向(晶体生长方向)上，然后入射在传感器部40上。此时，向支持件11侧传播的光的一部分被支持件11反射，并且入射在传感器部40上。
(柱状部的构成)
柱状部12是大量柱状晶体12A的聚集体。在图4中所示的示例中，各个柱状晶体12A基本上垂直于支持件11而直立。在该示例中的柱状晶体12A形成得像在顶端侧上逐渐变细的形状。可以抛光柱状晶体12A的顶端部。多个柱状晶体12A的顶端部与传感器部40的一个像素(PD41)相对。
柱状晶体12A具有相较非柱状晶体更良好的结晶度，并且分别具有荧光的大量发光。而且，经由空隙彼此相邻的柱状晶体12A被设置为在支持件11的厚度方向上直立。因此，柱状晶体12A作为光导，以在柱状物的高度方向上引导光。因为可以基于由柱状晶体12A给出的光导效果来抑制在像素之间的光的扩散，所以可以增大检测的图像的锐度。
图5是在图4中的A-A截面(在柱状部12的高度方向上的几乎中心的截面)中所取的柱状部12的电子显微镜照片。在相邻的柱状晶体12A之间存在空隙(在图5中看起来暗的部分)。各个柱状晶体12A在晶体的生长方向上具有几乎一致的截面直径。相邻的柱状晶体12A在柱状部12的区域的一部分中粘结在一起，以构成一个柱状体(例如，在图5中的P)。
考虑到与所需要的灵敏度对应的X射线吸收能力，柱状部12的厚度在乳房X射线摄影应用中被设置为大约200微米，并且在普通的射线摄影应用中被设置为500微米或更大。在该情况下，即使柱状部12的厚度被设置得太厚，光发射的利用率趋向于因为光的吸收、散射等而降低。因此，在分别考虑灵敏度和光发射的利用率的情况下，将柱状部12的厚度确定在适当值。
(非柱状部的构成)
如图4中所示，将非柱状部13构造得包含基本为球形或不确定形状的非柱状晶体13A。在一些情况下，非柱状部13可以包含非晶部分。
从容易在晶体之间保持空隙并且可以高度提高反射效率的方面看，优选的是，非柱状晶体13A的形状应当基本是球形的。即，优选的是，应当通过准球形晶体(作为基本为球形晶体的非柱状晶体13A)的组装来构造非柱状部13。
图6是在图4中的B-B截面(在非柱状部13的厚度方向上的基端侧上的截面)中所取的非柱状部13的电子显微镜照片。在非柱状部13中，其中各自具有比在图5中的柱状晶体12A小的直径的非柱状晶体13A不规则地彼此结合或彼此重叠，并且因此，在晶体之间很少出现清楚的空隙。在图6中的空隙在数量上小于在图5中的空隙。从在图5和图6中的观察结果可以认识到，非柱状部13的空隙率小于柱状部12的空隙率。
基于在支持件11上的非柱状部13的沉积面积、非柱状部13的厚度、CsI密度、实际测量的闪烁器板的重量等来计算非柱状部13的空隙率。在非柱状部13的厚度方向上以这种方式计算的总的空隙率小于10％。
非柱状部13对应于在支持件11上的气相沉积的初始阶段中形成的区域。在非柱状部13中与支持件11的表面接触的部分的空隙率变为0或几乎为0。非柱状部13的基端部分在其与支持件11的整个接触表面紧密地粘结到支持件11。
优选的是，非柱状部13的厚度应当被设置得比柱状部12的厚度薄，并且被设置为等于或大于5微米且小于或等于125微米。为了保持与支持件11的粘结，优选的是，非柱状部13的厚度应当被设置为5微米或更大。而且，当没有光导效应的非柱状部13的厚度被设置得太厚时，在非柱状部13中的光在像素之间交混，并且因此，容易引起图像的模糊。因此，优选的是，应当将非柱状部13的厚度设置为125微米或更小。
而且，实现非柱状部13粘结到支持件11和光反射功能的最小厚度对于非柱状部13的厚度来说足够。
在此，根据制造条件等，在一些情况下，以堆叠的多层而不是单层来构造非柱状部13。在该情况下，非柱状部13的厚度表示从支持件11的表面至非柱状部13的最外层的表面相加的总和厚度。
在像非柱状部13那样粘结相邻晶体的情况下的晶体直径的测量中，通过连接在相邻的非柱状晶体13A之间产生的凹陷(凹部)而设置的线被看作晶体之间的晶界，然后，分离粘结的晶体以形成最小多边形，然后，测量各个晶体直径，然后，以与在柱状部12中的柱状晶体12A的直径类似的方式获取测量的晶体直径的平均值，并且然后，将该值用作晶体直径。
从向非柱状晶体13A提供有效反射特性和对于支持件11的粘结的方面看，优选的是，在非柱状部13中的非柱状晶体13A的直径应当被保持在大于0.5微米但是小于7.0微米。非柱状晶体13A的直径小于柱状晶体12A的直径。
在此，因为可以容易地维持基本为球形的晶体形状，优选的是非柱状晶体13A的直径应当形成得较小。在该情况下，当非柱状晶体13A的直径过小时，空隙率变得更接近于0，并且因此，非柱状部13不能实现光反射层的作用。因此，优选的是，非柱状晶体13A的直径应当被保持在大于0.5微米。相反，当非柱状晶体13A的直径过大时，非柱状部13的均匀性和空隙率变差，并且，对于支持件11的粘结性降低。而且，因为晶体相互结合，空隙率降低，并且反射效果变差。因此，期望非柱状部13的晶体直径应当被保持在小于7.0微米。
基于当从顶部看时的非柱状部13的面积、非柱状部13的厚度、CsI密度、实际测量的闪烁器板的重量等来计算非柱状部13的空隙率。在非柱状部13的厚度方向上以这种方式计算的总的空隙率小于10％。
因为形成该非柱状部13，可以在将结晶度保持得良好的状态中在非柱状部13的基础上生长柱状晶体12A。
而且，可以从结晶度被保持得良好的柱状部12发射光，然后，向传感器部40的相对侧传播的光可以被非柱状部13反射，并且被导致输入到传感器部40内。因此，向传感器部内入射的光的数量增加，并且，可以增强可获得的发光量。通过考虑光反射特性、对于支持件11的粘接性等来确定非柱状晶体13A的直径、厚度、空隙率等。
而且，像以上的第一闪烁器10那样，第二闪烁器20被构造为具有柱状部12以及形成在柱状部12的基端上的非柱状部13。
因为向第二闪烁器20设置了非柱状部，所以改善了在支持件21和第二闪烁器20之间的粘结性。因此，即使在从控制模块传热时，也使得难以从支持件剥离第二闪烁器20。
[3-5.闪烁器制造方法]
优选的是，应当通过气相沉积方法在支持件11的表面上形成如上的第一和第二闪烁器10、20。在此，将以使用CsI:Tl的模式作为示例来进行说明。
关于气相沉积方法的总结，在0.01至10Pa的真空度的环境中，分别通过向电阻加热型坩埚的部件等供应电力将作为基质材料的CsI和作为活化剂的Tl加热和蒸发，并且然后，通过将支持件11的温度设置为室温(20℃)至300℃以在支持件上沉积CsI:Tl。
在此，当通过改变向Tl坩埚施加的电力来改变Tl加热温度、改变真空度等时，可以形成活化剂浓度在晶体生长方向上不同的闪烁器。例如，可以通过增强向Tl坩埚施加的电力来增强活化剂浓度，反之可以通过降低向Tl坩埚施加的电力来降低活化剂浓度。另外，可以通过改变诸如硫酸铊、氧化铊、碘化铊、碳酸铊等的活化剂的类型(改变含铊的化合物)来改变活化剂浓度。可以通过将含铊的化合物的改变与沉积室温度的改变相结合来改变活化剂浓度。此外，可以通过使用离子注入的掺杂来改变活化剂浓度。
而且，可以通过改变真空度、支持件的温度、沉积速率等来控制第一和第二闪烁器10、20的晶体轮廓、晶体直径、空隙率等。
如上的第一和第二闪烁器10、20与传感器部40经由粘结层48粘贴在一起。具体地，传感器部40形成在由Al、玻璃等制成的基板(未示出)上，然后，第一和第二闪烁器10、20经由粘结层48粘贴到一个基板上，然后，从基板剥离传感器部40。然后，将另一闪烁器经由粘结层48粘贴到传感器部40，然后形成保护膜30。因此，制造了X射线图像检测设备1。
在该情况下，当可以通过其他手段实现分别的闪烁器的防潮时，例如，当通过防潮膜以气密或水密的方式包裹第一和第二闪烁器10、20时，可以不形成保护膜30。
而且，将各个闪烁器和传感器部40粘结在一起的方法没有特别的限制。如果可以光学地粘结两个构件，则可以使用任何方法。作为将两个构件粘结在一起的方法，可以采用使得两个构件彼此直接相对并且将它们粘结在一起的方法和使得两个构件经由树脂层粘结在一起的方法中的一种。
[3-6.活化剂浓度(活化剂浓度)]
图7B示出第一和第二闪烁器10、20的活化剂浓度分布。以从X射线入射侧起的低浓度DL、高浓度DH和低浓度DL的顺序来改变第一和第二闪烁器10、20的活化剂浓度分布。
在图7B中所示的虚线指示传感器部40。位于传感器部40两侧上的第一和第二闪烁器10、20分别在传感器部40附近具有高活化剂浓度区域R1和高活化剂浓度区域R2，在该高活化剂浓度区域中，活化剂浓度比在闪烁器中与传感器部40侧的相对侧上的活化剂浓度相对较高。在图7A和图7B中的示例中，分别在第一和第二闪烁器10、20上设置高活化剂浓度区域。在此，当至少在X射线入射侧上布置的第一闪烁器10中设置高活化剂浓度区域R1时，可以省略高活化剂浓度区域R2。在该情况下，因为布置在X射线入射侧的第一闪烁器10具有比第二闪烁器20大的X射线吸收剂量并且具有大的发光量，重要的是，将第一闪烁器10的活化剂浓度设置为高水平。在此，适当地确定高活化剂浓度区域R1、R2的厚度。
在图7A和图7B中的示例中，在高活化剂浓度区域R1、R2中的活化剂浓度被设置为相同的高浓度DH，但是可以设置不同的活化剂浓度。而且，分别在第一和第二闪烁器10、20中，在与传感器部40远离的区域中的活化剂浓度被设置为比高浓度DH低的低浓度DL。该低浓度DL可以被设置为0。即，与传感器部40远离的区域可以由其中未加入Tl的CsI形成。
图7A示出了每个第一和第二闪烁器10、20的发光量。在图7A中使用实线指示的发光量对应于在第一闪烁器10的高活化剂浓度区域R1中的发光量，而在图7A中使用虚线指示的发光量对应于在第二闪烁器20的高活化剂浓度区域R2中的发光量。在图7A中所示的发光量的山状轮廓指示分别在图7B中所示的第一和第二闪烁器10、20的部分P1、P2的对应的宽度中的发光量的陡度。这些部分P1、P2的两个活化剂浓度示出了高浓度DH，而与在图7B中的横坐标无关。
在此，在分别示出在仅使用一个闪烁器的情况下(图14)的活化剂浓度分布的图15A与图7A之间的比较中，可以认识到，在图7A中闪烁器的与X射线入射平面远离的部分中的发光量(在图7A中使用点划线指示的发光量)比在图15A中的相同部分中的发光量(在图15A中使用点划线指示的发光量)大且陡。而且，在图7A中使用实线和点划线指示的分别的发光量(涉及部分P1、P2)基本上相等，并且，分别的陡度示出了基本类似的轮廓。
因为在图15A中的闪烁器构成中在X射线入射侧上的活化剂浓度被设置为高活化剂浓度，所以在图7A中使用实线指示的发光量小于在图15A中使用实线指示的发光量。相反，通过相加在图7A和图7B中的使用点划线指示的发光量和使用实线指示的发光量(对应于部分P1、P2)而获得的总的发光量大于在图15A和图15B中的总发光量。换句话说，可以将所有闪烁器的厚度t2(第一和第二闪烁器的总的厚度)设置为小于当仅使用一个闪烁器时所需的闪烁器的厚度t1(图15A和图15B)。因此，可以促进在厚度上的减小，并且也可以通过减小昂贵的荧光材料的使用量来获得在成本上的降低。此外，根据在图15A和图15B中的活化剂浓度分布，可以改善MTF，因为当一起考虑部分P1、P2时获得的发光量的陡度得到改善。
在此，当未在第二闪烁器20中设置高活化剂浓度区域R2时，即，当在第二闪烁器20中的部分P2中的活化剂浓度低或为0时，那时的发光量变得小于在图7A中使用点划线指示的发光量。在该情况下，通过相加该发光量和在部分P1中的发光量(在图7A中的实线)而获得的总的发光量也可以被增加至大于在图15A和图15B中的情况。
更具体地将高活化剂浓度区域R1、R2定义如下。即，高活化剂浓度区域R1、R2对应于其中活化剂浓度大于活化剂浓度半值DM的区域，该活化剂浓度半值DM对应于分别在第一和第二闪烁器10、20中的厚度方向(晶体生长方向)上改变的活化剂浓度的改变宽度(活化剂浓度改变宽度)W的1/2。
在此，高活化剂浓度区域R1、R2分别仅作为高活化剂浓度区域的例证被给出。在各个闪烁器中，高活化剂浓度区域和其中活化剂浓度较低的区域不总是被理解为将闪烁器在高度方向上划分为两个部分的区域。可以考虑下述情况：理解为其中活化剂浓度分别不同的多个区域。
而且，只要在传感器部40附近的活化剂浓度被保持得高，具体活化剂浓度分布不受限制。在图7B中的第一闪烁器10的活化剂浓度分布中，活化剂浓度可以没有梯度，并且可以不连续地改变。另外，活化剂浓度可以是阶梯性的梯度或线性的梯度，并且可以在晶体高度方向上改变。在该情况下，其中活化剂浓度比例如活化剂浓度半值DM高的区域也可以被理解为高活化剂浓度区域。
作为如上的传感器部40、各个闪烁器的支持件等，例如可以使用OPC(有机光电材料)、有机TFT、使用非晶氧化物(例如，a-IGZO)的TFT、柔性材料(芳族聚酰胺、生物纳米纤维)等。如下将描述这些器件相关的材料。
[4.活化剂浓度的操作和效果]
根据如上所述的X射线图像检测设备1，可以获得下面的操作和效果。
在布置于传感器部40的两侧上的第一和第二闪烁器10、20中，因为增强了在传感器部40附近的活化剂浓度(高活化剂浓度区域R1、R2)，所以可以实现在来自远离X射线入射平面11A的第二闪烁器20的传感器部40附近部分的发光量的增大和发光扩散(spread)的抑制。因此，在使用来自X射线入射侧和传感器部40侧的X射线照射闪烁器的构成中，除了在闪烁器的X射线入射侧上的主发光区域中的活化剂浓度的增强之外，可以进一步增强发光量(图14)。因此，因为入射在传感器部40上的可用发光量增大，可以改善检测能力。另外，因为改善了远离X射线入射平面11A的第二闪烁器20中的发光分布的陡度，所以可以比在图14中的情况更多地改善MTF。结果，可以改善检测的图像的锐度。
而且，通常，当增大活化剂浓度时，结晶度倾向于陷入无序。然而，因为其中活化剂浓度高的区域位于柱状晶体12A的顶端侧上，所以与活化剂浓度高的情况相反，可以在柱状晶体12A的初始生长阶段中抑制结晶度的无序，并且可以抑制MTF的变差。
假定活化剂浓度分别在支持件11、21侧上较高，在沉积初始阶段中的结晶度的无序对于后来生长的高活化剂浓度区域R1、R2的结晶度有严重的影响。在其中结晶度无序的部分中引起光扩散和吸收，这引起了MTF的变差。相反，在本构成中，活化剂浓度在支持件11、21侧上较低，但是，活化剂浓度在柱状晶体12A的顶端侧(高活化剂浓度区域R1、R2)上较高。因此，在保持结晶度的同时可以生长晶体，因此，可以在柱状晶体12A的高度方向上的基本整个范围上保持光导效应。因此，可以抑制MTF的变差。
如上所述，根据X射线图像检测设备1，可以在将第一和第二闪烁器10、20布置在传感器部40的两侧上的构成中实现发光量和MTF的进一步改善。根据该X射线图像检测设备1，能够以高灵敏度和高清晰度来检测X射线图像。
在图1中所示的X射线图像检测设备1中，可以使用在如下所述的图9中所示的脉冲状活化剂浓度分布。因此，可以抑制因为结晶度的无序引起的MTF的变差。而且，因为在脉冲状活化剂浓度分布中在最接近传感器部40的部分中的活化剂浓度被设置为低浓度DL，所以可以保持柱状晶体12A的顶端部的强度。因为可以保证柱状晶体12A的顶端部的强度，所以可以防止当将闪烁器粘贴在一起时或当闪烁器板承受负载时的闪烁器的损坏，并且，可以提高闪烁器板的负载能力。
[5.在其他模式中的X射线图像检测设备]
接下来，以下将描述分别具有与在图1中所示的X射线图像检测设备1不同的构成的X射线图像检测设备2至4(图8、图10和图11)。这些X射线图像检测设备2至4可以配备有与上面的X射线图像检测设备1的详细构成类似的构成，因此配备有与在X射线图像检测设备1中所述的那些类似的操作和效果。而且，可以在X射线图像检测设备2至4中使用如下所述的各种传感器部和各种器件材料。
图8示出X射线图像检测设备的另一示例以解释本发明的实施方式。
X射线图像检测设备2的第二闪烁器25不沉积在作为沉积基板的支持件21上(图1)，而是沉积在传感器部40上。即，通过在从基板剥离传感器部40之前在传感器部40上生长柱状晶体12A来形成第二闪烁器25。
在该情况下，可以在传感器部40和在第二闪烁器25中的柱状部12之间形成上面的非柱状部13(图4)。
在此，以任何速率从传感器部40剥离和从传感器部40除去沉积基板。因此，不必使用诸如玻璃等的透明基板来用作传感器部40的沉积基板，并且，可以使用金属沉积基板。因为不可能说CsI与热导率低的玻璃等的粘结性良好，所以可以通过在金属沉积基板上形成的传感器部上沉积闪烁器来改善第二闪烁器25与传感器部40的粘结性。
在图7B中所示的第一和第二闪烁器的活化剂浓度分布也可以被应用到在图8中的X射线图像检测设备2。即，如图7B中所示，第一和第二闪烁器可以分别具有高活化剂浓度区域R1、R2。
图9示出在图8中的X射线图像检测设备2中的、比在图7A和图7B中的那些更优选的活化剂浓度。如图9中所示，第二闪烁器25在传感器部40附近具有脉冲状活化剂浓度区域RP，其中，像重复脉冲那样提高/降低活化剂浓度。在脉冲状活化剂浓度区域RP中，在高浓度DH和低浓度DL之间一次或多次地重复改变活化剂浓度。优选的是，在脉冲状活化剂浓度区域RP中设置的、在最接近传感器部40的位置中的活化浓度应当是低浓度DL。
在第二闪烁器25中，晶体生长的初始部分是其中活化剂浓度较高的区域，因此，当提高活化剂浓度时，结晶度的无序变得显著。因为这个原因，如图9中所示，当进行以在高浓度和低浓度之间一次或多次地重复活化浓度的方式施加的脉冲状活化时，可以在抑制结晶度的无序的同时在高浓度部分中有效地实现发光量和MTF的改善。
除了在图8中所示的模式之外，可以使用其中脉冲的高和低值的至少一个逐渐增大和逐渐减小的重复脉冲。可选地，可以使用诸如三角波形、锯齿波形等的波形。
在此，因为像在图9中所示的第二闪烁器25的活化剂浓度分布那样，在最接近传感器部40的位置中活化剂浓度较低，所以可以获得可以改善闪烁器的强度的优点。即，随活化剂浓度的增大，可以增大发光量，然而，引起结晶度的无序，因此，降低了其中结晶度无序的部分的强度。因此，担心当闪烁器被粘贴到传感器部40时或当闪烁器板承受负载时柱状晶体12A的顶端部受损。由于这个原因，可以通过降低在传感器部40附近的活化剂浓度来保持柱状晶体12A的顶端部的强度。因此，可以提高X射线图像检测设备的负载能力，并且，可以改善耐冲击性。具体地，可以实现下述优点：当X射线图像检测设备被粘贴到诸如盒顶板等的外壳等上时，即使闪烁器承受来自外壳的负载，闪烁器也很少被损坏。
而且，因为Tl激活会降低CsI的耐吸湿性，所以担心在制造或使用时在通过保护膜30和传感器部40降低闪烁器的密封性能的情况下闪烁器的性能开始变差。而且，因为在第二闪烁器25端部的活化剂浓度被设置得低，所以即使当降低密封性能时，第二闪烁器25的端部可以保持耐吸湿性，因此，可以抑制闪烁器的性能变差(可以延迟该变差)。作为在密封性能上的变差的原因，可以考虑各种原因，例如在粘结时撕开了保护膜30，因为柱状晶体12A的顶端部较窄而使闪烁器在其他时间脱离，在其中通过冲击等从传感器部40部分地剥离保护膜30的部分处耐吸湿性降低，等。而且，从基板剥离传感器部40的情况对应于使得闪烁器的密封性能变差的主要原因。在该情况下，闪烁器可以保持相对于易于通过传感器部40渗入闪烁器中的水分的耐吸湿性，并且因此，可以抑制性能的变差。
在该情况下，优选的是，应当以下述厚度形成薄的闪烁器的端部部分(在此为柱状晶体12A的顶端部)，在该端部部分周围，要降低活化剂浓度：所述厚度使得可以保证承受当粘贴闪烁器时、当从外部施加负载时等的负载的强度，并且可以保持耐吸湿性。优选的是，在其周围要降低活化剂浓度的部分的厚度应当小于50微米。当能够以这种方式得到薄的厚度时，可以忽略在所涉及的部分中的光的衰减、扩散等。而且，优选的是，考虑到保证强度，应当将所涉及部分的厚度设置为超过5微米。
因为可以保证闪烁器的强度，所以即使当在粘贴传感器部时该闪烁器被强力压紧抵靠传感器部时，闪烁器也从不被损坏。因此，可以将闪烁器和传感器部40经由保护膜30均匀地粘结在一起。当在闪烁器和传感器部40之间的粘结显示不均匀性时，不均匀性易于出现在检测的图像中。但是可以消除这样的情况，并且可以使检测的图像的画面质量均匀化。
在制造图8中的X射线图像检测设备2时，传感器部40和第二闪烁器25依序形成在基板(未示出)上。然后，从基板剥离传感器部40。在该情况下，优选的是，在剥离之前，应当在第二闪烁器25的与传感器部40相对的侧上的端部部分(柱状部12的顶端部)上粘贴由Al、塑料等制成的支持构件(未示出)。因为可以通过该支持构件来保持在柱状晶体12A之间的距离，所以可以防止当从基板剥离传感器部40时通过它们的相互接触而损坏柱状晶体12A。在从传感器部40剥离/除去基板，并且经由粘结层48来将第一闪烁器10和传感器部40粘贴在一起之后，然后，除去支持基板，并且然后通过形成保护膜3以在支持件11上密封第一和第二闪烁器10、25。因此，制造了X射线图像检测设备2。
如上所述，在制造图1中所示的X射线图像检测设备1中不需要用于在剥离基板时单独使用支持构件所需的时间和精力。因此，从这个方面看，在图1中的构成比在图8中的构成更有利。
而且，将在图1和图8中的各个X射线图像检测设备1、2作比较，如图1中所示的结晶度良好的柱状晶体12A的顶端部与传感器部40相对的构成的有利之处在于：应当如何增加在传感器部40附近的主发光区域中的发光量。具体地，因为可以补偿由闪烁器相对于X射线入射平面11A的远距离引起的X射线入射剂量的不足，所以考虑到光电转换性能(在获得发光量的增大的意义上)下述构成是优选的：第二闪烁器20应当形成在支持件11上，使得如图1中所示，在远离X射线入射平面11A的第二闪烁器20中的传感器部40的邻近区域位于柱状晶体12A的顶端部处。
图10示出X射线图像检测设备的又一示例，以解释本发明的实施方式。在X射线图像检测设备3中，与在图8中的X射线图像检测设备2相反，通过气相沉积在传感器部40上形成第一闪烁器15。
在图7A和图7B中的活化剂浓度分布也可以被应用到图10中的X射线图像检测设备3。优选的是，像在图9中的脉冲状活化剂浓度区域RP那样，应当取代在图7A和图7B中的高活化剂浓度区域R1而在第一闪烁器15的传感器部40的附近设置活化剂浓度以脉冲状形式改变的区域。
在关于图8中的X射线图像检测设备2的描述中，通过交换第一闪烁器和第二闪烁器，可以描述在图10中的X射线图像检测设备3的构成及其制造方法。
将图1和图10中的各个X射线图像检测设备1、3作比较，图1的构成有利之处在于：不需要用于剥离基板所需的时间和精力。
而且，将图8和图10中的各个X射线图像检测设备2、3作比较，在图10中直接沉积第一闪烁器10，因此，在位于在第一闪烁器10中的传感器部40附近并且其活化剂浓度较高的部分中的结晶度不好。相反，在图8中在第一闪烁器10中的结晶度良好的柱状晶体的顶端部处的活化剂浓度较高，因此，在图10中的构成的有利之处在于可以改善MTF。
图11示出X射线图像检测设备的又一示例，以解释本发明的实施方式。在X射线图像检测设备4中，将第一和第二闪烁器15、25通过气相沉积形成在传感器部40上。在图7A和图7B中的活化剂浓度分布也可以被应用到该X射线图像检测设备4。优选的是，应当在第一和第二闪烁器15、25中设置在图9中所示的脉冲状活化剂浓度区域RP。
在制造图11中的X射线图像检测设备4中，依序在基板(未示出)上形成传感器部40和第二闪烁器25。然后，优选的是，应当在第二闪烁器25与传感器部40相对的侧上的端部部分(柱状部12的顶端部)上粘贴由Al、塑料等制成的支持板(未示出)以支持柱状晶体12A，然后，应当从基板剥离传感器部40。在剥离基板后，在传感器部40上沉积第一闪烁器15，然后，除去支持构件，然后，通过气相沉积形成保护膜30。因此，制造X射线图像检测设备4。
[6.传感器部的变型]
图12示出可以被在图2中所示的传感器部40替代的另一传感器部140。传感器部140包括：多个TFT 452，其中各个TFT 452被分配至一个像素；以及，多个PD 451，其中两个PD 451分别被布置在TFT452的两侧的厚度方向上，并且通过堆叠PD 451、TFT 452和PD 451来构造传感器部140。因为以这种方式堆叠PD 451和TFT 452，可以缩短在传感器部140的两侧上的第一和第二闪烁器之间的距离。如上所述，在第一和第二闪烁器之间的距离被保持在小于40微米。
在图2的构成中，PD 41和TFT 42被布置在同一平面或基本同一平面上，并且光从第一和第二闪烁器10、20入射到各个PD 41上。相反，在图12的构成中，各个PD 451，451被设置于在TFT 452的两侧上的X射线传播方向上，因此，从第一闪烁器发射的光入射到设置于第一闪烁器侧的一个PD 451上，而从第二闪烁器发射的光入射到另一PD 451上。因为在图12中的PD 451可以比在图2中的PD 41更宽地保持光接收表面，所以可以增加在PD上的入射光量，并且也可以改善光收集效率。
而且，各个PD 451，451在TFT 452侧上具有光反射层451A，因此，可以降低TFT 452的开关噪声。
而且，可以在图2中的传感器部40和在图12中的传感器部140中使用由非晶氧化物半导体(a-IGZO)形成的TFT。a-IGZO在350nm或更大的波长上具有灵敏度，并且a-IGZO在可见光范围内基本不具有灵敏度。因此，可以忽略光反射层。
而且，可以将有机材料用作PD和TFT。图13示出：光电转换元件461，其各自由OPC(有机光电材料)形成；以及，TFT 462，其各自由有机材料形成。在图2中所示的传感器部40也可以被替换为传感器部240，传感器部240具有光电转换元件461和TFT 462。
被用作光电转换元件461和TFT 462的有机材料几乎不引起X射线吸收。因此，可以增加通过光电转换元件461和TFT 462并且到达第二闪烁器的X射线的量。在此，在发射绿色光的CsI:Tl被用作闪烁器，奎纳克林被用作光电转换元件461的OPC，并且TFT的透明有机材料由在例如JP-A-2009-212389中给出的化学式1的酞菁化合物、化学式2的萘酞菁化合物等形成的情况下，即使当不像图13那样不设置光反射层时也几乎不产生TFT的开关噪声。当未设置光反射层时，在一些情况下，从布置在第一闪烁器侧上的光电转换元件461向第二闪烁器侧泄漏光。在该情况下，因为大部分泄漏光入射在与相同像素对应的第二闪烁器侧上的光电转换元件461上，所以不产生问题。
在图13中，图示了将光电转换元件461分别布置在TFT的两侧上的示例。如图2中所示，可以在相同平面或基本相同的平面上布置光电转换元件461和TFT 462。
[7.能量减影摄影板]
顺便提及，可以通过使用两个闪烁器来构造能量减影摄影板。在该情况下，通过对于放射线X的灵敏度(K吸收限和发射波长)相互不同的荧光材料来构造第一和第二闪烁器。具体地，第一闪烁器采集由通过被摄体的放射线中的低能量放射线表示的局部软组织的低电压图像。因此，通过放射吸收率μ在高能量部分没有K吸收边，即放射吸收率μ从不在高能量部分内间断地增加的荧光材料来构造第一闪烁器。而且，第二闪烁器采集由通过被摄体的放射线中的高能量放射线表示的局部硬组织的高电压图像。因此，通过放射吸收率μ在高能量部分中大于在第一闪烁器中使用的荧光材料的放射吸收率μ的荧光材料来构造第二闪烁器。
在此，“局部软组织”包括肌肉、内部器官等，并且表示除了诸如皮质骨和/或松质骨等的骨组织之外的组织。而且，“局部硬组织”被称为硬组织，并且表示诸如皮质骨和/或松质骨等的骨组织。
如果被分别用作第一和第二闪烁器的荧光材料具有对于放射能量相互不同的灵敏度，则可以从通常被用作闪烁器的所有材料适当地选择被分别用作第一和第二闪烁器的荧光材料。例如，可以从以下给出的表1中列出的荧光材料选择所述材料。在该情况下，从使得通过摄影获得的低电压图像和高电压图像之间的区别更清楚的方面看，优选的是，分别被用作第一和第二闪烁器的荧光材料应当不仅在对于放射的灵敏度上相互不同而且在发光颜色上相互不同。
[表1]
Figure BDA0000135615220000271
在此，除了在表1中的荧光材料之外，可以选择CsBr:Eu、ZnS:Cu、Gd2O2S:Eu、Lu2O2S:Tb等。
在该情况下，从可以获得高画面质量的方面看，优选的是，应当从上面选择其构成柱状结构的基质材料由CsI或CsBr形成的荧光材料。具体地，对于使得局部软组织的精细部分能够满意地表示的高画面质量需要低电压图像。因此，更优选的是，第一闪烁器应当由允许第一闪烁器获得柱状结构的荧光材料形成。具体地，当第一闪烁器形成为具有柱状结构时，被第一闪烁器转换的光可以在柱状结构之间的边界处反射的同时传播通过柱状结构，因此可以减少光散射。因此，提高PD 41的接收光量，因此，可以获得高画面质量的低电压图像。
而且，从在不提供吸收具有预定波长的光(屏蔽光)的滤色器的情况下应当在采集的射线图像中不产生噪声的方面看，在除了CsI:Tl、(Zn，Cd)S:Ag、CaWO4:Pb、La2Obr:Tb、ZnS:Ag和CsI:Na的上面的材料中，发射具有不宽并且锐利的波长(发光波长窄)的光的荧光材料是优选的。作为发射具有该锐利波长的光的荧光材料，例如，可以列出：Gd2O2S:Tb和La2O2S:Tb，两者发出绿色光；以及，BaFX:Eu，其发出蓝色光(其中，X表示诸如Br、Cl等的卤族元素)。其中，具体地，作为在第一和第二闪烁器中使用的荧光材料的组合，发出蓝色光的BaFX:Eu和发出绿色光的Gd2O2S:Tb的组合是优选的。
当构造能量减影摄影板时，向在第一和第二闪烁器之间的每个第一和第二闪烁器设置传感器部(例如，PD和TFT)。然后，为了避免混合第一和第二闪烁器分别发射的光的情况，在第一闪烁器的PD和第二闪烁器的PD之间设置了光屏蔽层。
在此，在能量减影摄影板中使用的第一和第二闪烁器中，可以通过设置诸如与活化剂浓度的改变相关的构成的如上构成而实现与如上所述的那些类似的优点。当上面的X射线图像检测设备被构造为能量减影摄影板时，能够以高精度来检测局部软组织的低电压图像和局部硬组织的高电压图像，通过经过被摄体的放射线中的低能量放射线来表示所述局部软组织的低电压图像，并且通过高能量放射线来表示所述局部硬组织的高电压图像。
[8.可用器件材料]
[8-1.OPC(有机光电转换)材料]
例如，可以将在JP-A-2009-32854中公开的任何OPC(有机光电转换)材料用于上述的PD 41(图2)。由OPC材料形成的膜(以下称为OPC膜)可以被用作PD 41的光电导层410。OPC膜包含有机光电转换材料，该有机光电转换材料吸收从闪烁器发射的光，并且产生与吸收的光对应的电荷。因此，包含有机光电转换材料的OPC膜在可见光范围中具有锐利的吸收光谱。除由闪烁器发射的光之外的电磁波几乎不被OPC膜吸收。因此，可以有效地抑制由被OPC膜吸收的诸如X射线的放射线产生的噪声。
优选的是，形成OPC膜的有机光电转换材料的吸收峰值波长更接近由闪烁器发射的光的峰值波长，以更有效地吸收由闪烁器发射的光。理想地，有机光电转换材料的吸收峰值波长与由闪烁器发射的光的峰值波长一致。然而，如果在有机光电转换材料的吸收峰值波长和由闪烁器发射的光的峰值波长之间的差较小，则可以令人满意地吸收由闪烁器发射的光。具体地，在有机光电转换材料的吸收峰值波长与响应于放射线的由闪烁器发射的光的峰值波长之间的差优选不大于10nm、更优选不大于5nm。
可以满足这样的条件的有机光电转换材料的示例包括基于亚芳基的有机化合物、基于喹吖啶酮的有机化合物和基于酞菁的有机化合物。例如，在可见光范围内喹吖啶酮的吸收峰值波长是560nm。因此，当喹吖啶酮被用作有机光电转换材料并且CsI(Tl)被用作荧光材料时，上述峰值波长的差可以被设置在5nm内，使得在OPC膜中产生的电荷的量可以被基本上增加到最大。
在PD 41的偏压电极和电荷收集电极之间设置的有机层的至少一部分可以由OPC膜形成。更具体地，有机层可以由下述各部分的堆叠或混合形成：用于吸收电磁波的部分、光电转换部分、电子传输部分、电子空穴传输部分、电子阻挡部分、电子空穴阻挡部分、结晶防止部分、电极、层间接触改善部分等。
优选的是，有机层包含有机p型化合物或有机n型化合物。有机p型半导体(化合物)是主要由电子空穴传输有机化合物代表的施主型有机半导体(化合物)，是指具有容易供予电子的特性的有机化合物。更详细地，在彼此接触地使用的两种有机材料中，具有较低电离势的一种被称为施主型有机化合物。因此，任何有机化合物可以被用作施主型有机化合物，只要该有机化合物具有供予电子的特性。可以使用的施主型有机化合物的示例包括三芳胺化合物、联苯胺化合物、吡唑啉化合物、苯乙烯胺化合物、腙化合物、三苯甲烷化合物、咔唑化合物、聚硅烷化合物、噻吩化合物、酞菁化合物、花菁化合物、部花菁化合物、氧杂菁(oxonol)化合物、聚胺化合物、吲哚化合物、吡咯化合物、吡唑化合物，聚芳撑化合物、稠合芳香碳环化合物(萘衍生物、蒽衍生物、菲衍生物、丁省衍生物、芘衍生物、苝衍生物、荧蒽衍生物)、具有含氮杂环化合物作为配体的金属络合物等。施主型有机半导体不限于此，但是具有比作为n型(受主型)化合物的有机化合物低的电离势的任何有机化合物可以被用作施主型有机半导体。
n型有机半导体(化合物)是主要由电子传输有机化合物代表的受主型有机半导体(化合物)，是指具有容易接受电子的特性的有机化合物。更具体地，当彼此接触地使用两种有机化合物时，两种有机化合物中具有较高电子亲和力的一种有机化合物是受主型有机化合物，因此，任何有机化合物可以被用作受主型有机化合物，只要该有机化合物具有接受电子的特性。其示例包括稠合芳香碳环化合物(萘衍生物、蒽衍生物、菲衍生物、丁省衍生物、芘衍生物、苝衍生物、荧蒽衍生物)、包含氮原子、氧原子或硫原子的5至7元杂环化合物(例如，吡啶、吡嗪、嘧啶、哒嗪、三嗪、喹啉、喹喔啉、喹唑啉、酞嗪、噌啉、异喹啉、蝶啶、吖啶、吩嗪、邻二氮杂菲、四唑、吡唑、咪唑、噻唑、
Figure BDA0000135615220000311
唑、吲唑、苯并咪唑、苯并三唑、苯并唑、苯并噻唑、咔唑、嘌呤、三唑并哒嗪、三唑并嘧啶、四氮杂茚、
Figure BDA0000135615220000313
二唑、咪唑并吡啶、吡咯烷、吡咯并吡啶、噻二唑并吡啶、二苯并吖庚因、三苯并吖庚因等)、聚芳撑化合物、芴化合物、环戊二烯化合物、甲硅烷基化合物和具有含氮杂环化合物作为配体的金属络合物。受主型有机半导体不限于此。任何有机化合物可以被用作受主型有机半导体，只要该有机化合物具有比被用作施主型有机化合物高的电子亲和力。
关于p型有机染料或n型有机染料，可以使用任何已知的染料。其优选的示例包括花菁染料、苯乙烯染料、半花菁染料、部花菁染料(包括零次甲基部花菁(简单的部花菁))、三核部花菁染料、四核部花菁染料、罗丹花菁(rhodacyanine)染料、复合花菁染料、复合部花菁染料、alopolar染料、氧杂菁染料、半氧杂菁(hemioxonol)染料、方酸染料、克酮酸
Figure BDA0000135615220000315
染料、氦杂次甲基染料、香豆素染料、亚芳基染料、蒽醌染料、三苯甲烷染料、偶氮染料、偶氮甲碱染料、螺环化合物、金属茂染料、芴酮染料、flugide染料、苝染料、吩嗪染料、吩噻嗪染料、醌染料、靛青染料、二苯甲烷染料、多烯染料、吖啶染料、吖啶酮染料、二苯胺染料、喹吖啶酮染料、喹酞酮染料、吩
Figure BDA0000135615220000316
嗪染料、酞苝(phthaloperylene)染料、卟啉染料、叶绿素染料、酞菁染料、金属络合物染料和稠合芳香碳环染料(萘衍生物、蒽衍生物、菲衍生物、丁省衍生物、芘衍生物、苝衍生物、荧蒽衍生物)。
可以优选地使用在一对电极之间具有p型半导体层和n型半导体层的光电转换膜(光敏层)，该p型半导体和n型半导体的至少一个是有机半导体，并且其中，将包括该p型半导体和n型半导体的本体异质结结构层设置为在那些半导体层之间的中间层。在该光电转换膜中包括的本体异质结结构层可以弥补有机层的载流子扩散长度较短的缺陷。因此，可以改善光电转换效率。在JP-A-2005-303266中详细描述了该本体异质结结构层。
优选的是，考虑到来自闪烁器的光的吸收，光电转换膜较厚。考虑到对于电荷的分离作出任何贡献的比率，光电转换膜优选不薄于30nm并且不厚于300nm，并且更优选不薄于50nm并且不厚于250nm，特别优选不薄于80nm并且不厚于200nm。
对于关于上述OPC膜的任何其他构成，例如，参考在JP-A-2009-32854中的说明。
[8-2.有机TFT(薄膜晶体管)]
虽然无机材料经常用于上述的TFT 42，但是也可以使用有机材料，例如，如在JP-A-2009-212389中所公开。有机TFT可以具有任何类型的结构，但是场效应晶体管(FET)结构是最优选的。在FET结构中，在底层中布置基板，并且，在基板的上表面上部分地设置栅极电极。设置了绝缘层以覆盖电极并且在除电极外的部分中接触基板。此外，在绝缘层的上表面上设置半导体有源层，并且，在半导体有源层的上表面的一部分上并且彼此相距一定距离地布置源极电极和漏极电极。这种构成被称为顶部接触类型器件。也可以优选地使用底部接触类型器件，其中，在半导体有源层下布置源极电极和漏极电极。另外，可以使用垂直晶体管结构，其中，载流子在有机半导体膜的厚度方向上流动。
(半导体有源层)
p型有机半导体材料被用作半导体有源层的材料。p型有机半导体材料基本上是无色和透明的。例如，可以通过触针厚度测量仪测量有机半导体薄膜的厚度。可以制造具有不同厚度的多个薄膜，并且，可以测量它们的吸收光谱，使得可以通过基于校准曲线的转换来获得每30nm膜厚度的最大吸收率。
在此提及的有机半导体材料是示出作为半导体的属性的有机材料。有机半导体材料的示例包括：p型有机半导体材料(或被简称为p型材料或电子空穴传输材料)，其传导作为载流子的电子空穴(空穴)；以及，n型有机半导体材料(或被简称为n型材料或电子传输材料)，其与由无机材料形成的半导体类似地传导作为载流子的电子。在有机半导体材料中，许多p型材料通常示出良好的属性。另外，p型晶体管通常作为在空气下的晶体管在操作稳定性上优异。在此，将进行关于p型有机半导体材料的说明。
有机薄膜晶体管的属性之一是载流子迁移率(也被简称为迁移率)μ，μ指示在有机半导体层中的载流子的迁移率。虽然优选的迁移率根据应用来改变，但是通常优选较高的迁移率。迁移率优选不小于1.0*10-7cm2/Vs，更优选不小于1.0*10-6cm2/Vs，进一步优选不小于1.0*10-5cm2/Vs。当制造场效应晶体管(FET)器件时通过属性或TOF(飞行时间)测量来获得迁移率。
p型有机半导体材料可以是低分子量材料或高分子量材料，但是优选是低分子量材料。因为下述原因，许多低分子量材料通常示出优异的属性：在高度纯化上的容易性，这是因为可以对其应用各种精制处理，诸如升华精制、重结晶、柱色谱法等；或者，因为低分子量材料具有固定的分子结构而易于形成高度有序的晶体结构。低分子量材料的分子量优选不小于100和不大于5,000，更优选不小于150并且不大于3,000，进一步优选不小于200并且不大于2,000。
将示出这种p型有机半导体材料的优选具体示例。Bu表示丁基，Pr表示丙基，Et表示乙基，并且Ph表示苯基。
[化学品1]
[1]
Figure BDA0000135615220000341
化合物1至15    化合物16至20
  化合物   M   R   n   R’   R”
  1   Si   OSi(n-Bu)3   2   H   H
  2   Si   OSi(i-Pr)3   2   H   H
  3   Si   OSi(OEt)3   2   H   H
  4   Si   OSiPh3   2   H   H
  5   Si   O(n-C8H17)   2   H   H
  7   Ge   OSi(n-Bu)3   2   H   H
  8   Sn   OSi(n-Bu)3   2   H   H
  9   Al   OSi(n-C6H13)3   1   H   H
  10   Ga   OSi(n-C6H13)3   1   H   H
  11   Cu   -   -   O(n-Bu)   H
  12   Ni   -   -   O(n-Bu)   H
  13   Zn   -   -   H   t-Bu
  14   V＝O   -   -   H   t-Bu
  15   H2   -   -   H   t-Bu
  16   Si   OSiEt3   2   -   -
  17   Ge   OSiEt3   2   -   -
  18   Sn   OSiEt3   2   -   -
  19   Al   OSiEt3   1   -   -
  20   Ga   OSiEt3   1   -   -
(半导体有源层之外的器件构成材料)
下面将对有机薄膜晶体管中的半导体有源层之外的器件构成材料进行描述。那些材料的每种的可见光或红外线透射率优选不低于60％，更优选不低于70％，进一步优选不低于80％。
只要具有所需的平滑度，对基板没有特别的限制。基板的示例包括玻璃、石英、透光塑料膜等。透光塑料膜的示例包括膜等，所述膜等由如下物质制成：聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚萘二甲酸乙二醇酯(PEN)、聚醚砜(PES)、聚醚酰亚胺、聚醚醚酮、聚苯硫醚、聚烯丙基化物(polyalylate)、聚酰亚胺、聚碳酸酯(PC)、三醋酸纤维素(TAC)、醋酸丙酸纤维素(CAP)等。另外，可以在这些塑料膜中包含任何有机或无机填料。可以优选地将由芳族聚酰胺、生物纳米纤维等形成的柔性基板用作基板。
如果具有所需的导电性，则不特别限制形成栅极电极、源极电极或漏极电极的材料。其示例包括：导电氧化物，诸如ITO(掺杂铟的氧化锡)、IZO(掺杂铟的氧化锌)、SnO2、ATO(掺杂锑的氧化锡)、ZnO、AZO(掺杂铝的氧化锌)、GZO(掺杂镓的氧化锌)、TiO2、FTO(掺杂氟的氧化锡)等；导电聚合物，诸如PEDOT/PSS(聚(3，4-亚乙基二氧噻吩)/聚磺苯乙烯)；诸如碳纳米管的碳材料；等。这些电极材料例如可以通过诸如真空沉积、溅射、溶液涂布方法等形成为膜。
只要具有所需的绝缘效果，用于绝缘层的材料没有特别限制。其示例包括：无机材料，诸如二氧化硅、氮化硅、氧化铝等；以及，有机材料，诸如聚酯(PEN(聚萘二甲酸乙二醇酯)、PET(聚对苯二甲酸乙二醇酯)等)、聚碳酸酯、聚酰亚胺、聚酰胺、聚丙烯酸酯、环氧树脂、聚对苯二亚甲基树脂、酚醛树脂、PVA(聚乙烯醇)、PS(聚苯乙烯)等。这些绝缘膜材料可以例如通过诸如真空沉积、溅射、溶液涂布方法等形成为膜。
对于关于上述有机TFT的任何其他构成，例如，参考在JP-A-2009-212389中的说明。
[8-3.非晶氧化物半导体]
例如，在JP-A-2010-186860中公开的非晶氧化物可以用于上述的TFT 42。在此，将进行关于在JP-A-2010-186860中公开的包含FET晶体管的有源层的非晶氧化物的说明。有源层作为其中电子或空穴移动的FET晶体管的沟道层。
有源层具有包含非晶氧化物半导体的构成。非晶氧化物半导体可以在低温下形成为膜。因此，优选将非晶氧化物半导体形成在柔性基板上。
用于有源层的非晶氧化物半导体优选是包含选自In、Sn、Zn和Cd的元素的至少一种的非晶氧化物，更优选是包含选自In、Sn和Zn的元素的至少一种的非晶氧化物，进一步优选是包含选自In和Zn的元素的至少一种的非晶氧化物。
用于有源层的非晶氧化物的具体示例包括In2O3、ZnO、SnO2、CdO、铟锌氧化物(IZO)、铟锡氧化物(ITO)、镓锌氧化物(GZO)、铟镓氧化物(IGO)和铟镓锌氧化物(IGZO)。
优选的是，以有机半导体的多晶烧结为目标的气相膜形成方法被用作用于形成有源层的方法。在气相膜形成方法中，优选溅射方法或脉冲激光沉积(PLD)方法。此外，从大量生产的方面看，优选溅射方法。例如，使用受控的真空度和受控的氧气流速通过RF磁控溅射沉积方法来形成有源层。
通过公知的X射线衍射方法，确定因此形成的有源层是非晶膜。通过RBS(拉塞福反向散射光谱)方法来获得有源层的组成比。
另外，有源层的导电率优选小于102Scm-1且不小于10-4Scm-1，更优选小于102Scm-1且不小于10-1Scm-1。用于调整有源层的导电率的方法的示例包括已知的使用氧缺陷的调整方法、使用组成比的调整方法、使用杂质的调整方法和使用氧化物半导体材料的调整方法。
对于关于上述非晶氧化物的任何其他构成，例如，参考在JP-A-2010-186860中的说明。
[8-4.柔性材料]
可以考虑，在放射图像检测设备中使用芳族聚酰胺、生物纳米纤维等，其具有不能在现有玻璃或塑料中获得的诸如柔性、低热膨胀和高强度的性能。
(1)芳族聚酰胺
由作为柔性材料的芳族聚酰胺形成的膜(或片或基板)可以被用作支持件101、控制模块的电路板等。芳族聚酰胺材料具有：示出315℃的玻璃化转变温度的高耐热性；示出10GPa的杨氏模量的高硬度；以及，示出-3至5ppm/℃的热膨胀系数的高尺寸稳定性。因此，与使用一般树脂膜的情况相比，当使用由芳族聚酰胺制成的膜时，可能容易地形成半导体层或闪烁器的高质量膜。另外，因为芳族聚酰胺材料的高耐热性，所以可以在高温下固化透明电极材料，以具有低电阻。而且，还可以对IC的自动安装进行处理，包括焊料回流步骤。此外，因为芳族聚酰胺材料具有接近ITO(铟锡氧化物)的热膨胀系数，因此气体阻挡膜或玻璃基板，制造后的翘曲较小。另外，破裂很少出现。在此，考虑到降低环境负荷，优选的是，使用不包含卤素的无卤素(符合JPCA-ES01-2003的要求)芳族聚酰胺材料。
芳族聚酰胺膜可以与玻璃基板或PET基板层叠，或可以被粘贴到器件的外壳上。
芳族聚酰胺的高分子间内聚力(氢键结合力)导致对于溶剂的低溶解性。当通过分子设计来解决低溶解性的问题时，可以优选使用容易形成为无色和透明薄膜的芳族聚酰胺材料。因为用于控制单体单元的秩序性和在芳环上的取代基种类和位置的分子设计，可以使用被保持为具有高度线性的杆状形状的分子结构来获得具有良好的溶解性的容易形成，所述高度线性导致芳族聚酰胺材料的高硬度或尺寸稳定性。因为该分子设计，也可以实现无卤素。
另外，可以优选使用具有在膜的平面内方向上的优化特性的芳族聚酰胺材料。根据在模铸期间持续改变的芳族聚酰胺膜的强度在溶液模铸、垂直拉伸和水平拉伸的每一个步骤中控制张力条件。因为张力条件的控制，可以平衡具有高度线性的杆状分子结构的芳族聚酰胺膜的平面内特性，高度线性导致容易出现各向异性物质性。
具体地，在溶液模铸步骤中，控制溶剂的干燥速度使得平面中厚度方向的物质性为各向同性，并且优化包括溶剂的膜的强度和从模铸鼓的剥离强度。在垂直拉伸步骤中，根据在拉伸期间持续改变的膜强度和溶剂的残余量来精确地控制拉伸条件。在水平拉伸中，根据由于加热导致改变的膜强度上的变化来控制水平拉伸条件，并且控制水平拉伸条件以释放膜的残余应力。通过使用这种芳族聚酰胺材料，解决了在模铸后的芳族聚酰胺膜可能卷曲的问题。
在用于容易模铸的构思和用于平衡膜平面内特性的构思的每一个中，可以保持芳族聚酰胺特有的高线性的杆状分子结构，以保持低的热膨胀系数。当改变在膜形成期间的拉伸条件时，可以进一步减小热膨胀系数。
(2)生物纳米纤维
相对于光的波长足够小的部件不产生光的散射。因此，在支持件101、控制模块的电路板等中可以优选使用由纳米纤维加强的柔性塑料材料等。在纳米纤维中，可以优选使用细菌纤维素和透明树脂的复合材料(有时被称为生物纳米纤维)。通过细菌(木醋酸菌)来产生细菌纤维素。细菌纤维素具有50nm的纤维素微纤丝束宽度，约为可见光波长的1/10。另外，细菌纤维素的特征是高强度、高弹性和低热膨胀。
当细菌纤维素片用诸如丙烯酸树脂或环氧树脂的透明树脂浸透并且被硬化时，可以获得透明生物纳米纤维，该透明生物纳米纤维在具有大约60至70％的高纤维比的同时显示在500nm的波长中大约90％的透光率。通过该生物纳米纤维，可以获得与硅晶体一样低的热膨胀系数(大约3至7ppm)、与钢一样高的强度(大约460MPa)以及高弹性(大约30GPa)。
对于关于上述生物纳米纤维的构成，例如，参考在JP-A-2008-34556中的说明。
在诸如医学X射线成像系统的各种系统中可以包括和使用上述的X射线图像检测设备1。具体地，可以优选地在使用低放射剂量检测鲜锐图像所需的乳房X线照像设备中使用具有高灵敏度和高清晰度的、在该示例中的X射线图像检测设备1。
除了医学X射线成像系统之外，例如，X射线图像检测设备1也适用于用于无损检查的工业X射线成像系统或用于检测除电磁波之外的粒子射线(α射线、β射线和γ射线)的系统。X射线图像检测设备1具有宽范围的应用。
[9.说明书的公开]
公开了一种放射图像检测设备，其包括：两个闪烁器，其将辐射的放射线转换为光；以及，布置在两个闪烁器之间的光电检测器，其检测由两个闪烁器转换为电信号的光；其中：在两个闪烁器中的至少在放射线入射侧上布置的闪烁器中在所述光电检测器附近的活化剂浓度相对高于所述闪烁器中与光电检测器侧相对的侧上的活化剂浓度。
另外，公开了一种放射图像检测设备，其包括：两个闪烁器，其将辐射的放射线转换为光；以及，布置在两个闪烁器之间的光电检测器，其将由两个闪烁器转换的光检测为电信号；其中：两个闪烁器中的至少一个闪烁器中在所述光电检测器附近的活化剂浓度在放射线传播方向上在高浓度和低浓度之间重复地改变。
在所述放射图像检测设备中，可以将所述光电检测器形成在基板上，然后从所述基板剥离。
在所述放射图像检测设备中，在两个闪烁器的相对表面之间的距离可以小于40微米。
在所述放射图像检测设备中，可以通过堆叠光电层和薄膜开关元件或平面地布置所述光电层和所述薄膜开关元件来构造所述光电检测器，所述光电层当接收光时显示导电性，所述薄膜开关元件用于从所述光电层提取电荷。
在所述放射图像检测设备中，所述光电层和是薄膜开关元件的至少一种可以由有机材料形成。
在所述放射图像检测设备中，第一和第二闪烁器各自可以包括由柱状晶体组形成的柱状部，其中，相应的荧光材料的晶体已经生长为柱状形状。
在所述放射图像检测设备中，所述第一和第二闪烁器的至少一个可以包括在所述柱状部的与光电检测器侧相对的侧上形成的非柱状部。
在所述放射图像检测设备中，所述第一和第二闪烁器之一的荧光材料的基质材料可以是CsI，并且其活化剂可以是Tl。
在所述放射图像检测设备中，可以通过对于所述放射线的灵敏度相互不同的荧光材料来构造所述第一和第二闪烁器。
在所述放射图像检测设备中，所述第一和第二闪烁器的荧光材料可以在发光颜色上相互不同。
在所述放射图像检测设备中，所述第一和第二闪烁器之一的荧光材料的基质材料可以是BaFX，并且其活化剂可以是Eu。
在所述放射图像检测设备中，所述第一和第二闪烁器的另一个的荧光材料的基质材料可以是Gd2O2S，并且其活化剂可以是Tb。
在所述放射图像检测设备中，所述光电检测器可以包括与第一和第二闪烁器对应的第一和第二光电检测器。
另外，公开了一种用于制造放射图像检测设备的方法，该方法包括：在基板上形成光电检测器；并且，从所述光电检测器剥离所述基板。
在制造放射图像检测设备的方法中，所述方法可以还包括：在所述基板上形成所述光电检测器并且将所述第一和第二闪烁器之一与所述光电检测器粘贴在一起后，从所述光电检测器剥离所述基板。
在制造放射图像检测设备的方法中，所述方法可以还包括：分别在分离的支持件上形成所述第一和第二闪烁器；并且，在将所述第一和第二闪烁器之一与所述光电检测器粘贴在一起之后，从所述光电检测器剥离所述基板，并且将所述光电检测器与所述第一和第二闪烁器的另一个粘贴在一起。
在制造放射图像检测设备的方法中，所述方法可以还包括：将所述光电检测器以及所述第一和第二闪烁器之一以此顺序形成在所述基板上；将支持构件与所述闪烁器之一的与所述光电检测器侧相对的侧粘贴在一起后，从所述光电检测器剥离所述基板；以及，在所述光电检测器上形成所述第一和第二闪烁器的另一个。
在制造放射图像检测设备的方法中，所述方法可以还包括：将所述光电检测器以及所述第一和第二闪烁器之一以此顺序形成在所述基板上；将支持构件粘贴到所述闪烁器之一的与光电检测器侧相对的侧上，然后从所述光电检测器剥离所述基板；以及，在所述光电检测器上形成所述第一和第二闪烁器的另一个。

Claims (19)

1.一种放射图像检测设备，其包括：
两个闪烁器，其将辐射的放射线转换为光；以及
布置在两个闪烁器之间的光电检测器，其将由两个闪烁器转换的光检测为电信号；其中：
两个闪烁器中的至少在放射线入射侧上布置的闪烁器中在所述光电检测器附近的活化剂浓度相对高于该闪烁器中在与光电检测器侧相对的侧上的活化剂浓度。
2.一种放射图像检测设备，其包括：
两个闪烁器，其将辐射的放射线转换为光；以及
布置在两个闪烁器之间的光电检测器，其将由两个闪烁器转换的光检测为电信号；其中：
两个闪烁器中的至少一个闪烁器中在所述光电检测器附近的活化剂浓度在放射线传播方向上在高浓度和低浓度之间重复地改变。
3.根据权利要求1或2所述的放射图像检测设备，其中：
将所述光电检测器形成在基板上，然后从所述基板剥离。
4.根据权利要求3所述的放射图像检测设备，其中：
在两个闪烁器的相对表面之间的距离小于40微米。
5.根据权利要求1或2所述的放射图像检测设备，其中：
通过堆叠光电层和薄膜开关元件或平面地布置所述光电层和所述薄膜开关元件来构造所述光电检测器，所述光电层当接收光时显示导电性，所述薄膜开关元件用于从所述光电层提取电荷。
6.根据权利要求5所述的放射图像检测设备，其中：
所述光电层和薄膜开关元件的至少一种由有机材料形成。
7.根据权利要求1或2所述的放射图像检测设备，其中：
第一和第二闪烁器各自包括由其中相应的荧光材料的晶体已经生长为柱状形状的柱状晶体组形成的柱状部。
8.根据权利要求7所述的放射图像检测设备，其中：
所述第一和第二闪烁器的至少一个包括在所述柱状部的与光电检测器侧相对的侧上形成的非柱状部。
9.根据权利要求1或2所述的放射图像检测设备，其中：
所述第一和第二闪烁器之一的荧光材料的基质材料是CsI，并且其活化剂是Tl。
10.根据权利要求1或2所述的放射图像检测设备，其中：
通过对于所述放射线的灵敏度相互不同的荧光材料来构造所述第一和第二闪烁器。
11.根据权利要求10所述的放射图像检测设备，其中：
所述第一和第二闪烁器的荧光材料在发光颜色上相互不同。
12.根据权利要求1或2所述的放射图像检测设备，其中：
所述第一和第二闪烁器之一的荧光材料的基质材料是BaFX，并且其活化剂是Eu。
13.根据权利要求12所述的放射图像检测设备，其中：
所述第一和第二闪烁器的另一个的荧光材料的基质材料是Gd2O2S，并且其活化剂是Tb。
14.根据权利要求12所述的放射图像检测设备，其中：
所述光电检测器包括与第一和第二闪烁器对应的第一和第二光电检测器。
15.一种用于制造根据权利要求1至9中的任一项所述的放射图像检测设备的方法，所述方法包括：
在基板上形成所述光电检测器；以及
从所述光电检测器剥离所述基板。
16.根据权利要求15所述的用于制造放射图像检测设备的方法，所述方法还包括：
在所述基板上形成所述光电检测器并且将所述第一和第二闪烁器之一与所述光电检测器粘贴在一起之后，从所述光电检测器剥离所述基板。
17.根据权利要求15所述的用于制造放射图像检测设备的方法，所述方法还包括：
分别在分离的支持件上形成所述第一和第二闪烁器；
在将所述第一和第二闪烁器之一与所述光电检测器粘贴在一起之后，从所述光电检测器剥离所述基板，并且将所述光电检测器与所述第一和第二闪烁器的另一个粘贴在一起。
18.根据权利要求15所述的用于制造放射图像检测设备的方法，所述方法还包括：
将所述光电检测器以及所述第一和第二闪烁器之一以此顺序形成在所述基板上；
将支持构件与所述闪烁器之一的与所述光电检测器侧相对的侧粘贴在一起后，从所述光电检测器剥离所述基板；以及
在所述光电检测器上形成所述第一和第二闪烁器的另一个。
19.根据权利要求15所述的用于制造放射图像检测设备的方法，所述方法还包括：
将所述光电检测器与所述第一和第二闪烁器之一以此顺序形成在所述基板上；
将支持构件粘贴到所述闪烁器之一的与所述光电检测器侧相对的侧上，然后从所述光电检测器剥离所述基板；以及
在所述光电检测器上形成所述第一和第二闪烁器的另一个。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110231649A (zh) * 2018-03-06 2019-09-13 富士胶片株式会社 放射线图像检测装置
CN113167914A (zh) * 2018-11-22 2021-07-23 富士胶片株式会社 放射线检测器、放射线图像摄影装置及制造方法

Families Citing this family (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9012857B2 (en) * 2012-05-07 2015-04-21 Koninklijke Philips N.V. Multi-layer horizontal computed tomography (CT) detector array with at least one thin photosensor array layer disposed between at least two scintillator array layers
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
JP6072232B2 (ja) * 2013-04-15 2017-02-01 東芝電子管デバイス株式会社 シンチレータパネルおよびその製造方法並びに放射線検出器およびその製造方法
US20140374608A1 (en) * 2013-06-19 2014-12-25 Canon Kabushiki Kaisha Radiation detection apparatus and method of manufacturing the same
JP2015049123A (ja) * 2013-08-30 2015-03-16 株式会社東芝 検出器モジュール製造方法、検出器モジュール及び医用画像診断装置
JP2015049127A (ja) * 2013-08-30 2015-03-16 株式会社東芝 検出器モジュール製造方法、検出器モジュール及び医用画像診断装置
EP3084477B1 (en) * 2013-12-17 2020-05-20 Agfa Nv Radiography flat panel detector having a low weight x-ray shield and the method of production thereof
US10712454B2 (en) * 2014-07-25 2020-07-14 General Electric Company X-ray detectors supported on a substrate having a metal barrier
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
JP6580940B2 (ja) * 2015-10-20 2019-09-25 キヤノン電子管デバイス株式会社 シンチレータパネルおよびその製造方法
EP3226038B1 (en) * 2016-03-28 2020-05-06 Canon Kabushiki Kaisha Radiation detection apparatus and radiation imaging system
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
CN109863599A (zh) 2016-11-30 2019-06-07 纽约州州立大学研究基金会 混合有源矩阵平板检测器系统和方法
JP7167060B2 (ja) * 2017-05-01 2022-11-08 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 多層検出器
US11000701B2 (en) * 2017-08-01 2021-05-11 Varex Imaging Corporation Dual-layer detector for soft tissue motion tracking
CN111433864A (zh) * 2017-08-03 2020-07-17 纽约州州立大学研究基金会 利用不对称反射屏的双屏数字射线造影
JP2019035703A (ja) * 2017-08-21 2019-03-07 株式会社東芝 放射線検出器、および放射線検出装置
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
JP6975079B2 (ja) * 2018-03-15 2021-12-01 株式会社東芝 放射線検出器
WO2019210247A1 (en) 2018-04-26 2019-10-31 Varian Medical Systems, Inc. Imaging devices
JP7160572B2 (ja) * 2018-06-15 2022-10-25 株式会社日立製作所 放射線モニタ
JP2020032021A (ja) * 2018-08-31 2020-03-05 キヤノン株式会社 放射線検出装置
EP3835829A1 (en) * 2019-12-09 2021-06-16 Koninklijke Philips N.V. X-ray detector
KR20230004217A (ko) * 2021-06-30 2023-01-06 (주)에이투테크 엑스선을 이용한 컬러 영상 획득 장치

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008051793A (ja) * 2006-03-02 2008-03-06 Canon Inc 放射線検出装置及びシンチレータパネル
CN101561505A (zh) * 2008-04-14 2009-10-21 卡尔斯特里姆保健公司 双屏数字x射线照相的成像检测器阵列
US20100117006A1 (en) * 2007-04-05 2010-05-13 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. Scintillator panel

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
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
JP2005172511A (ja) * 2003-12-09 2005-06-30 Canon Inc 放射線検出装置、その製造方法、および放射線撮像システム
US7745798B2 (en) 2005-11-15 2010-06-29 Fujifilm Corporation Dual-phosphor flat panel radiation detector
JP5129473B2 (ja) * 2005-11-15 2013-01-30 富士フイルム株式会社 放射線検出器
WO2010050358A1 (ja) * 2008-10-28 2010-05-06 コニカミノルタエムジー株式会社 シンチレータパネル、放射線検出装置及びそれらの製造方法
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

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008051793A (ja) * 2006-03-02 2008-03-06 Canon Inc 放射線検出装置及びシンチレータパネル
US20100117006A1 (en) * 2007-04-05 2010-05-13 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. Scintillator panel
CN101561505A (zh) * 2008-04-14 2009-10-21 卡尔斯特里姆保健公司 双屏数字x射线照相的成像检测器阵列

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110231649A (zh) * 2018-03-06 2019-09-13 富士胶片株式会社 放射线图像检测装置
CN113167914A (zh) * 2018-11-22 2021-07-23 富士胶片株式会社 放射线检测器、放射线图像摄影装置及制造方法

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Publication number Publication date
JP2012168009A (ja) 2012-09-06
US8525121B2 (en) 2013-09-03
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CN102670221B (zh) 2016-08-10

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