CN103026262A - 放射线检测器 - Google Patents

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Abstract

本发明公开一种能够增加光电转换层受光的受光量的放射线检测器，其具备：闪烁器层，其构成为混合第一荧光材料与第二荧光材料而形成为单层，所述第一荧光材料主要感应第一能量的放射线并将放射线转换为第一波长的光，所述第二荧光材料主要感应第二能量的放射线并将放射线转换为第二波长的光；第一光电转换层，其配置于比闪烁器层更靠放射线的照射面侧，由第一有机材料构成，比起第二波长的光而更多地吸收第一波长的光并将其转换为电荷；以及第二光电转换层，其由与第一有机材料不同的第二有机材料构成，比起第一波长的光而更多地吸收第二波长的光并将其转换为电荷。

Description

放射线检测器
技术领域
本发明涉及放射线检测器。
背景技术
近年来，能够在TFT(Thin film transistor)有源矩阵基板上配置X射线感应层并将X射线信息直接转换为数字数据的FPD(flat panel detector)等放射线检测器被实用化。该放射线检测器与现有的成像板相比，具有能够即时地确认图像、也能够确认动画的优点，因此被迅速普及。
此类放射线检测器提出有各种类型的方案，例如具有：利用半导体层将X射线直接转换为电荷而进行积蓄的直接转换方式；以及先利用CsI:Tl、GOS(Gd2O2S:Tb)等闪烁器(波长转换部)将X射线转换为光，并利用光电二极管等光检测传感器将转换了的光转换为电荷而进行积蓄的间接转换方式。
然而，众所周知有如下的技术：在放射线图像的拍摄过程中，利用不同的管电压对被拍摄体的相同的部位进行拍摄，并进行对由在各管电压下的拍摄而得到的放射线图像附加权重而计算差分的图像处理(以下，称作“减法图像处理”)，由此得到对与图像中的骨部等硬部组织对应的图像部、以及与软部组织对应的图像部的一方进行强调并除去另一方的放射线图像(以下，称作“能量减法图像”)。例如，当使用与胸部的软部组织对应的能量减法图像时，能够观察到被肋骨所隐藏的病变，从而能够提高诊断性能。
然而，在改变管电压而进行拍摄的情况下，由于放射线的照射为两次，因此当被拍摄体存在移动等时，可能不能得到诊断性能良好的图像。
因此，在专利文献1(日本特表2009-511871号公报)中公开有一种放射线检测器，该放射线检测器通过照射一次放射线，能够得到透过被拍摄体的放射线中的低能量的放射线所表现的软部组织的图像(以下，称为低压图像)、以及高能量的放射线所表现的硬部组织的图像(以下，称为高压图像)这两种放射线图像。
具体而言，该放射线检测器构成为依次层叠有：吸收放射线并将其转换为第一波长的光的第一闪烁器层；吸收放射线并将其转换为第二波长的光的第二闪烁器层；不响应第一波长的光而响应第二波长的光(光电转换)的第一光电转换层；以及不响应第二波长的光而响应第一波长的光(光电转换)的第二光电转换层。
发明内容
发明要解决的问题
然而，在专利文献1的结构中，由于在第一闪烁器层侧具有放射线灵敏度面，因此照射的放射线从放射线灵敏度面依次透过第一闪烁器层、第二闪烁器层、第一光电转换层、以及第二光电转换层。因此，从在第一闪烁器层之中主要吸收放射线而进行发光的放射线灵敏度面侧的闪烁器部分到第一光电转换层之间的距离，约为第一闪烁器层的厚度的量与第二闪烁器层的厚度的量的合计距离，随着该距离变长，第一光电转换层中的从第一闪烁器层发出的光的受光量减少。并且，在第二光电转换层中也产生相同的问题。如此，如果第一光电转换层以及第二光电转换层的受光量减少，则拍摄得到的放射线图像的画质恶化。
本发明是鉴于上述情况而完成的，其目的在于提供一种能够增加光电转换层所受光的受光量的放射线检测器。
用于解决问题的手段
本发明的第一方式所涉及的放射线检测器层叠具备：闪烁器层，其构成为将第一荧光材料与第二荧光材料分层、或混合而形成为单层，所述第一荧光材料主要感应照射的放射线中的第一能量的放射线并将所述放射线转换为第一波长的光，所述第二荧光材料主要感应所述放射线中的与所述第一能量不同的第二能量的放射线并将所述放射线转换为与所述第一波长不同的第二波长的光；第一光电转换层，其配置于比含有所述第一荧光材料的所述闪烁器层更靠所述放射线的照射侧，由第一有机材料、或者所述放射线的吸收波长段比所述第一有机材料更宽的无机材料构成，至少吸收所述第一波长的光并将其转换为电荷；第二光电转换层，其由与所述第一有机材料不同的第二有机材料构成，比起所述第一波长的光而更多地吸收所述第二波长的光并将其转换为电荷；以及一张或者两张的基板，其形成有读出由所述第一光电转换层以及所述第二光电转换层产生的电荷的晶体管。
根据该结构，当照射透过了被拍摄体的放射线时，首先，闪烁器层的第一荧光材料主要感应照射的放射线中的第一能量的放射线并将放射线转换为第一波长的光，另外，闪烁器层的第二荧光材料主要感应照射的放射线中的与所述第一能量不同的第二能量的放射线并将放射线转换为第二波长的光。接着，第一光电转换层至少吸收来自闪烁器层的第一波长的光并将其转换为电荷，由此得到由第一能量的放射线所表现的被拍摄体的放射线图像。并且，第二光电转换层比起第一波长的光而更多地吸收来自闪烁器层的第二波长的光并将其转换为电荷，由此得到由第二能量的放射线所表现的被拍摄体的放射线图像。
因此，通过照射一次放射线，能够得到由第一能量的放射线所表现的被拍摄体的放射线图像、以及由第二能量的放射线所表现的被拍摄体的放射线图像这两种放射线图像。
另外，由于第一光电转换层配置于比含有第一荧光材料的闪烁器层更靠放射线的照射侧，因此在含有第一荧光材料的闪烁器层之中，首先照射到第一光电转换层侧的闪烁器部分。由此，第一光电转换层侧的闪烁器部分主要吸收放射线并发出第一波长的光。
而且，当在含有第一荧光材料的闪烁器层之中主要吸收放射线并发出第一波长的光的闪烁器部分为第一光电转换层侧时，该闪烁器部分与吸收第一波长的光的第一光电转换层之间的距离，与第一光电转换层和闪烁器层为相反的配置的情况相比，以闪烁器层的厚度的量变短。
其结果是，在第一光电转换层中，主要感应第一能量的放射线而对从第一荧光材料发出的第一波长的光进行受光的受光量增大。
本发明的第二方式所涉及的放射线检测器，在上述第一方式的基础上，所述第一能量的能量比所述第二能量小，所述第一光电转换层由所述第一有机材料构成，比起所述第二波长的光而更多地吸收所述第一波长的光并将其转换为电荷。
根据该结构，第一光电转换层比起来自闪烁器层的第二波长的光而更多地吸收第一波长的光并将其转换为电荷，由此得到由比第二能量小的第一能量的放射线所表现的被拍摄体的软部组织的低压图像。并且，第二光电转换层比起第一波长的光而更多地吸收来自闪烁器层的第二波长的光并将其转换为电荷，由此得到由比第一能量大的第二能量的放射线所表现的被拍摄体的硬部组织的高压图像。
而且，由于第一光电转换层配置于比含有第一荧光材料的闪烁器层更靠放射线的照射侧，因此得到由第一能量的放射线所表现的被拍摄体的高画质的低压图像。一般来说，由于软部组织比硬部组织更微小，因此如上所述将低压图像比高压图像形成为高画质，对能够可靠地视觉确认软部组织的微小部分这一方面来说是有效。
另外，由于第一光电转换层比起来自闪烁器层的第二波长的光而更多地吸收第一波长的光，因此得到的低压图像与高压图像之间的区别变得更明确。
另外，由于第一光电转换层由第一有机材料构成，因此与由无机材料构成的情况相比，一般来说放射线的吸收率几乎为零。由此，即使第一光电转换层配置于比含有第一荧光材料的闪烁器层更靠放射线的照射侧，向闪烁器层照射足够的放射线，能够抑制来自闪烁器层发光量减少，并且抑制第一光电转换层以及第二光电转换层的受光量减少。
本发明的第三方式所涉及的放射线检测器，在上述第二方式的基础上，所述闪烁器层混合所述第一荧光材料与所述第二荧光材料而形成为单层，所述基板包括读出由所述第一光电转换层产生的电荷的一方的基板与读出由所述第二光电转换层产生的电荷的另一方的基板这两张基板，所述一方的基板为放射线的照射面，从所述一方的基板侧依次层叠有所述第一光电转换层、所述闪烁器层、所述第二光电转换层、以及所述另一方的基板。
根据该结构，照射的放射线依次照射到一方的基板、第一光电转换层、闪烁器层、第二光电转换层、以及另一方的基板。
在此，虽然闪烁器层混合第一荧光材料与第二荧光材料而形成为单层，但照射到该闪烁器层的放射线中的比第二能量小的第一能量的放射线一般在闪烁器层之中更容易被放射线的照射面侧的闪烁器部分吸收。并且，照射到该闪烁器层的放射线中的比第一能量大的第二能量的放射线一般在闪烁器层之中更容易被放射线的照射面侧的相反一侧的闪烁器部分吸收。
因此，第一能量的放射线与第二能量的放射线相比，照射到放射线的照射面侧的相反一侧的闪烁器部分的量变少。其结果是，在放射线的照射面侧的相反一侧的闪烁器部分中，第二荧光材料中的第二波长的光的发光量比第一荧光材料中的第一波长的光的发光量多，从放射线的照射面侧闪烁器层的接下来层叠的第二光电转换层比起第一波长的光而更多地对第二波长的光进行受光，从而能够得到噪声小的高压图像。
本发明的第四方式所涉及的放射线检测器，在上述第三方式的基础上，在所述闪烁器层的所述第一光电转换层侧中，将所述第一荧光材料混合得比所述第二荧光材料多，在所述闪烁器层的所述第二光电转换层侧中，将所述第二荧光材料混合得比所述第一荧光材料多。
根据该结构，由于闪烁器层的第一光电转换层侧的闪烁器部分比起第二荧光材料而更多地混合有第一荧光材料，因此主要发出第一波长的光。并且，由于闪烁器层的第二光电转换层侧的闪烁器部分比起第一荧光材料而更多地混合有第二荧光材料，因此主要发出第二波长的光。
因此，第一光电转换层与位于第一光电转换层侧的主要发出第一波长的光的闪烁器部分之间的距离比与位于第二光电转换层侧的主要发出第二波长的光的闪烁器部分之间的距离短，相应地第一波长的光的受光量比第二波长的光多，从而能够得到噪声小的低压图像。
另外，第二光电转换层与位于第二光电转换层侧的主要发出第二波长的光的闪烁器部分之间的距离比与位于第一光电转换层侧的主要发出第一波长的光的闪烁器部分之间的距离短，第二波长的光的受光量相应地比第一波长的光多，从而能够得到噪声小的高压图像。
本发明的第五方式所涉及的放射线检测器，在上述第二方式的基础上，所述基板包括读出由所述第一光电转换层产生的电荷的一方的基板与读出由所述第二光电转换层产生的电荷的另一方的基板这两张基板，所述一方的基板为放射线的照射面，所述闪烁器层由所述分层构成，所述分层中的一方的闪烁器层由所述第一荧光材料构成，所述分层中的另一方的闪烁器层由所述第二荧光材料构成，从所述一方的基板侧依次层叠有所述第一光电转换层、所述一方的闪烁器层、所述另一方的闪烁器层、所述第二光电转换层、以及所述另一方的基板。
根据该结构，当放射线照射时，一方的闪烁器层发出第一波长的光，另一方的闪烁器层发出第二波长的光。
而且，第一光电转换层与位于第一光电转换层侧的发出第一波长的光的一方的闪烁器层之间的距离比与位于第二光电转换层侧的发出第二波长的光的另一方的闪烁器层之间的距离短，相应地比起第二波长的光而更多地对第一波长的光进行受光，从而能够得到噪声小的低压图像。
另外，第二光电转换层与位于第二光电转换层侧的发出第二波长的光的另一方的闪烁器层之间的距离比与位于第一光电转换层侧的发出第一波长的光的一方的闪烁器层之间的距离短，相应地比起第一波长的光而更多地对第二波长的光进行受光，从而能够得到噪声小的高压图像。
本发明的第六方式所涉及的放射线检测器，在上述第二方式的基础上，所述闪烁器层混合所述第一荧光材料与所述第二荧光材料而形成为单层，所述基板为所述放射线的照射面，从所述基板依次层叠有所述第一光电转换层、所述第二光电转换层、以及所述闪烁器层，或者依次层叠有所述第二光电转换层、所述第一光电转换层、以及所述闪烁器层。
根据该结构，照射的放射线依次照射到基板、第一光电转换层、第二光电转换层、以及闪烁器层，或者依次照射到基板、第二光电转换层、第一光电转换层、以及闪烁器层。在此，当向闪烁器层照射放射线时，由于在闪烁器层之中放射线的照射面侧的闪烁器部分主要发光，因此放射线的照射面侧的闪烁器部分与第一光电转换层之间的距离短，相应地能够在第一光电转换层中对第一波长的光更多地受光。
另外，在该结构中，由于放射线比起闪烁器层而先照射到第一光电转换层以及第二光电转换层，第一光电转换层由第一有机材料构成，第二光电转换层由第二有机材料构成，因此与由无机材料构成的情况相比，一般来说放射线的吸收率几乎为零。由此，即使第一光电转换层以及第二光电转换层层叠于比闪烁器层靠放射线的照射侧，也能够向闪烁器层照射足够的放射线，能够抑制来自闪烁器层的发光量减少，并且抑制画质的恶化。
本发明的第七方式所涉及的放射线检测器，在上述第一方式的基础上，所述第一能量比所述第二能量大，所述第一光电转换层由所述第一有机材料构成，比起所述第二波长的光而更多地吸收所述第一波长的光并将其转换为电荷，所述闪烁器层由所述分层构成，所述分层中的一方的闪烁器层由所述第二荧光材料构成，且为所述放射线的照射面，所述分层中的另一方的闪烁器层由所述第一荧光材料构成，从所述一方的闪烁器层依次层叠有所述第二光电转换层、所述基板、所述第一光电转换层、以及所述另一方的闪烁器层。
根据该结构，第二光电转换层比起来自另一方的闪烁器层的第一波长的光而更多地吸收来自一方的闪烁器层的第二波长的光并将其转换为电荷，由此能够得到由比第一能量小的第二能量的放射线所表现的低压图像。并且，第一光电转换层比起来自一方的闪烁器层的第二波长的光而更多地吸收来自另一方的闪烁器层的第一波长的光并将其转换为电荷，由此能够得到由比第二能量大的第一能量的放射线所表现的高压图像。
而且，由于第一光电转换层配置于比由第一荧光材料构成的另一方的闪烁器层靠放射线的照射侧，因此在另一方的闪烁器层之中主要发光的闪烁器部分与第一光电转换层之间的距离变短，并且能够得到由第一能量的放射线所表现的被拍摄体的高画质的高压图像。
另外，一般来说，无需担心放射线直接照射闪烁器层比经由光电转换层、基板而更能吸收放射线，因此光的发光量变多，但是例如当一方的闪烁器层的厚度大时，在一方的闪烁器层之中主要发光的闪烁器部分与第二光电转换层之间的距离变长。然而，将另一方的闪烁器层设置于比第二光电转换层更靠非照射面侧的第一光电转换层侧，相应地能够减薄第二光电转换层侧的一方的闪烁器层的厚度。而且，若一方的闪烁器层的厚度薄，则在一方的闪烁器层之中主要吸收放射线而发光的闪烁器部分与第二光电转换层之间的距离变短，第二光电转换层对第二波长的光进行受光的受光量增大，并且能够得到由第二能量的放射线所表现的被拍摄体的高画质的低压图像。
本发明的第八方式所涉及的放射线检测器在上述第一方式的基础上，所述第一能量比所述第二能量大，所述第一光电转换层由所述无机材料构成，所述闪烁器层由所述分层构成，所述分层中的一方的闪烁器层由所述第二荧光材料构成，且为所述放射线的照射面，所述分层中的另一方的闪烁器层由所述第一荧光材料构成，从所述一方的闪烁器层依次层叠有所述第二光电转换层、所述基板、所述第一光电转换层、以及所述另一方的闪烁器层。
根据该结构，第一光电转换层至少吸收来自另一方的闪烁器层的第一波长的光并将其转换为电荷，由此能够得到由比第二能量大的第一能量的放射线所表现的高压图像。并且，第二光电转换层比起来自另一方的闪烁器层的第一波长的光而更多地吸收来自一方的闪烁器层的第二波长的光并将其转换为电荷，由此能够得到由比第一能量小的第二能量的放射线所表现的低压图像。
而且，由于第一光电转换层配置于比由第一荧光材料构成的另一方的闪烁器层更靠放射线的照射侧，因此能够得到由第一能量的放射线所表现的被拍摄体的高画质的高压图像。
另外，由于第一光电转换层由放射线的吸收波长段比第一有机材料宽的无机材料构成，因此能够拓宽构成另一方的闪烁器层的第一荧光材料的选择范围。
本发明的第九方式所涉及的放射线检测器，在上述第七或者第八方式的基础上，所述放射线检测器具备滤色器，该滤色器设置于所述第一光电转换层与所述基板、或者所述第二光电转换层与所述基板之间，并吸收来自所述一方的闪烁器层或者所述另一方的闪烁器层的光。
根据该结构，即使在从一方的闪烁器(第二荧光材料)发出的光中不仅含有第二波长的光、还含有第一波长的光，由于滤色器在第一光电转换层的近前(手前)吸收该第一波长的光，因此能够抑制第一光电转换层吸收来自第二荧光材料的额外的第一波长的光。或者，即使在从另一方的闪烁器(第一荧光材料)发出的光中不仅含有第一波长的光、还含有第二波长的光，由于滤色器在第二光电转换层的近前吸收该第二波长的光，因此能够抑制第二光电转换层吸收来自第一荧光材料的额外的第二波长的光。
本发明的第十方式所涉及的放射线检测器，在上述第一至第九方式中任一方式的基础上，所述第一光电转换层使所述第二波长的光透过而吸收所述第一波长的光，所述第二光电转换层使所述第一波长的光透过而吸收所述第二波长的光。
根据该结构，第一光电转换层使来自闪烁器层的第二波长的光透过而不将其吸收，吸收第一波长的光并将其转换为电荷，由此能够以不包含由第二能量的放射线所表现的放射线图像的形态而更鲜明地得到由第一能量的放射线所表现的放射线图像。并且，第二光电转换层使来自闪烁器层的第一波长的光透过而不将其吸收，吸收第二波长的光并将其转换为电荷，由此能够以不包含由第一能量的放射线所表现的放射线图像的形态而更鲜明地得到由第二能量的放射线所表现的放射线图像。
本发明的第十一方式所涉及的放射线检测器在上述第一至第十方式中的任一方式的基础上，所述第一波长为蓝色光的波长，所述第二波长为绿色光的波长。
另外，根据第一荧光材料与第二荧光材料(进一步说，活化剂)的选择，第一波长也可以是绿色的光的波长，第二波长也可以是蓝色的光的波长。
如此，通过将闪烁器层发出的第一波长的光与第二波长的光的色分开，能够防止彼此的光的发光波长段重叠，并能够抑制噪声的产生。
本发明的第十二方式所涉及的放射线检测器，在上述第二至第七方式中的任一方式的基础上，所述晶体管的活性层由非晶质氧化物构成，所述基板由塑料树脂构成。
根据该结构，由于第一光电转换层由第一有机材料构成，第二光电转换层由第二有机材料构成，晶体管的活性层由非晶质氧化物构成，因此能够在所有的工序中以低温进行放射线检测器的制造，从而能够将基板由普通的耐热性低且具有可挠性的塑料树脂构成。而且，如果使用此类塑料树脂的基板，则能够实现轻型化，例如有利于携带等。
发明效果
根据本发明，能够提高可增加光电转换层受光的受光量的放射线检测器。
附图说明
图1是示出放射线图像拍摄时的电子盒的配置的概要图。
图2是示出电子盒的内部结构的概要立体图。
图3是示出本发明的第一实施方式所涉及的放射线检测器的剖面结构的剖面图。
图4是示出波长与光谱特性的关系的图。
图5是示出图3所示的放射线检测器的详细结构的剖面图。
图6是简要示出TFT开关的结构的图。
图7是示出TFT基板的配线结构的图。
图8是对本发明的第一实施方式所涉及的放射线检测器的作用进行说明的图。
图9是示出本发明的第二实施方式所涉及的放射线检测器的剖面结构的剖面图。
图10是示出本发明的第三实施方式所涉及的放射线检测器的剖面结构的剖面图。
图11是示出本发明的第四实施方式所涉及的放射线检测器的剖面结构的剖面图。
图12是示出本发明的第五实施方式所涉及的放射线检测器的剖面结构的剖面图。
图13A是示出第一荧光材料的混合量与闪烁器层的厚度方向的距离之间的关系的图。
图13B是示出放射线的吸收量与闪烁器层的厚度方向的距离之间的关系的图。
图14是示出本发明的第二实施方式所涉及的放射线检测器的变形例的图。
具体实施方式
(第一实施方式)
以下，参照附图，对本发明的第一实施方式所涉及的放射线检测器进行具体地说明。另外，附图中对具有相同或者对应的功能的构件(构成要素)标注相同的附图标记并适当地省略其说明。
放射线图像拍摄装置的结构
首先，对作为内置有本发明的第一实施方式所涉及的放射线检测器的放射线图像拍摄装置的一例的电子盒的结构进行说明。
本发明的第一实施方式所涉及的电子盒是具有可搬运性的放射线图像拍摄装置，其检测来自透过了被拍摄体的放射线源的放射线，生成由该检测到的放射线表示的放射线图像的图像信息，并能够存储该生成的图像信息，具体地说如以下所示构成。另外，电子盒也可以是不存储生成的图像信息的结构。
图1是示出放射线图像拍摄时的电子盒的配置的概要图。
电子盒10以在进行放射线图像的拍摄时与产生放射线X的作为放射线源的放射线产生部12隔开间隔的方式配置。此时的放射线产生部12与电子盒10之间为用于供作为被拍摄体的患者14所处的拍摄位置，当指示放射线图像的拍摄时，放射线产生部12射出与预先设定的拍摄条件等对应的放射线量的放射线X。从放射线产生部12射出的放射线X透过位于拍摄位置的患者14而在载置有图像信息之后向电子盒10照射。
图2是示出电子盒10的内部结构的概要立体图。
电子盒10由使放射线X透过的材料构成，并具备壳体16，该壳体16具有规定的厚度的平板状。而且，在该壳体16的内部从放射线X所照射的壳体16的照射面18侧依次设置有检测透过了患者14的放射线X的放射线检测器20、以及控制该放射线检测器20的控制基板22。
放射线检测器20的结构
接着，对本发明的第一实施方式所涉及的放射线检测器20的结构进行说明。图3是示出本发明的第一实施方式所涉及的放射线检测器20的剖面结构的剖面图。
本发明的第一实施方式所涉及的放射线检测器20为矩形平板状，如上述那样，检测透过了患者14的放射线X，并拍摄由放射线X所表现的放射线图像，在后述的第一光检测基板23A与第二光检测基板23B之间夹有闪烁器层24。
该闪烁器层24将相对于放射线X的灵敏度(K吸收端以及发光波长)相互不同的两种荧光材料混合而构成。具体地说，均匀地混合第一荧光材料26与第二荧光材料28，由于对透过了患者14的放射线X中的低能量的放射线所表现的软部组织的低压图像进行拍摄，因此放射线吸收率μ在高能量部分不具有K吸收端，即该第一荧光材料26在高能量部分的吸收率μ不连续地增加，由于对透过了患者14的放射线X中的高能量的放射线所显示的硬部组织的高压图像进行拍摄，因此第二荧光材料28在高能量部分的放射线吸收率μ比第一荧光材料26高。
另外，“软部组织”包括肌肉、内脏等，表示皮质骨以及/或者海绵骨等的骨组织以外的组织。并且，“硬部组织”也被称作硬组织，表示皮质骨以及/或者海绵骨等骨组织。
如果第一荧光材料26与第二荧光材料28是相对于放射线X的灵敏度相互不同的荧光材料，则作为闪烁器能够从通常使用的全部闪烁器中适当地选择，但也可以从例如以下的表1所列举的荧光材料中选择两种。另外，从明确由拍摄得到的低压图像与高压图像的区别的观点出发，优选第一荧光材料26与第二荧光材料28不仅相对于放射线X的灵敏度相互不同，发光色也相互不同。
【表1】
[表1]
组成 发光色 波长[nm] K吸收端[eV]
HfP2O7 紫外 300 65.3
YTaO4 紫外 340 67.4
BaSO4:Eu 紫 375 37.4
BaFCl:Eu 紫 385 37.4
BaFBr:Eu 紫 390 37.4
YTaO4:Nb 蓝 410 67.4
CsI:Na 蓝 420 36/33.2
CaWO4 蓝 425 69.5
ZnS:Ag 蓝 450 9.7
LaOBr:Tm 蓝 460 38.9
Bi4Ge3O12 蓝 480 90.4
CdSO4 蓝绿 480 27/69.5
LaOBr:Tb 蓝白 380，415，440，545 38.9
Y2O2S:Tb 蓝白 380，415，440，545 17.03
Gd2O2S:Pr 绿 515 50.2
(Zn，Cd)S:Ag 绿 530 9.7/27
CsI:TI 绿 540 36/33.2
Gd2O2S:Tb 绿 545 60.2
La2O2S:Tb 绿 545 38.9
另外，除了表1的荧光材料之外，还能够选择CsBr:Eu、ZnS:Cu、Gd2O2S:Eu、Lu2O2S:Tb等。
但是，从无潮解性、容易形成的观点出发，优选在上述之中选择母体材料为CsI、CsBr以外的材料。
另外，从即使没有对规定波长的光进行吸收(遮挡)的滤色器也不会对所拍摄的放射线图像给予噪声的观点出发，优选在上述材料之中选择CsI:Tl、(Zn，Cd)S:Ag、CaWO4:Pb、La2OBr:Tb、ZnS:Ag、CsI:Na以外的、发出不是宽幅(broad)的尖锐(发光波长狭窄)的波长的光的材料。作为此类发出尖锐的波长的光的荧光材料，举出有例如发出绿光的Gd2O2S:Tb、La2O2S:Tb、以及发出蓝光的BaFX:Eu(其中，X为Br、Cl等卤元素)。其中，第一荧光材料26与第二荧光材料28特别优选为发出绿光的Gd2O2S:Tb与发出蓝光的BaFX:Eu的组合。
而且，第一荧光材料26与第二荧光材料28选择相对于放射线X的灵敏度相互不同的荧光材料，光的峰值的发光波长相互不同，如图4所示，第一荧光材料26主要感应所照射的放射线X中的低能量的放射线并将放射线X转换为峰值为第一波长的光26A，第二荧光材料28主要感应放射线X中的能量比所述低能量高的放射线并将放射线X转换为峰值与第一波长不同的第二波长的光28A。
另外，虽然图4示出第一荧光材料26为发出绿光的Gd2O2S:Tb、第二荧光材料28为发出蓝光的BaFBr:Eu的情况的各荧光材料26、28的光谱特性的一例，但第一荧光材料26与第二荧光材料28的光谱特性不脱离上述主旨即可，也可以是其他任意形态的光谱特性。并且，虽然图4示出第一波长的波长比第二波长长的情况，但也可以是第一波长的波长比第二波长短的情况。另外，图4中的横轴表示光的波长，纵轴表示光谱特性，即光的相对发光强度。
返回图3，闪烁器层24发出的光供第一光检测基板23A与第二光检测基板23B受光。第一光检测基板23A具备第一光电转换层30、以及TFT有源矩阵基板32(以下，称作TFT基板)。相同地，第二光检测基板23B具备第二光电转换层34、以及TFT基板36。
第一光电转换层30设置于闪烁器层24与TFT基板32之间，对闪烁器层24发出的光进行受光并将其转换为电荷。并且，第二光电转换层34设置于闪烁器层24与TFT基板36之间，对闪烁器层24发出的光进行受光并将其转换为电荷。上述第一光电转换层30和第二光电转换层34具备由光吸收特性相互不同的有机材料构成的后述的光电转换膜。
图5是示出图3所示的放射线检测器20的详细结构的剖面图。
如图5所示，在第一光电转换层30形成有多个第一光检测传感器40，在第二光电转换层34形成有具有与第一光检测传感器40的总受光面积相同的总受光面积的多个第二光检测传感器42。而且，上述第一光检测传感器40以及第二光检测传感器42分别构成由透过了患者14的放射线X所表现的放射线图像的一个像素。
第一光检测传感器40具有第一电极50、第二电极52、以及配置于该上下的电极之间的第一有机光电转换膜54。并且，第二光检测传感器42具有第一电极60、第二电极62、以及配置于该上下的电极之间且光吸收特性与第一有机光电转换膜54不同的第二有机光电转换膜64。
第一有机光电转换膜54比起第二波长的光28A而较多地吸收从闪烁器层24的第一荧光材料26发出的第一波长的光26A，并转换为与吸收的光对应的电荷，即产生电荷。此类第一有机光电转换膜54的光吸收特性是例如图4所示那样的特性54A。根据此类结构，由于第二波长的光28A与第一波长的光26A相比而不被吸收，因此能够有效地抑制因第二波长的光28A被第一有机光电转换膜54吸收而产生的噪声。
另外，第二有机光电转换膜64比起第一波长的光26A而较多地吸收从闪烁器层24的第二荧光材料28发出的第二波长的光28A，并转换为与吸收的光对应的电荷，即产生电荷。此类第二有机光电转换膜64的光吸收特性是例如图4所示那样的特性64A。根据此类结构，由于第一波长的光26A与第二波长的光28A相比而不被吸收，因此能够有效地抑制因第一波长的光26A被第二有机光电转换膜64吸收而产生的噪声。
另外，从进一步抑制上述噪声的观点出发，优选第一有机光电转换膜54使第二波长的光28A透过例如95％以上并选择性地吸收第一波长的光26A，第二有机光电转换膜64使第一波长的光26A透过例如95％以上并选择性地吸收第二波长的光28A。另外，优选第一有机光电转换膜54使二波长的光28A全部透过并选择性地吸收第一波长的光26A，第二有机光电转换膜64使第一波长的光26A全部透过并选择性地吸收第二波长的光28A。
另外，虽然图4示出第一有机光电转换膜54由吸收绿光的喹吖啶酮(キナクリドン)构成、第二有机光电转换膜64由含有吸收蓝光的红荧烯(ルブレン)的P型物质与含有富勒烯(フラ一レン)或者高阶(高次)富勒烯的n型物质的组合构成的情况的各有机光电转换膜54、64的光谱特性的一例，但第一有机光电转换膜54与第二有机光电转换膜64的光谱特性不脱离上述主旨即可，也可以是其他任意形态的光谱特性。并且，图4中的横轴表示光的波长，纵轴表示光谱特性，即光的吸收特性。
上述那样的功能能够通过从有机材料之中适当地选择光吸收特性相互不同的材料来构成第一有机光电转换膜54和第二有机光电转换膜64而实现。
作为第一有机光电转换膜54和第二有机光电转换膜64的材料，除了能举出上述的喹吖啶酮、含有红荧烯的P型物质与含有富勒烯或者高富勒烯的n型物质的组合之外，还能举出吸收红光的酞花蓝(フタ口シアニン)、吸收蓝光的蒽醌(アントラキノン)等。
作为第一有机光电转换膜54和第二有机光电转换膜64的形成方法，由于如上述那样将第一有机光电转换膜54以及第二有机光电转换膜64由有机材料构成，因此能够改变通常使用的蒸镀法而使用喷墨打印机方式。当使用该喷墨打印机方式时，通过对含有有机材料的液体进行重叠打印(重わ打ち)，能够调整第一有机光电转换膜54与第二有机光电转换膜64的厚度。
另外，在第一有机光电转换膜54与第一有机光电转换膜54之间、以及第二有机光电转换膜64与第二有机光电转换膜64之间形成有间隙，以使得产生的电荷不相互往来。而且，为了使TFT基板32、36上平坦化而在该间隙埋设有平坦化膜66。
由第一有机光电转换膜54产生的电荷被TFT基板32读出。该TFT基板32以在支承基板68下形成有多个TFT开关70的方式构成。TFT开关70将从第一有机光电转换膜54移动到第二电极52的电荷转换为电信号而进行输出。
另一方面，由第二有机光电转换膜64产生的电荷被TFT基板36读出。该TFT基板36以在支承基板69上形成有多个TFT开关72的方式构成。TFT开关72将从第二有机光电转换膜64移动到第二电极62的电荷转换为电信号而进行输出。
图6是简要示出TFT开关70的结构的图。另外，由于TFT开关72与TFT开关70的结构相同，故省略其说明。
TFT开关70的形成区域在俯视中具有与第二电极52重叠的部分，根据上述结构，各像素部中的TFT开关70与第一光检测传感器40在厚度方向上具有重叠。另外，为了使放射线检测器20(像素部)的平面积最小，优选TFT开关70的形成区域被第二电极52完全覆盖。
TFT开关70层叠有栅极100、栅极绝缘膜102、以及活性层(沟道层)104，另外，在活性层104上以隔开规定的间隔的方式形成有源极106与漏极108。并且，在TFT开关70与第二电极52之间设置有绝缘膜110。
在此，TFT开关70的活性层104优选由非晶质氧化物形成。作为该非晶质氧化物，优选含有In、Ga以及Zn中的至少一种的氧化物(例如In-O系)，进一步优选含有In、Ga以及Zn中的至少两种的氧化物(例如In-Zn-O系、In-Ga系、以及Ga-Zn-O系)，特别优选含有In、Ga以及Zn的氧化物。作为In-Ga-Zn-O系非晶质氧化物，优选结晶状态下的组成由InGaO3(ZnO)m(m为小于6的自然数)表示的非晶质氧化物，特别优选InGaZnO4。
如果使TFT开关70的活性层104由非晶质氧化物构成，则不吸收X射线等放射线、或者即使吸收也极少量地保留，因此能够有效地抑制噪声的产生。
另外，非晶质氧化物、构成第一有机光电转换膜54(以及第二有机光电转换膜64)的有机材料都能够在低温条件下形成。由此，如果由非晶质氧化物构成活性层104，则作为支承基板68并不局限于半导体基板、石英基板、以及玻璃基板等耐热性高的基板，而能够使用塑料等具有可挠性的基板、芳纶、以及生物纳米纤维。具体地说，能够使用聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚对苯二甲酸丁二醇酯、聚萘二甲酸乙二醇酯等聚酯、聚苯乙烯、聚碳酸酯、聚醚砜、聚芳酯、聚酰亚胺、聚环烯烃、降冰片烯树脂、以及聚三氟氯乙烯树脂等具有可挠性的基板。如果使用此类塑料制的具有可挠性的基板，则能够实现轻型化，例如有利于携带等。另外，也可以在支承基板68设置用于确保绝缘性的绝缘层、用于防止水分和氧透过的阻气层、以及用于提高平坦性或与电极等之间的紧贴性的内涂层等。
由于芳纶能够应用于200度以上的高温工序，因此能够使透明电极材料高温固化且低阻化，并且也能够与包括焊锡的回流工序的驱动器IC的自动安装对应。并且，由于芳纶的热膨胀系数接近ITO(indium tin oxide)、玻璃基板，因此制造后的翘曲少，且难以破裂。并且，芳纶能够形成比玻璃基板等薄的基板。另外，也可以层叠超薄型玻璃基板与芳纶而形成支承基板68。
生物纳米纤维是将细菌(醋酸菌，Acetobacter Xylinum)产生的纤维素微纤丝束(细菌纤维素)与透明树脂复合而成的材料。纤维素微纤丝束的宽度为50nm且具有可见光波长的1/10的尺寸，并且具有高强度、高弹性、以及低热膨胀性。通过在细菌纤维素含浸/固化丙烯酸树脂、环氧树脂等透明树脂，而得到含有60-70％的纤维且在波长为500nm处显示出约90％的透光率的生物纳米纤维。生物纳米纤维具有与硅结晶相当的低热膨胀系数(3-7ppm)，具有与钢铁同等的强度(460MPa)，具有高弹性(30GPa)，并且具有可挠性，因此能够形成比玻璃基板等薄的支承基板68。
另外，虽然对TFT开关70的支承基板68进行了说明，但TFT开关72的支承基板69也能够选择上述相同的材料。
图7是示出TFT基板32的配线结构的图。另外，由于TFT基板36的配线结构与TFT基板32的配线结构相同，因此用相同的附图示出。
如图7所示，在TFT基板32沿恒定方向(图7的行方向)以及相对于该恒定方向交叉的方向(图7的列方向)呈二维状地设置有多个包含上述的第一光检测传感器40与TFT开关70而构成的像素120。
同样地，在TFT基板36沿恒定方向(图7的行方向)以及相对于该恒定方向交叉的方向(图7的列方向)呈二维状地设置有多个包含上述的第二光检测传感器42与TFT开关72而构成的像素122。
另外，TFT基板32在恒定方向的每个各像素列并列地设置有扫描配线124，在交叉方向的每个各像素列并列地设置有信号配线126。该信号配线126包括与像素120对应的第一信号配线126A、和与像素122对应的第二信号配线126B这两根信号配线。
而且，TFT开关70中，使源极与第一光检测传感器40连接，使漏极与第一信号配线126A连接，使栅极与扫描配线124连接。并且，TFT开关72中，使源极与第二光检测传感器42连接，漏极与第二信号配线126B连接，栅极与扫描配线124连接。
各第一信号配线126A中，通过使与该第一信号配线126A连接的任一个TFT开关70导通而流通与在第一光检测传感器40产生并积蓄的电荷量对应的电信号。各第二信号配线126B中，通过使与该第二信号配线126B连接的任一个TFT开关72导通而流通与在第二光检测传感器42产生并积蓄的电荷量对应的电信号。
在各第一信号配线126A以及各第二信号配线126B连接有用于检测在这些配线流通的电信号的信号检测电路200，在各扫描配线124连接有向各扫描配线124输出用于使TFT开关70、72导通/截止的控制信号的扫描信号控制电路202。另外，上述信号检测电路200以及扫描信号控制电路202设置于控制基板22(参照图2)。
信号检测电路200在第一信号配线126A以及第二信号配线126B的每个信号配线内置用于对输入的电信号进行放大的放大电路。信号检测电路200中，通过利用各放大电路对由各第一信号配线126A以及各第二信号配线126B输入的电信号进行放大并进行检测，检测各像素120的第一光检测传感器40所产生的电荷量作为构成低压图像的各像素的信息，并检测各像素122的第二光检测传感器42所产生的电荷量作为构成高压图像的各像素的信息。
在该信号检测电路200以及扫描信号控制电路202连接有信号处理装置204，该信号处理装置204将在信号检测电路200中检测的各像素的信息分为基于各第一信号配线126A的图像信息与基于各第二信号配线126B的图像信息而实施规定的处理，并且向信号检测电路200输出表示信号检测的定时的控制信号，向扫描信号控制电路202输出表示扫描信号的输出的定时的控制信号。
信号处理装置204设置于控制基板22(参照图2)，作为上述规定的处理，在必要的情况下，通过使用得到的低压图像与高压图像来进行减法图像处理，从而进行得到能量减法图像的处理。
作用
接着，对本发明的第一实施方式所涉及的放射线检测器20的作用进行说明。
图8是用于说明本发明的第一实施方式所涉及的放射线检测器20的作用的图。
在拍摄放射线图像的情况下，向放射线检测器20照射透过了患者14的放射线X。透过了该患者14的放射线X包含低能量的成分与高能量的成分。以下，将放射线X中的低能量的成分的放射线称为低能量的放射线X1，将放射线X中的高能量的成分的放射线称为高能量的放射线X2。
在本发明的第一实施方式所涉及的放射线检测器20中，放射线检测器20中的TFT基板32的上表面(外侧)以成为放射线X的照射面300的方式组装于电子盒10。而且，放射线检测器20从TFT基板32侧依次层叠有第一光电转换层30、闪烁器层24、第二光电转换层34、以及TFT基板36。由此，照射的放射线X在透过TFT基板32以及第一光电转换层30之后照射到闪烁器层24。
当放射线X照射到闪烁器层24时，闪烁器层24的第一荧光材料26主要感应照射的放射线X中的低能量的放射线X1并将放射线X转换为峰值为第一波长的光26A。并且，闪烁器层24的第二荧光材料28主要感应照射的放射线X中的比所述低能量更高能量的放射线X2并将放射线X转换为峰值为第二波长的光28A。而且，从闪烁器层24发出的第一波长的光26A与第二波长的光28A照射到第一光电转换层30以及第二光电转换层34。
当第一波长的光26A与第二波长的光28A照射到第一光电转换层30时，第一光电转换层30的第一光检测传感器40比起第二波长的光28A而更多地吸收第一波长的光26A并将其转换为电荷Q1。并且，当第一波长的光26A与第二波长的光28A照射到第二光电转换层34时，第二光电转换层34的第二光检测传感器42比起第一波长的光26A而更多地吸收第二波长的光28A并将其转换为电荷Q2。
接着，如图7所示，依次经扫描配线124而向TFT开关70、72的栅极施加导通信号。由此，TFT开关70、72被依次导通，第一光检测传感器40所产生的电荷Q1作为电信号而在第一信号配线126A流通，第二光检测传感器42所产生的电荷Q2作为电信号而在第二信号配线126B流通。
信号检测电路200基于第一信号配线126A以及第二信号配线126B所流出的电信号而将第一光检测传感器40以及第二光检测传感器42所产生的电荷量作为构成图像的各像素120、122的信息进行检测。信号处理装置204将在信号检测电路200中检测到的各像素120、122的信息分为基于各第一信号配线126A的图像信息与基于各第二信号配线126B的图像信息并实施规定的处理。由此，能够同时得到表示由照射到放射线检测器20的低能量的放射线X1所表现的放射线图像(低压图像)的图像信息、以及表示由高能量的放射线X2所表现的放射线图像(高压图像)的图像信息。
由此，通过照射一次放射线X，能够得到低压图像与高压图像这两个放射线图像。
另外，由于上述那样的第一光电转换层30以比含有第一荧光材料26的闪烁器层24更邻接放射线X的照射侧的方式配置，因此放射线X在闪烁器层24之中首先照射到第一光电转换层30侧的闪烁器部分(例如图8中的部分24A)。由此，第一光电转换层30侧的闪烁器部分24A主要吸收放射线X而进行发光。而且，当在闪烁器层24之中主要吸收放射线X而进行发光的闪烁器部分24A在第一光电转换层30侧时，该闪烁器部分24A与第一光电转换层30之间的距离，与第一光电转换层30与闪烁器层24为相反的配置的情况相比，短闪烁器层24的厚度的量。
其结果是，在第一光电转换层30中，主要感应低能量的放射线X1而对从第一荧光材料26发出的第一波长的光26A进行受光的受光量增大，从而得到由该低能量的放射线X1所表现的患者14的高画质的低压图像。
一般来说，由于软部组织比硬部组织更微细，因此在如此将低压图像形成为比高压图像更高画质的情况下，对于能够可靠地视觉确认软部组织的微小的部分的点是有效的。
另外，由于第一光电转换层30由有机材料构成，因此与由非晶质硅等无机材料构成的情况相比，一般来说放射线X的吸收率几乎为零。由此，即使第一光电转换层30配置于比闪烁器层24靠放射线X的照射侧，向闪烁器层24照射足够的放射线X，能够抑制来自闪烁器层24的发光量减少，并且抑制画质的恶化。
在此，闪烁器层24混合第一荧光材料26与第二荧光材料28而形成为单层，照射到该闪烁器层24的放射线X中的低能量的放射线X1一般在闪烁器层24之中更容易被放射线X的照射面300侧的闪烁器部分24A吸收(参照图13B)。并且，照射到该闪烁器层24的放射线X中的比低能量大的高能量的放射线X2一般在闪烁器层24之中更容易被放射线X的照射面300侧的相反一侧的闪烁器部分(例如部分24B)所吸收(参照图13B)。
因此，低能量的放射线X1与高能量的放射线X2相比，照射到放射线X的照射面300侧的相反一侧的闪烁器部分的量变少。其结果是，对于放射线X的照射面300侧的相反一侧的闪烁器部分，第二荧光材料28中的第二波长的光28A的发光量比第一荧光材料26中的第一波长的光26A的发光量多，从放射线X的照射面300侧闪烁器层24的接下来层叠的第二光电转换层34比起第一波长的光26A而更多地对第二波长的光28A进行受光，从而能够得到噪声少的高压图像。
(第二实施方式)
接着，对本发明的第二实施方式所涉及的放射线检测器进行说明。
放射线检测器的结构
图9是示出本发明的第二实施方式所涉及的放射线检测器320的剖面结构的剖面图。
如图9所示，虽然本发明的第二实施方式所涉及的放射线检测器320的结构具备与在第一实施方式中说明的图3所示的结构相同的结构，但与第一实施方式不同之处在于TFT基板为一张。并且，各结构的层叠的顺序不同。
具体而言，在本发明的第二实施方式所涉及的放射线检测器320中，虽然TFT基板322具备与上述TFT基板32相同的结构，但也具备与上述TFT基板36相同的结构。即，具备不仅读出从第一光电转换层324产生的电荷、还读出从第二光电转换层326产生的电荷的结构。并且，第一光电转换层324、第二光电转换层326、以及闪烁器层328虽然与上述第一光电转换层30、第二光电转换层34、以及闪烁器层24配置不同，但具备相同的结构。
而且，从成为放射线X的照射面300的TFT基板322依次层叠有第一光电转换层324、第二光电转换层326、以及闪烁器层328。
作用
以上，根据本发明的第二实施方式所涉及的放射线检测器320的结构，照射的放射线X依次照射到TFT基板322、第一光电转换层324、第二光电转换层326、以及闪烁器层328。在此，当向闪烁器层328照射放射线X时，由于在闪烁器层328之中放射线X的照射面300侧的闪烁器部分主要进行发光，因此放射线X的照射面300侧的闪烁器部分与第一光电转换层324之间的距离短，相应地在第一光电转换层324中较多地对第一波长的光26A进行受光，并能够得到高画质的低压图像。
另外，在该结构中，放射线X比起闪烁器层328而先照射到第一光电转换层324以及第二光电转换层326，但是由于第一光电转换层324以及第二光电转换层326都是由有机材料构成，因此与由无机材料构成的情况相比，一般来说放射线的吸收率几乎为零。由此，即使第一光电转换层324以及第二光电转换层326层叠于比闪烁器层328更靠放射线X的照射面300侧，也能够向闪烁器层328照射足够的放射线X，抑制来自闪烁器层328的发光量减少，并且能够抑制画质的恶化。
另外，由于第一光电转换层324以及第二光电转换层326相互相接而并未远离，因此不需要配线的缠绕等，能够利用一张TFT基板322读取来自第一光电转换层324以及第二光电转换层326的电荷。
(第三实施方式)
接着，对本发明的第三实施方式所涉及的放射线检测器进行说明。
放射线检测器的结构
图10是示出本发明的第三实施方式所涉及的放射线检测器400的剖面结构的剖面图。
如图10所示，虽然本发明的第三实施方式所涉及的放射线检测器400的结构具备与在第一实施方式中说明的图3所示的结构相同的结构，但与第一实施方式的不同之处在于闪烁器层的第一荧光材料与第二荧光材料不混合而分层形成。
具体而言，本发明的第三实施方式所涉及的放射线检测器400具备由第一荧光材料26构成的一方的闪烁器层402、以及由第二荧光材料28构成的另一方的闪烁器层404。而且，从成为放射线X的照射面300的TFT基板32依次层叠有第一光电转换层30、一方的闪烁器层402、另一方的闪烁器层404、第二光电转换层34、以及TFT基板36。
作用
以上，根据本发明的第三实施方式所涉及的放射线检测器400的结构，当照射放射线X时，一方的闪烁器层402发出第一波长的光26A，另一方的闪烁器层404发出第二波长的光28A。
而且，第一光电转换层30与位于第一光电转换层30侧的发出第一波长的光26A的一方的闪烁器层402之间的距离比与位于第二光电转换层34侧的发出第二波长的光28A的另一方的闪烁器层404之间的距离短，相应地比第二波长的光28A更多地对第一波长的光26A进行受光，从而能够得到噪声少的低压图像。
另外，第二光电转换层34与位于第二光电转换层34侧的发出第二波长的光28A的另一方的闪烁器层404之间的距离比与位于第一光电转换层30侧的发出第一波长的光26A的一方的闪烁器层402之间的距离短，相应地比第一波长的光26A更多地对第二波长的光28A进行受光，从而能够得到噪声少的高压图像。
(第四实施方式)
接着，对本发明的第四实施方式所涉及的放射线检测器进行说明。
放射线检测器的结构
图11是示出本发明的第四实施方式所涉及的放射线检测器500的剖面结构的剖面图。
如图11所示，虽然本发明的第四实施方式所涉及的放射线检测器500的结构具备与在第一实施方式中说明的图3所示的结构相同的结构，但与第一实施方式的不同之处在于TFT基板形成为一张。并且，各结构的层叠的顺序不同。另外，闪烁器层的第一荧光材料与第二荧光材料不混合而分层形成。
具体而言，本发明的第四实施方式所涉及的放射线检测器500具备由第二荧光材料501构成的一方的闪烁器层502、以及由第一荧光材料503构成的另一方的闪烁器层504。
另外，在本实施方式中，第一荧光材料503与第二荧光材料501的放射线吸收特性与第一实施方式相反，第一荧光材料503主要感应的不是照射的放射线X中的低能量而是高能量的放射线X2并将放射线X转换为峰值为第一波长的光26A。并且，第二荧光材料501主要感应的不是照射的放射线X中的高能量而是低能量的放射线X1并将放射线X转换为峰值为第二波长的光28A。
另外，TFT基板508具备与上述TFT基板32相同的结构，也具备与上述TFT基板36相同的结构。即，具备不仅读出从第一光电转换层510产生的电荷而且读出从第二光电转换层506产生的电荷的结构。
而且，从一方的闪烁器层502依次层叠有第二光电转换层506、TFT基板508、第一光电转换层510、以及另一方的闪烁器层504。
另外，在必要的情况下，适当地在第一光电转换层510与TFT基板508、或者第二光电转换层506与TFT基板508之间设置吸收来自一方的闪烁器层502或者另一方的闪烁器层504的光的滤色器512。该滤色器512也可以不全部吸收来自一方的闪烁器层502或者另一方的闪烁器层504的光，例如在从另一方的闪烁器层504不仅发出第一波长的光26A、还发出额外的第二波长的光28A的情况下，只要位于比滤色器512更靠照射面300侧的第二光电转换层506不吸收该额外的第二波长的光28A即可。
具体而言，在第一光电转换层510具有吸收绿光特性、第二光电转换层506具有吸收蓝光特性的情况下，能够以第二光电转换层506不吸收来自另一方的闪烁器层504的蓝光的方式设置具有吸收蓝光特性的滤色器512。例如，当另一方的闪烁器层504的第一荧光材料503为发出绿光的GOS:Tb(包括发出略微的蓝光)、一方的闪烁器层502的第二荧光材料501为发出蓝光的BaFBr:Eu时，能够以第二光电转换层506不吸收来自第一荧光材料503的微弱的蓝光的方式设置吸收蓝光的滤色器512。
作用
以上，根据本发明的第四实施方式所涉及的放射线检测器500的结构，第二光电转换层506与来自另一方的闪烁器层504的第一波长的光26A相比，更多地吸收来自一方的闪烁器层502的第二波长的光28A并将其转换为电荷，由此得到由低能量的放射线X1所表现的低压图像。并且，第一光电转换层510比起来自一方的闪烁器层502的第二波长的光28A而更多地吸收来自另一方的闪烁器层504的第一波长的光26A并将其转换为电荷，由此得到由高能量的放射线X2所表现的高压图像。
而且，由于第一光电转换层510配置于比由第一荧光材料503构成的另一方的闪烁器层504更靠放射线X的照射面300侧，因此在另一方的闪烁器层504之中主要发光的闪烁器部分与第一光电转换层510之间的距离变短，并且能够得到由高能量的放射线X2所表现的患者14的高画质的高压图像。
另外，一般来说，无需担心闪烁器层直接照射放射线比经光电转换层、TFT基板照射放射线更能吸收放射线X，光的发光量变多，但是例如当一方的闪烁器层502的厚度大时，一方的闪烁器层502之中主要发光的闪烁器部分与第二光电转换层506之间的距离变长。然而，根据本发明的第四实施方式所涉及的放射线检测器500的结构，将另一方的闪烁器层504设置于比第二光电转换层506更靠位于非照射面侧的第一光电转换层510侧，相应地能够减薄第二光电转换层506侧的一方的闪烁器层502的厚度。而且，如果一方的闪烁器层502的厚度变薄，则在一方的闪烁器层502之中主要吸收放射线X而进行发光的闪烁器部分与第二光电转换层506之间的距离变短，第二光电转换层506对第二波长26A的光进行受光的受光量增大，并且能够得到由低能量的放射线X1所表现的患者14的高画质的低压图像。
(第五实施方式)
接着，对本发明的第五实施方式所涉及的放射线检测器进行说明。
放射线检测器的结构
图12是示出本发明的第五实施方式所涉及的放射线检测器600的剖面结构的剖面图。
如图12所示，虽然本发明的第五实施方式所涉及的放射线检测器600的结构具备与在第四实施方式中说明的图11所示的结构相同的结构，但第一光电转换层的材料与第四实施方式不同。
具体而言，在本发明的第五实施方式所涉及的放射线检测器600中，第一光电转换层602由与构成第四实施方式的第一光电转换层510的有机材料相比放射线X的吸收波长段更宽、更宽幅(broad)的非晶质硅等无机材料构成。并且，滤色器604设置于第二光电转换层506与TFT基板508之间，并吸收从一方的闪烁器层502发出的光。由于担心构成第一光电转换层602的无机材料的放射线X的吸收波长段宽而能够吸收从一方的闪烁器层502发出的光，因此该滤色器604为了防止上述情况而被设置。
作用
以上，根据本发明的第五实施方式所涉及的放射线检测器600的结构，除了第四实施方式的作用之外，由于第一光电转换层602由放射线X的吸收波长段宽的、宽幅的无机材料构成，因此能够拓宽构成另一方的闪烁器层504的第一荧光材料503的选择范围。
(变形例)
另外，虽然对本发明以特定的第一～第五实施方式进行了详细地说明，但本发明并不局限于上述实施方式，在本发明的范围内能够实施其他各种实施方式对于本领域技术人员是显而易见的，例如上述的多个实施方式能够被适当地组合并加以实施。并且，也可以适当地彼此组合以下的变形例。
例如，虽然在第一实施方式中对均匀地混合第一荧光材料26与第二荧光材料28而构成闪烁器层24的情况进行了说明，但也可以在闪烁器层24之中放射线X的照射面300侧与非照射面侧改变第一荧光材料26与第二荧光材料28的混合比。
作为改变混合比的例子，举出如下的例子：如图13A所示，在闪烁器层24的第一光电转换层30侧(照射面300侧)，将第一荧光材料26混合得比第二荧光材料28多，在闪烁器层24的第二光电转换层34侧，将第二荧光材料28混合得比第一荧光材料26多。
根据该结构，由于闪烁器层24的第一光电转换层30侧的闪烁器部分相比于第二荧光材料28而更多地混合了第一荧光材料26，因此如图13B所示，低能量的放射线X1的吸收量变多，主要发出第一波长的光26A。并且，由于闪烁器层24的第二光电转换层34侧的闪烁器部分比起第一荧光材料26而更多地混合了第二荧光材料28，因此如图13B所示，高能量的放射线X2的吸收量变多，主要发出第二波长的光28A。
由此，第一光电转换层30与位于第一光电转换层30侧的主要发出第一波长的光26A的闪烁器部分之间的距离比与位于第二光电转换层34侧的主要发出第二波长的光28A的闪烁器部分之间的距离短，相应地第一波长的光26A的受光量比第二波长的光28A多，从而能够得到噪声少的低压图像。
另外，第二光电转换层34与位于第二光电转换层34侧的主要发出第二波长的光28A的闪烁器部分之间的距离比与位于第一光电转换层30侧的主要发出第一波长的光26A的闪烁器部分之间的距离短，相应地第二波长的光28A的受光量比第一波长的光26A多，从而能够得到噪声少的高压图像。
另外，如图9所示，在第二实施方式中，虽然对从成为放射线X的照射面300的TFT基板322依次层叠有第一光电转换层324、第二光电转换层326、以及闪烁器层328的情况进行了说明，但也可以如图14所示从TFT基板322依次层叠有第二光电转换层326、第一光电转换层324、以及闪烁器层328。该结构没有将第二光电转换层326夹在中间，相应地闪烁器层328与第一光电转换层324之间的距离变短，因此能够增大在第一光电转换层324中对峰值为第一波长的光26A进行受光的受光量。
另外，在第一、第三实施方式中，虽然对具备两张TFT基板32、36的情况进行了说明，但也可以仅具备一张具有TFT基板32、36的功能的基板。相同地，在第二实施方式等中，虽然对具备一张TFT基板322的情况进行了说明，但也可以分为第一光电转换层324用的TFT基板与第二光电转换层326用的TFT基板而具备两张TFT基板。
另外，在图7中，虽然将各第一信号配线126A以及各第二信号配线126B与一个信号检测电路200连接，但也可以设置两个信号检测电路200，将第一信号配线126A与第二信号配线126B与各自的信号检测电路200连接。由此，能够使用现有的在用于检测一个放射线图像的光检测基板中所使用的信号检测电路。
另外，在第一实施方式中，虽然对在壳体16的内部从照射放射线X的壳体16的照射面18侧依次设置有用于检测透过患者14的放射线X的放射线检测器20、以及控制基板22的情况进行了说明，但也可以从照射放射线X的照射面18侧依次收纳：将伴随着透过患者14而产生的放射线X的散射线除去的栅格(grid)、放射线检测器20、以及用于吸收放射线X的背散射线的铅板。
另外，虽然在第一实施方式中对壳体16的形状为矩形平板状的情况进行了说明，但并没有特别地限定，例如也可以在正面视形成为正方形或圆形。
另外，在第一实施方式中，虽然对形成一个控制基板22的情况进行了说明，但本发明并不局限于上述实施方式，控制基板22也可以根据每个功能而分为多个。另外，虽然说明了将控制基板22与放射线检测器20在垂直方向(壳体16的厚度方向)上排列而配置的情况，但也可以与放射线检测器20在水平方向上排列而配置。
另外，放射线X并不局限于X射线，也可以是α线、β线、γ线、电子束或者紫外线等。
另外，虽然对放射线图像拍摄装置为具有可搬运性的电子盒10的情况进行了说明，但放射线图像拍摄装置也可以是不具有可搬运性的大型的放射线图像拍摄装置。
另外，除了在第二实施方式中，放射线X的照射方向也可以是相反方向。即，例如在第一实施方式中，虽然TFT基板32被设为放射线X的照射面300，但TFT基板36也可以被设为放射线X的照射面。
另外，为了参照日本申请2010-167489的公开而将其整体引入本说明书。
为了参照而将本说明书所记载的全部的文献、专利申请、以及技术规格引入本说明书中，以便为了参照而引入各个文献、专利申请、以及技术规格与具体且记载的情况成为相同程度。
附图标记20是放射线检测器。
附图标记24是闪烁器层。
附图标记26是第一荧光材料。
附图标记26A是峰值为第一波长的光(第一波长的光)。
附图标记28是第二荧光材料。
附图标记28A是峰值为第二波长的光(第二波长的光)。
附图标记30是第一光电转换层。
附图标记32是TFT基板(基板)。
附图标记34是第二光电转换层。
附图标记36是TFT基板(基板)。
附图标记104是活性层。
附图标记300是照射面。
附图标记320是放射线检测器。
附图标记322是TFT基板(基板)。
附图标记324是第一光电转换层。
附图标记326是第二光电转换层。
附图标记328是闪烁器层。
附图标记400是放射线检测器。
附图标记402是一方的闪烁器层。
附图标记404是另一方的闪烁器层。
附图标记500是放射线检测器。
附图标记501是第二荧光材料。
附图标记502是一方的闪烁器层。
附图标记503是第一荧光材料。
附图标记504是另一方的闪烁器层。
附图标记506是第二光电转换层。
附图标记508是TFT基板(基板)。
附图标记510是第一光电转换层。
附图标记512是滤色器。
附图标记600是放射线检测器。
附图标记602是第一光电转换层。
附图标记604是滤色器。
附图标记Q1是电荷。
附图标记Q2是电荷。
附图标记X是放射线。
附图标记X1是低能量的放射线(第一能量的放射线、第二能量的放射线)。
附图标记X2是高能量的放射线(第一能量的放射线、第二能量的放射线)。

Claims (12)

1.一种放射线检测器，其特征在于，
层叠具备：
闪烁器层，其构成为将第一荧光材料与第二荧光材料分层、或混合而形成为单层，所述第一荧光材料主要感应照射的放射线中的第一能量的放射线并将所述放射线转换为第一波长的光，所述第二荧光材料主要感应所述放射线中的与所述第一能量不同的第二能量的放射线并将所述放射线转换为与所述第一波长不同的第二波长的光；
第一光电转换层，其配置于比含有所述第一荧光材料的所述闪烁器层靠所述放射线的照射侧，由第一有机材料、或者所述放射线的吸收波长段比所述第一有机材料宽的无机材料构成，至少吸收所述第一波长的光并将其转换为电荷；
第二光电转换层，其由与所述第一有机材料不同的第二有机材料构成，比起所述第一波长的光而更多地吸收所述第二波长的光并将其转换为电荷；以及
一张或者两张的基板，其形成有读出由所述第一光电转换层以及所述第二光电转换层产生的电荷的晶体管。
2.根据权利要求1所述的放射线检测器，其特征在于，
所述第一能量的能量比所述第二能量小，
所述第一光电转换层由所述第一有机材料构成，比起所述第二波长的光而更多地吸收所述第一波长的光并将其转换为电荷。
3.根据权利要求2所述的放射线检测器，其特征在于，
所述闪烁器层混合所述第一荧光材料与所述第二荧光材料而形成为单层，
所述基板包括读出由所述第一光电转换层产生的电荷的一方的基板和读出由所述第二光电转换层产生的电荷的另一方的基板这两张基板，所述一方的基板为放射线的照射面，
从所述一方的基板侧依次层叠有所述第一光电转换层、所述闪烁器层、所述第二光电转换层、以及所述另一方的基板。
4.根据权利要求3所述的放射线检测器，其特征在于，
在所述闪烁器层的所述第一光电转换层侧中，将所述第一荧光材料混合得比所述第二荧光材料多，
在所述闪烁器层的所述第二光电转换层侧中，将所述第二荧光材料混合得比所述第一荧光材料多。
5.根据权利要求2所述的放射线检测器，其特征在于，
所述基板包括读出由所述第一光电转换层产生的电荷的一方的基板和读出由所述第二光电转换层产生的电荷的另一方的基板这两张基板，所述一方的基板为放射线的照射面，
所述闪烁器层由所述分层构成，所述分层中的一方的闪烁器层由所述第一荧光材料构成，所述分层中的另一方的闪烁器层由所述第二荧光材料构成，
从所述一方的基板侧依次层叠有所述第一光电转换层、所述一方的闪烁器层、所述另一方的闪烁器层、所述第二光电转换层、以及所述另一方的基板。
6.根据权利要求2所述的放射线检测器，其特征在于，
所述闪烁器层混合所述第一荧光材料与所述第二荧光材料而形成为单层，
所述基板为所述放射线的照射面，
从所述基板依次层叠有所述第一光电转换层、所述第二光电转换层、以及所述闪烁器层，或者依次层叠有所述第二光电转换层、所述第一光电转换层、以及所述闪烁器层。
7.根据权利要求1所述的放射线检测器，其特征在于，
所述第一能量比所述第二能量大，
所述第一光电转换层由所述第一有机材料构成，比起所述第二波长的光而更多地吸收所述第一波长的光并将其转换为电荷，
所述闪烁器层由所述分层构成，
所述分层中的一方的闪烁器层由所述第二荧光材料构成，且为所述放射线的照射面，
所述分层中的另一方的闪烁器层由所述第一荧光材料构成，
从所述一方的闪烁器层依次层叠有所述第二光电转换层、所述基板、所述第一光电转换层、以及所述另一方的闪烁器层。
8.根据权利要求1所述的放射线检测器，其特征在于，
所述第一能量比所述第二能量大，
所述第一光电转换层由所述无机材料构成，
所述闪烁器层由所述分层构成，
所述分层中的一方的闪烁器层由所述第二荧光材料构成，且为所述放射线的照射面，
所述分层中的另一方的闪烁器层由所述第一荧光材料构成，
从所述一方的闪烁器层依次层叠有所述第二光电转换层、所述基板、所述第一光电转换层、以及所述另一方的闪烁器层。
9.根据权利要求7或8所述的放射线检测器，其特征在于，
所述放射线检测器具备滤色器，该滤色器设置于所述第一光电转换层与所述基板、或者所述第二光电转换层与所述基板之间，并吸收来自所述一方的闪烁器层或者所述另一方的闪烁器层的光。
10.根据权利要求1至8中任一项所述的放射线检测器，其特征在于，
所述第一光电转换层使所述第二波长的光透过而吸收所述第一波长的光，
所述第二光电转换层使所述第一波长的光透过而吸收所述第二波长的光。
11.根据权利要求1至8中任一项所述的放射线检测器，其特征在于，
所述第一波长为蓝色光的波长，所述第二波长为绿色光的波长。
12.根据权利要求2至7中任一项所述的放射线检测器，其特征在于，
所述晶体管的活性层由非晶质氧化物构成，
所述基板由塑料树脂构成。
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Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107407735A (zh) * 2015-03-10 2017-11-28 株式会社岛津制作所 X射线检测器
CN108139491A (zh) * 2015-10-21 2018-06-08 皇家飞利浦有限公司 用于低能量辐射量子和高能量辐射量子的组合探测的辐射探测器
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
CN110869809A (zh) * 2017-07-10 2020-03-06 佳能株式会社 放射线成像装置和放射线成像系统
WO2021164281A1 (zh) * 2020-02-21 2021-08-26 江苏康众数字医疗科技股份有限公司 双能谱双分辨率的x-射线探测器、探测系统及成像方法

Families Citing this family (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10684380B2 (en) * 2008-05-22 2020-06-16 W. Davis Lee Multiple scintillation detector array imaging apparatus and method of use thereof
JP2012233781A (ja) * 2011-04-28 2012-11-29 Fujifilm Corp 放射線画像検出装置、及び放射線撮影装置
JP2013002881A (ja) * 2011-06-14 2013-01-07 Fujifilm Corp 放射線画像検出装置及び放射線撮影装置
JP5744941B2 (ja) * 2012-03-12 2015-07-08 富士フイルム株式会社 放射線画像検出装置及び放射線画像撮影システム
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
WO2017080728A1 (de) * 2015-11-11 2017-05-18 Siemens Healthcare Gmbh Detektorelement zur erfassung von einfallender röntgenstrahlung
JP6682422B2 (ja) * 2016-12-01 2020-04-15 株式会社東芝 放射線検出器
JP2018117097A (ja) * 2017-01-20 2018-07-26 株式会社東芝 光検出器、および検出装置
JP6666285B2 (ja) * 2017-03-03 2020-03-13 株式会社東芝 放射線検出器
JP6670785B2 (ja) * 2017-03-21 2020-03-25 株式会社東芝 放射線検出器
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
US10310104B1 (en) * 2017-07-12 2019-06-04 Varex Imaging Corporation Megavolt and kilovolt X-ray imaging from opposite sides of a detector
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
US10353083B2 (en) * 2017-09-12 2019-07-16 Palo Alto Research Center Incorporated Monolithic digital x-ray detector stack with energy resolution
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
WO2019188361A1 (ja) * 2018-03-27 2019-10-03 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
CN109004095B (zh) * 2018-07-25 2020-08-11 京东方科技集团股份有限公司 一种彩膜基板及woled显示装置
JP2020041944A (ja) * 2018-09-12 2020-03-19 株式会社東芝 放射線検出器
JP6924173B2 (ja) * 2018-09-18 2021-08-25 株式会社東芝 放射線検出器及びその製造方法
JP6972050B2 (ja) * 2019-02-19 2021-11-24 株式会社東芝 放射線検出器および放射線検出装置
IT201900010638A1 (it) * 2019-07-02 2021-01-02 St Microelectronics Srl Rilevatore di radiazione a scintillatore e dosimetro corrispondente

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4486486A (en) * 1982-03-15 1984-12-04 Kasei Optonix, Ltd. Radiographic image conversion screens
US4656109A (en) * 1984-09-19 1987-04-07 Fuji Electric Co., Ltd. Layered solid state color photosensitive device
US5216252A (en) * 1991-06-20 1993-06-01 Thomas Jefferson University Binary screen, system and method for single pulse dual energy radiography
US20080011960A1 (en) * 2006-07-14 2008-01-17 Eastman Kodak Company Apparatus for asymmetric dual-screen digital radiography
JP2009032854A (ja) * 2007-07-26 2009-02-12 Fujifilm Corp 放射線撮像素子
CN101467256A (zh) * 2006-06-09 2009-06-24 佳能株式会社 放射线成像装置和放射线成像系统
JP2010078385A (ja) * 2008-09-25 2010-04-08 Fujifilm Corp 放射線画像検出装置

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS60200189A (ja) * 1984-03-23 1985-10-09 Toshiba Corp 放射線検出器
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
JPH07120557A (ja) * 1993-10-27 1995-05-12 Fuji Photo Film Co Ltd 放射線検出器
JP4585064B2 (ja) * 1999-11-01 2010-11-24 株式会社東芝 放射線診断装置
US7105828B2 (en) * 2004-02-10 2006-09-12 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Hybrid x-ray detector
JP2009511871A (ja) * 2005-10-05 2009-03-19 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ スペクトルコンピュータ断層撮像用の多層検出器

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4486486A (en) * 1982-03-15 1984-12-04 Kasei Optonix, Ltd. Radiographic image conversion screens
US4656109A (en) * 1984-09-19 1987-04-07 Fuji Electric Co., Ltd. Layered solid state color photosensitive device
US5216252A (en) * 1991-06-20 1993-06-01 Thomas Jefferson University Binary screen, system and method for single pulse dual energy radiography
CN101467256A (zh) * 2006-06-09 2009-06-24 佳能株式会社 放射线成像装置和放射线成像系统
US20080011960A1 (en) * 2006-07-14 2008-01-17 Eastman Kodak Company Apparatus for asymmetric dual-screen digital radiography
JP2009032854A (ja) * 2007-07-26 2009-02-12 Fujifilm Corp 放射線撮像素子
JP2010078385A (ja) * 2008-09-25 2010-04-08 Fujifilm Corp 放射線画像検出装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
NOMURA ET AL: "Room-temperature fabrication of transparent flexible thin-film transistors using amorphous oxide semiconductors", 《NATURE》 *

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107407735A (zh) * 2015-03-10 2017-11-28 株式会社岛津制作所 X射线检测器
US10295678B2 (en) 2015-03-10 2019-05-21 Shimadzu Corporation X-ray detector
CN107407735B (zh) * 2015-03-10 2019-07-09 株式会社岛津制作所 X射线检测器
CN108139491A (zh) * 2015-10-21 2018-06-08 皇家飞利浦有限公司 用于低能量辐射量子和高能量辐射量子的组合探测的辐射探测器
CN108139491B (zh) * 2015-10-21 2022-06-07 皇家飞利浦有限公司 用于低能量辐射量子和高能量辐射量子的组合探测的辐射探测器
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
CN109863599B (zh) * 2016-11-30 2024-06-18 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
CN110869809A (zh) * 2017-07-10 2020-03-06 佳能株式会社 放射线成像装置和放射线成像系统
WO2021164281A1 (zh) * 2020-02-21 2021-08-26 江苏康众数字医疗科技股份有限公司 双能谱双分辨率的x-射线探测器、探测系统及成像方法

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