JP2012013572A

JP2012013572A - Method of manufacturing radiation detector, and radiation image shooting device

Info

Publication number: JP2012013572A
Application number: JP2010151207A
Authority: JP
Inventors: Yasuyoshi Ota; 恭義大田; Haruyasu Nakatsugawa; 晴康中津川; Naoyuki Nishino; 直行西納; Shoji Nariyuki; 書史成行; Naoto Iwakiri; 直人岩切
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2010-07-01
Filing date: 2010-07-01
Publication date: 2012-01-19

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a method of manufacturing a radiation detector improved in image quality, and a radiation image shooting device.SOLUTION: The method of manufacturing the radiation detector comprises a depositing step of depositing a scintillator layer 36 equipped with a non-columnar crystal area 102 and a columnar crystal area 104 continuing to the non-columnar crystal area 102, on a depositing substrate 100; a first pasting step of pasting a light detecting substrate 30 which converts light emitted from the scintillator layer 36 into an electric signal, to the columnar crystal area 104 of the scintillator layer 36; and a removing step of cutting the non-columnar crystal area 102 along the depositing substrate 100, and removing a part or the whole of the non-columnar crystal area 102 with the depositing substrate 100.

Description

本発明は、放射線検出器の製造方法及び放射線画像撮影装置に関する。 The present invention relates to a method for manufacturing a radiation detector and a radiographic imaging apparatus.

近年、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。この放射線検出器は、従来のイメージングプレートに比べて、即時に画像を確認できるといったメリットがあり、急速に普及が進んでいる。 In recent years, radiation detectors such as FPD (Flat Panel Detector) capable of directly converting radiation into digital data have been put into practical use. This radiation detector has an advantage that an image can be confirmed immediately compared to a conventional imaging plate, and is rapidly spreading.

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（Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ）などのシンチレータ層で光に変換し、変換した光を半導体層で電荷に変換して蓄積する間接変換方式がある。 Various types of radiation detectors have been proposed. For example, radiation is once converted into light by a scintillator layer such as CsI: Tl, GOS (Gd ₂ O ₂ S: Tb), and the converted light is converted into a semiconductor. There is an indirect conversion method in which the charge is converted and accumulated in a layer.

この間接変換方式の放射線検出器の製造方法には、堆積用の支持体上に複数の柱状結晶体を備えたシンチレータ層を蒸着して堆積する堆積工程を行った後、当該シンチレータ層に、光を電荷に変換する光検出基板を貼り付ける貼付工程を有する製造方法がある（特許文献１参照）。 In this indirect conversion type radiation detector manufacturing method, after performing a deposition process in which a scintillator layer having a plurality of columnar crystals is deposited on a deposition support, a light is deposited on the scintillator layer. There is a manufacturing method having a pasting step of pasting a light detection substrate that converts a light into a charge (see Patent Document 1).

上記のような製造方法において、堆積工程の蒸着初期では、柱状結晶体ではない非柱状結晶体で構成された非柱状結晶領域が支持体上に形成されるのが一般的であるが、この非柱状結晶領域は成長状態が不均一であるため、放射線検出器から得られる画像の画質が劣化してしまう。 In the manufacturing method as described above, a non-columnar crystal region composed of non-columnar crystals that are not columnar crystals is generally formed on a support at the initial stage of vapor deposition in the deposition step. Since the columnar crystal region has a non-uniform growth state, the image quality of the image obtained from the radiation detector is deteriorated.

ここで、特許文献２,３には、シンチレータ層を堆積方向に沿って切断する方法が開示されている。 Here, Patent Documents 2 and 3 disclose a method of cutting the scintillator layer along the deposition direction.

また、特許文献４,５には、シンチレータ層に光検出基板を貼り付けた後に、堆積用の支持体を除去する方法が開示されている。 Patent Documents 4 and 5 disclose a method of removing a support for deposition after a photodetection substrate is attached to a scintillator layer.

特開２００８−８８５３１号公報JP 2008-88531 A 特開２００２−１８９０８１号公報JP 2002-189081 A 特開２００４−９００９６号公報JP 2004-90096 A 特開平１１−１０１８９５号公報JP-A-11-101895 特開平２００５−１７２５１１号公報Japanese Patent Application Laid-Open No. 2005-172511

しかしながら、特許文献２,３では、シンチレータ層を堆積方向に沿って切断しているので、シンチレータ層に非柱状結晶領域は残ったままとなり、当該非柱状結晶領域に起因して、放射線検出器から得られる画像の画質が劣化してしまう。 However, in Patent Documents 2 and 3, since the scintillator layer is cut along the deposition direction, the non-columnar crystal region remains in the scintillator layer, which is caused by the non-columnar crystal region from the radiation detector. The image quality of the obtained image will deteriorate.

また、特許文献４,５においても同様に、堆積用の支持体を除去するだけなので、シンチレータ層に非柱状結晶領域は残ったままとなり、当該非柱状結晶領域に起因して、放射線検出器から得られる画像の画質が劣化してしまう。 Similarly, in Patent Documents 4 and 5, since only the support for deposition is removed, the non-columnar crystal region remains in the scintillator layer, which is caused by the non-columnar crystal region from the radiation detector. The image quality of the obtained image will deteriorate.

本発明は上記事実に鑑みてなされたものであり、画質が向上する放射線検出器の製造方法及び放射線画像撮影装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above-described facts, and an object of the present invention is to provide a method of manufacturing a radiation detector and a radiographic imaging apparatus that improve image quality.

本発明の第１態様に係る放射線検出器の製造方法は、支持体上に、非柱状結晶領域と前記非柱状結晶領域と連続する柱状結晶領域とを備えたシンチレータ層を堆積する堆積工程と、前記シンチレータ層から放出された光を電気信号に変換する光検出基板を、前記シンチレータ層の前記柱状結晶領域に貼り付ける第１貼付工程と、前記非柱状結晶領域を前記支持体に沿って切断して、前記支持体と共に前記非柱状結晶領域の一部又は全部を除去する除去工程と、を有する。 The method for manufacturing a radiation detector according to the first aspect of the present invention includes a deposition step of depositing a scintillator layer including a non-columnar crystal region and a columnar crystal region continuous with the non-columnar crystal region on a support; A first pasting step of pasting a light detection substrate that converts light emitted from the scintillator layer into an electrical signal to the columnar crystal region of the scintillator layer; and cutting the non-columnar crystal region along the support. And a removal step of removing a part or all of the non-columnar crystal region together with the support.

この方法によれば、除去工程において非柱状結晶領域が支持体に沿って切断されるため、成長状態が不均一な非柱状結晶領域の一部又は全部が、支持体と共に除去されることになる。この結果、光検出基板上のシンチレータ層には画質劣化の原因となる非柱状結晶領域が完全に存在しないか、或いは存在するがその厚みが薄くなり、放射線検出器の画質が向上する。
また、除去工程において支持体が除去されるので、支持体の熱膨張で放射線検出器が反るということがない。
また、非柱状結晶領域を全部除去した場合、光検出基板上のシンチレータ層には画質劣化の原因となる非柱状結晶領域が完全に存在しなくなるので、放射線検出器の画質をより向上することが可能である。 According to this method, since the non-columnar crystal region is cut along the support in the removing step, a part or all of the non-columnar crystal region having a non-uniform growth state is removed together with the support. . As a result, in the scintillator layer on the light detection substrate, the non-columnar crystal region that causes image quality degradation does not exist completely or is present, but its thickness is reduced, and the image quality of the radiation detector is improved.
Further, since the support is removed in the removing step, the radiation detector does not warp due to the thermal expansion of the support.
In addition, when all the non-columnar crystal regions are removed, the non-columnar crystal regions that cause image quality degradation are completely absent from the scintillator layer on the light detection substrate, so that the image quality of the radiation detector can be further improved. Is possible.

本発明の第２態様に係る放射線検出器の製造方法は、前記除去工程では、前記柱状結晶領域の中を前記支持体に沿って切断し、前記柱状結晶領域は、複数本の柱状結晶体で構成され、切断された前記非柱状結晶領域の切断面は、つながれている。 In the method of manufacturing a radiation detector according to the second aspect of the present invention, in the removing step, the columnar crystal region is cut along the support, and the columnar crystal region is a plurality of columnar crystal bodies. The cut surfaces of the non-columnar crystal regions that are configured and cut are connected.

この方法によれば、光検出基板上のシンチレータ層には非柱状結晶領域のうち柱状結晶領域と連続する部分が残ることになり、非柱状結晶領域を全部除去する場合に比べて、複数本の柱状結晶体が崩壊又は損傷することを抑制することができる。 According to this method, in the scintillator layer on the photodetecting substrate, a portion of the non-columnar crystal region that is continuous with the columnar crystal region remains, and a plurality of non-columnar crystal regions are removed compared to the case where all the non-columnar crystal regions are removed. It can suppress that a columnar crystal body collapses or is damaged.

本発明の第３態様に係る放射線検出器の製造方法は、前記除去工程では、前記非柱状結晶領域を前記光検出基板と平行に切断する。 In the method for manufacturing a radiation detector according to the third aspect of the present invention, in the removing step, the non-columnar crystal region is cut in parallel with the light detection substrate.

この方法によれば、シンチレータ層の切断面を光検出基板と平行にすることができ、光検出基板がシンチレータ層から受ける光の受光量を均一化できる。また、シンチレータ層と光検出基板を密着させることができるので、シンチレータ層で発光した光のボケ（広がり）を抑えて光を光検出基板に到達させることができるので、より画質が向上する。 According to this method, the cut surface of the scintillator layer can be made parallel to the light detection substrate, and the amount of light received by the light detection substrate from the scintillator layer can be made uniform. In addition, since the scintillator layer and the light detection substrate can be brought into close contact with each other, blurring (spreading) of light emitted from the scintillator layer can be suppressed and light can reach the light detection substrate, so that the image quality is further improved.

本発明の第４態様に係る放射線検出器の製造方法は、前記除去工程では、前記非柱状結晶領域をレーザーにより切断する。 In the method of manufacturing a radiation detector according to the fourth aspect of the present invention, in the removing step, the non-columnar crystal region is cut with a laser.

この方法によれば、シンチレータ層の切断面を平らにすることができる。 According to this method, the cut surface of the scintillator layer can be flattened.

本発明の第５態様に係る放射線検出器の製造方法は、前記シンチレータ層は、耐水性のある材料で構成され、前記除去工程では、前記非柱状結晶領域を高水圧により切断する。 In the method of manufacturing a radiation detector according to the fifth aspect of the present invention, the scintillator layer is made of a water-resistant material, and the non-columnar crystal region is cut at a high water pressure in the removing step.

このように、シンチレータ層が耐水性のある材料で構成されていれば、第４態様のレーザーの代わりに高水圧により非柱状結晶領域を切断することができる。 Thus, if the scintillator layer is made of a water-resistant material, the non-columnar crystal region can be cut by high water pressure instead of the laser of the fourth aspect.

本発明の第６態様に係る放射線検出器の製造方法は、前記除去工程の後、前記光検出基板上にある前記シンチレータ層の切断面に、支持体を貼り付ける第２貼付工程、を有する。 The manufacturing method of the radiation detector which concerns on the 6th aspect of this invention has a 2nd sticking process which affixes a support body on the cut surface of the said scintillator layer on the said optical detection board | substrate after the said removal process.

この方法によれば、シンチレータ層を補強することができる。この方法は、非柱状結晶領域を全て除去するように切断した場合に特に有効である。 According to this method, the scintillator layer can be reinforced. This method is particularly effective when cut so as to remove all non-columnar crystal regions.

本発明の第７態様に係る放射線検出器の製造方法は、前記第２貼付工程では、前記支持体として前記シンチレータ層から放出された光を電気信号に変換する光検出基板を貼り付ける。 In the method of manufacturing a radiation detector according to the seventh aspect of the present invention, in the second pasting step, a light detection substrate that converts light emitted from the scintillator layer into an electrical signal is pasted as the support.

この方法によれば、シンチレータ層の両面に光検出基板を貼り付けることになり、両基板とも画像撮影用に用いて放射線検出器の感度を向上させたり、一方を自動露出制御用Ｘ線検出器(ＡＥＣ検出器)に用いたりすることができる。 According to this method, the photodetection substrates are attached to both surfaces of the scintillator layer, and both substrates are used for image capturing to improve the sensitivity of the radiation detector, or one of them is an X-ray detector for automatic exposure control. (AEC detector).

本発明の第８態様に係る放射線検出器の製造方法は、前記第２貼付工程で貼り付ける前記支持体は、前記第１貼付工程で貼り付けた前記光検出基板の熱膨張率と略同一の熱膨張率を有する。 In the method of manufacturing a radiation detector according to the eighth aspect of the present invention, the support attached in the second attaching step is substantially the same as the coefficient of thermal expansion of the light detection substrate attached in the first attaching step. It has a coefficient of thermal expansion.

この方法によれば、温度変化があっても光検出基板と支持体との熱膨張量の差が無くなる或いは小さくなるので、放射線検出器の反りを無くす或いは抑制することができる。 According to this method, even if there is a temperature change, the difference in the amount of thermal expansion between the light detection substrate and the support is eliminated or reduced, so that the warp of the radiation detector can be eliminated or suppressed.

本発明の第９態様に係る放射線検出器の製造方法は、前記第２貼付工程で貼り付ける前記支持体は、可撓性を有する。 In the method of manufacturing a radiation detector according to the ninth aspect of the present invention, the support attached in the second attaching step has flexibility.

この方法によれば、仮にシンチレータ層の切断面の平坦性が悪くても、第２貼付工程で当該切断面に支持体を貼り付けることができる。 According to this method, even if the flatness of the cut surface of the scintillator layer is poor, the support can be attached to the cut surface in the second sticking step.

本発明の第１０態様に係る放射線画像撮影装置は、筐体と、上記いずれかの放射線検出器の製造方法によって製造され、前記シンチレータ層と前記光検出基板のうち、前記シンチレータ層の切断面側を放射線の照射面となるように前記筐体に内蔵された放射線検出器と、を備える。 A radiographic imaging device according to a tenth aspect of the present invention is manufactured by a housing and any one of the above-described methods for manufacturing a radiation detector, and of the scintillator layer and the light detection substrate, the cut surface side of the scintillator layer. And a radiation detector built in the housing so as to be a radiation irradiation surface.

この構成によれば、放射線は筐体を通過した後、シンチレータ層の成長状態が不均一な非柱状結晶領域を介して柱状結晶領域に照射されることになり、放射線検出器の画質を劣化させる虞があるが、除去工程により非柱状結晶領域の一部又は全部が除去されているため、画質は劣化しない。 According to this configuration, after the radiation passes through the casing, the columnar crystal region is irradiated through the non-columnar crystal region where the growth state of the scintillator layer is non-uniform, which deteriorates the image quality of the radiation detector. Although there is a possibility, the image quality does not deteriorate because part or all of the non-columnar crystal region is removed by the removal step.

本発明の第１１態様に係る放射線画像撮影装置は、筐体と、上記いずれかの放射線検出器の製造方法によって製造され、前記シンチレータ層と前記光検出基板のうち、前記光検出基板側を放射線の照射面となるように前記筐体に内蔵された放射線検出器と、を備える。 A radiographic imaging device according to an eleventh aspect of the present invention is manufactured by a housing and any one of the above-described methods for manufacturing a radiation detector, and of the scintillator layer and the photodetection substrate, the photodetection substrate side is irradiated with radiation. A radiation detector built in the housing so as to be an irradiation surface.

この構成によれば、放射線は筐体を通過した後、シンチレータ層の成長状態が不均一な非柱状結晶領域を介さず柱状結晶領域に照射されることになるので、第１１態様の構成に比べて、非柱状結晶領域が放射線検出器の画質に与える影響を抑制できる。また、仮にシンチレータ層の切断面の平坦性が悪くても、当該切断面にて放射線が散乱することを抑制できる。 According to this configuration, after the radiation passes through the casing, the columnar crystal region is irradiated without passing through the non-columnar crystal region where the growth state of the scintillator layer is non-uniform. Thus, the influence of the non-columnar crystal region on the image quality of the radiation detector can be suppressed. Moreover, even if the flatness of the cut surface of the scintillator layer is poor, it is possible to suppress the scattering of radiation at the cut surface.

本発明によれば、画質が向上する放射線検出器の製造方法及び放射線画像撮影装置を提供することができる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the manufacturing method and radiographic imaging apparatus of a radiation detector which can improve an image quality can be provided.

放射線画像撮影時における放射線画像撮影装置（電子カセッテ）の配置を示す概略図である。It is the schematic which shows arrangement | positioning of the radiographic imaging apparatus (electronic cassette) at the time of radiographic imaging. 図１に示す本発明の第１実施形態に係る電子カセッテの内部構造を示す概略斜視図である。It is a schematic perspective view which shows the internal structure of the electronic cassette concerning 1st Embodiment of this invention shown in FIG. 図１に示す電子カセッテの回路図を示す図である。It is a figure which shows the circuit diagram of the electronic cassette shown in FIG. 図１に示す本発明の第１実施形態に係る電子カセッテの断面構成を示した断面図である。It is sectional drawing which showed the cross-sectional structure of the electronic cassette concerning 1st Embodiment of this invention shown in FIG. 本発明の第１実施形態に係る放射線検出器の製造工程を示した図であって、（Ａ）は基板用意工程を示す図であり、（Ｂ）は堆積工程を示す図であり、（Ｃ）は貼付工程を示す図であり、（Ｄ）は除去工程を示す図であり、（Ｅ）は本発明の第１実施形態に係る放射線検出器を示す図である。It is the figure which showed the manufacturing process of the radiation detector which concerns on 1st Embodiment of this invention, Comprising: (A) is a figure which shows a board | substrate preparation process, (B) is a figure which shows a deposition process, (C () Is a figure which shows a sticking process, (D) is a figure which shows a removal process, (E) is a figure which shows the radiation detector which concerns on 1st Embodiment of this invention. 本発明の第２実施形態に係る放射線検出器の製造工程を示した図であって、（Ａ）は基板用意工程を示す図であり、（Ｂ）は堆積工程を示す図であり、（Ｃ）は第１貼付工程を示す図であり、（Ｄ）は除去工程を示す図であり、（Ｅ）は第２貼付工程を示す図である。It is the figure which showed the manufacturing process of the radiation detector which concerns on 2nd Embodiment of this invention, Comprising: (A) is a figure which shows a board | substrate preparation process, (B) is a figure which shows a deposition process, (C () Is a figure which shows a 1st sticking process, (D) is a figure which shows a removal process, (E) is a figure which shows a 2nd sticking process. 図４に示す放射線画像撮影装置の変形例を示す図である。It is a figure which shows the modification of the radiographic imaging apparatus shown in FIG.

（第１実施形態）
以下、添付の図面を参照しながら、本発明の第１実施形態に係る放射線検出器の製造方法及び放射線画像撮影装置について具体的に説明する。なお、図中、同一又は対応する機能を有する部材（構成要素）には同じ符号を付して適宜説明を省略する。 (First embodiment)
Hereinafter, a method for manufacturing a radiation detector and a radiographic imaging apparatus according to a first embodiment of the present invention will be specifically described with reference to the accompanying drawings. In the drawings, members (components) having the same or corresponding functions are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted as appropriate.

−放射線画像撮影装置の全体構成−
まず、本発明の第１実施形態に係る放射線画像撮影装置の一例としての電子カセッテの構成を説明する。 -Overall configuration of radiographic imaging device-
First, the configuration of an electronic cassette as an example of a radiographic imaging apparatus according to the first embodiment of the present invention will be described.

本発明の第１実施形態に係る電子カセッテは、可搬性を有し、被写体を透過した放射線源からの放射線を検出し、その検出した放射線により表わされる放射線画像の画像情報を生成し、その生成した画像情報を記憶可能な放射線画像撮影装置であり、具体的には以下に示すように構成されている。なお、電子カセッテは、生成した画像情報を記憶しない構成であっても良い。 The electronic cassette according to the first embodiment of the present invention has portability, detects radiation from a radiation source that has passed through the subject, generates image information of a radiographic image represented by the detected radiation, and generates the same The radiographic image capturing apparatus is capable of storing the obtained image information, and is specifically configured as follows. The electronic cassette may be configured not to store the generated image information.

図１は、放射線画像撮影時における電子カセッテの配置を示す概略図である。 FIG. 1 is a schematic view showing an arrangement of electronic cassettes at the time of radiographic imaging.

電子カセッテ１０は、放射線画像の撮影時において、放射線Ｘを発生させる放射線源としての放射線発生部１２と間隔を空けて配置される。このときの放射線発生部１２と電子カセッテ１０との間は、被写体としての患者１４が位置するための撮影位置とされており、放射線画像の撮影が指示されると、放射線発生部１２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。放射線発生部１２から射出された放射線Ｘは、撮影位置に位置している患者１４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１０に照射される。 The electronic cassette 10 is arranged at a distance from the radiation generation unit 12 as a radiation source for generating the radiation X at the time of capturing a radiation image. The space between the radiation generation unit 12 and the electronic cassette 10 at this time is an imaging position for the patient 14 as a subject to be positioned. When an instruction to capture a radiographic image is given, the radiation generation unit 12 gives in advance. Radiation X having a radiation dose according to the imaging conditions is emitted. The radiation X emitted from the radiation generation unit 12 passes through the patient 14 located at the imaging position, and is applied to the electronic cassette 10 after carrying image information.

図２は、電子カセッテ１０の内部構造を示す概略斜視図である。 FIG. 2 is a schematic perspective view showing the internal structure of the electronic cassette 10.

電子カセッテ１０は、放射線Ｘを透過させる材料から成り、所定の厚みを有する平板状の筐体１６を備えている。そして、この筐体１６の内部に、放射線Ｘが照射される筐体１６の照射面１８側から、患者１４を透過した放射線Ｘを検出する放射線検出器２０、及び当該放射線検出器２０を制御する制御基板２２が順に設けられている。 The electronic cassette 10 is made of a material that transmits the radiation X, and includes a flat housing 16 having a predetermined thickness. And the radiation detector 20 which detects the radiation X which permeate | transmitted the patient 14 from the irradiation surface 18 side of the housing | casing 16 where radiation X is irradiated inside this housing | casing 16, and the said radiation detector 20 are controlled. A control board 22 is provided in order.

図３は、電子カセッテ１０の回路図を示す図である。 FIG. 3 is a circuit diagram of the electronic cassette 10.

放射線検出器２０は、上部電極と半導体層と下部電極を備え、光を受けて電荷を蓄積するセンサ部２４と、センサ部２４に蓄積された電荷を読み出すためのＴＦＴスイッチ２６と、を含んで構成される画素２８が２次元状に多数設けられたＴＦＴ（Thin Film Transistor）アクティブマトリクス基板３０（以下、ＴＦＴ基板という）を備えている The radiation detector 20 includes an upper electrode, a semiconductor layer, and a lower electrode, and includes a sensor unit 24 that receives light and accumulates charges, and a TFT switch 26 for reading out the charges accumulated in the sensor unit 24. The configured pixel 28 includes a TFT (Thin Film Transistor) active matrix substrate 30 (hereinafter referred to as a TFT substrate) provided with a number of two-dimensionally provided pixels.

また、ＴＦＴ基板３０には、前述したＴＦＴスイッチ２６をＯＮ／ＯＦＦするための複数の走査配線３２と、センサ部２４に蓄積された電荷を読み出すための複数の信号配線３４と、が互いに交差して設けられている。 Further, on the TFT substrate 30, a plurality of scanning wirings 32 for turning on / off the above-described TFT switch 26 and a plurality of signal wirings 34 for reading out charges accumulated in the sensor unit 24 intersect each other. Is provided.

本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０では、ＴＦＴ基板３０の表面にシンチレータ層３６が貼り付けられている。 In the radiation detector 20 according to the first embodiment of the present invention, the scintillator layer 36 is attached to the surface of the TFT substrate 30.

シンチレータ層３６は、照射されたＸ線などの放射線Ｘを光に変換する。センサ部２４は、シンチレータ層３６から照射された光を受けて電荷を蓄積する。 The scintillator layer 36 converts radiation X such as irradiated X-rays into light. The sensor unit 24 receives the light emitted from the scintillator layer 36 and accumulates electric charges.

そして、各信号配線３４には、信号配線３４に接続された何れかのＴＦＴスイッチ２６がＯＮされることによりセンサ部２４に蓄積された電荷量に応じて放射線画像を示す電気信号（画像信号）が流れるようになっている。 Each signal wiring 34 has an electrical signal (image signal) indicating a radiation image in accordance with the amount of charge accumulated in the sensor unit 24 when any TFT switch 26 connected to the signal wiring 34 is turned on. Is flowing.

また、放射線検出器２０の信号配線３４方向の一端側には、結線用のコネクタ３８が複数個並んで設けられ、走査配線３２方向の一端側には、コネクタ４０が複数個並んで設けられている。そして、各信号配線３４はコネクタ３８に接続され、各走査配線３２はコネクタ４０に接続されている。 Further, a plurality of connection connectors 38 are arranged side by side on one end side in the signal wiring 34 direction of the radiation detector 20, and a plurality of connectors 40 are arranged on one end side in the scanning wiring 32 direction. Yes. Each signal wiring 34 is connected to a connector 38, and each scanning wiring 32 is connected to a connector 40.

これらコネクタ３８には、フレキシブルケーブル４２の一端が電気的に接続されている。また、コネクタ４０には、フレキシブルケーブル４４の一端が電気的に接続されている。
そして、これらフレキシブルケーブル４２及びフレキシブルケーブル４４は、制御基板２２に結合されている。 One end of a flexible cable 42 is electrically connected to these connectors 38. One end of the flexible cable 44 is electrically connected to the connector 40.
The flexible cable 42 and the flexible cable 44 are coupled to the control board 22.

この制御基板２２には、放射線検出器２０による撮影動作の制御、及び各信号配線３４に流れる電気信号に対する信号処理の制御を行う制御部４６が設けられ、制御部４６は、信号検出回路４８と、スキャン信号制御回路５０と、を備えている。 The control board 22 is provided with a control unit 46 for controlling the imaging operation by the radiation detector 20 and controlling the signal processing for the electric signal flowing through each signal wiring 34. The control unit 46 includes a signal detection circuit 48 and a control unit 46. And a scan signal control circuit 50.

信号検出回路４８には、複数個のコネクタ５２が設けられており、これらのコネクタ５２に、上述したフレキシブルケーブル４２の他端が電気的に接続されている。信号検出回路４８は、信号配線３４毎に、入力される電気信号を増幅する増幅回路を内蔵している。この構成により、信号検出回路４８は、各信号配線３４より入力される電気信号を増幅回路により増幅して検出することで、画像を構成する各画素２８の情報として、各センサ部２４に蓄積された電荷量を検出する。 The signal detection circuit 48 is provided with a plurality of connectors 52, and the other end of the flexible cable 42 described above is electrically connected to these connectors 52. The signal detection circuit 48 incorporates an amplification circuit for amplifying an input electric signal for each signal wiring 34. With this configuration, the signal detection circuit 48 amplifies and detects the electric signal input from each signal wiring 34 by the amplification circuit, and is stored in each sensor unit 24 as information of each pixel 28 constituting the image. Detect the amount of charge.

一方、スキャン信号制御回路５０には、複数個のコネクタ５４が設けられており、これらのコネクタ５４に、上述したフレキシブルケーブル４４の他端が電気的に接続されており、スキャン信号制御回路５０が各走査配線３２にＴＦＴスイッチ２６をＯＮ／ＯＦＦするための制御信号を出力可能とされている。 On the other hand, the scan signal control circuit 50 is provided with a plurality of connectors 54, and the other end of the flexible cable 44 described above is electrically connected to these connectors 54. A control signal for turning on / off the TFT switch 26 can be output to each scanning wiring 32.

このような構成において放射線画像の撮影を行う場合、放射線検出器２０には患者１４を透過した放射線Ｘが照射される。照射された放射線Ｘはシンチレータ層３６で光に変換され、センサ部２４に照射される。センサ部２４は、シンチレータ層３６から照射された光を受けて電荷を蓄積する。 When taking a radiographic image in such a configuration, the radiation detector 20 is irradiated with the radiation X transmitted through the patient 14. The irradiated radiation X is converted into light by the scintillator layer 36 and irradiated to the sensor unit 24. The sensor unit 24 receives the light emitted from the scintillator layer 36 and accumulates electric charges.

画像読出時には、スキャン信号制御回路５０から放射線検出器２０のＴＦＴスイッチ２６のゲート電極に走査配線３２を介して順次ＯＮ信号（＋１０〜２０Ｖ）が印加される。これにより、放射線検出器２０のＴＦＴスイッチ２６が順次ＯＮされることによりセンサ部２４に蓄積された電荷量に応じた電気信号が信号配線３４に流れ出す。信号検出回路４８は、放射線検出器２０の信号配線３４に流れ出した電気信号に基づいて各センサ部２４に蓄積された電荷量を、画像を構成する各画素２８の情報として検出する。これにより、放射線検出器２０に照射された放射線により示される画像を示す画像情報を得る。 At the time of image reading, an ON signal (+10 to 20 V) is sequentially applied from the scan signal control circuit 50 to the gate electrode of the TFT switch 26 of the radiation detector 20 via the scanning wiring 32. Thereby, when the TFT switch 26 of the radiation detector 20 is sequentially turned on, an electrical signal corresponding to the amount of charge accumulated in the sensor unit 24 flows out to the signal wiring 34. The signal detection circuit 48 detects the amount of electric charge accumulated in each sensor unit 24 based on the electric signal that has flowed out to the signal wiring 34 of the radiation detector 20 as information of each pixel 28 constituting the image. Thereby, the image information which shows the image shown with the radiation irradiated to the radiation detector 20 is obtained.

−電子カセッテ１０の断面構成−
次に、電子カセッテ１０の構成についてより具体的に説明する。図４は、電子カセッテ１０の断面構成を示した断面図である。 -Cross-sectional configuration of electronic cassette 10-
Next, the configuration of the electronic cassette 10 will be described more specifically. FIG. 4 is a cross-sectional view showing a cross-sectional configuration of the electronic cassette 10.

同図に示すように、電子カセッテ１０は、その筐体１６内部に、放射線Ｘが照射される照射面１８の逆側から順に、上述の制御基板２２と本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０を内蔵している。
制御基板２２は、筐体１６内部の底面上に支持脚２２Ａを介して載置されており、上述のフレキシブルケーブル４２及びフレキシブルケーブル４４を介して、放射線検出器２０と連結されている。
なお、以下、実施形態で「上」とは、制御基板２２側から放射線検出器２０側の方向であり、「下」とは放射線検出器２０側から制御基板２２側の方向を指すものとする。 As shown in the figure, the electronic cassette 10 includes the control substrate 22 and the radiation according to the first embodiment of the present invention in order from the opposite side of the irradiation surface 18 to which the radiation X is irradiated. A detector 20 is incorporated.
The control board 22 is placed on the bottom surface inside the housing 16 via a support leg 22A, and is connected to the radiation detector 20 via the flexible cable 42 and the flexible cable 44 described above.
In the following embodiments, “up” refers to the direction from the control board 22 side to the radiation detector 20 side, and “down” refers to the direction from the radiation detector 20 side to the control board 22 side. .

本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０は、矩形平板状とされ、上述のように患者１４を透過した放射線Ｘにより現される放射線画像を検出するものであり、ＴＦＴ基板３０と、シンチレータ層３６とから構成されている。 The radiation detector 20 according to the first embodiment of the present invention has a rectangular flat plate shape and detects a radiation image expressed by the radiation X transmitted through the patient 14 as described above. And a scintillator layer 36.

ＴＦＴ基板３０は、制御基板２２上に載置されており、上述のＴＦＴスイッチ２６とセンサ部２４とが不図示の基板上に形成されて構成されたものである。
ＴＦＴ基板３０の基板材料としては、例えばＹＳＺ（ジルコニア安定化イットリウム）、ガラス等の無機材料の他、飽和ポリエステル系樹脂、ポリエチレンテレフタレート(ＰＥＴ)系樹脂、ポリエチレンナフタレート(ＰＥＮ)系樹脂、ポリブチレンテレフタレート系樹脂、ポリスチレン、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）、架橋フマル酸ジエステル系樹脂、ポリカーボネート(ＰＣ)系樹脂、ポリエーテルスルフォン(ＰＥＳ)樹脂、ポリスルフォン(ＰＳＦ，ＰＳＵ)樹脂、ポリアリレート(ＰＡＲ)樹脂、アリルジグリコールカーボネート、環状ポリオレフィン(ＣＯＰ，ＣＯＣ)樹脂、セルロース系樹脂、ポリイミド(ＰＩ)樹脂、ポリアミドイミド(ＰＡＩ)樹脂、マレイミド−オレフィン樹脂、ポリアミド(Ｐａ)樹脂、アクリル系樹脂、フッ素系樹脂、エポキシ系樹脂、シリコーン系樹脂フィルム、ポリベンズアゾール系樹脂、エピスルフィド化合物、液晶ポリマー(ＬＣＰ)、シアネート系樹脂、芳香族エーテル系樹脂などの有機材料などが挙げられる。その他にも酸化ケイ素粒子との複合プラスチック材料、金属ナノ粒子・無機酸化物ナノ粒子・無機窒化物ナノ粒子などとの複合プラスチック材料、金属系・無機系のナノファイバー及び／又はマイクロファイバーとの複合プラスチック材料、カーボン繊維、カーボンナノチューブとの複合プラスチック材料、ガラスフェレーク・ガラスファイバー・ガラスビーズとの複合プラスチック材料、粘土鉱物や雲母派生結晶構造を有する粒子との複合プラスチック材料、薄いガラスと上記単独有機材料との間に少なくとも１回の接合界面を有する積層プラスチック材料や無機層（例えばＳｉＯ_２, Ａｌ_２Ｏ_３, ＳｉＯ_ｘＮ_ｙ）と上述した材料からなる有機層を交互に積層することで、少なくとも１回以上の接合界面を有するバリア性能を有する複合材料、ステンレス、あるいはステンレスと異種金属を積層した金属積層材料、アルミニウム基板、あるいは表面に酸化処理（例えば、陽極酸化処理）を施すことで表面の絶縁性を向上してある酸化被膜付きのアルミニウム基板を使用することもできる。前記有機材料の場合、寸法安定性、耐溶剤性、電気絶縁性、加工性、低通気性、又は低吸湿性等に優れていることが好ましい。 The TFT substrate 30 is placed on the control substrate 22, and the above-described TFT switch 26 and sensor unit 24 are formed on a substrate (not shown).
As a substrate material of the TFT substrate 30, for example, an inorganic material such as YSZ (zirconia stabilized yttrium), glass, saturated polyester resin, polyethylene terephthalate (PET) resin, polyethylene naphthalate (PEN) resin, polybutylene. Terephthalate resin, polystyrene, polycycloolefin, norbornene resin, poly (chlorotrifluoroethylene), crosslinked fumaric acid diester resin, polycarbonate (PC) resin, polyethersulfone (PES) resin, polysulfone (PSF, PSU) Resin, polyarylate (PAR) resin, allyl diglycol carbonate, cyclic polyolefin (COP, COC) resin, cellulose resin, polyimide (PI) resin, polyamideimide (PARI) resin, maleimide-olefin resin, polyamido Organic materials such as (Pa) resin, acrylic resin, fluorine resin, epoxy resin, silicone resin film, polybenzazole resin, episulfide compound, liquid crystal polymer (LCP), cyanate resin, aromatic ether resin Etc. Other composite plastic materials with silicon oxide particles, composite plastic materials with metal nanoparticles / inorganic oxide nanoparticles / inorganic nitride nanoparticles, composites with metal / inorganic nanofibers and / or microfibers Plastic material, carbon fiber, composite plastic material with carbon nanotube, composite plastic material with glass ferret, glass fiber, glass bead, composite plastic material with clay mineral or particles with mica derived crystal structure, thin glass and above alone By alternately laminating a laminated plastic material or inorganic layer (for example, SiO ₂ , Al ₂ O ₃ , SiO _x N _y ) having at least one bonding interface with an organic material and an organic layer made of the above-described material. , Having a barrier performance having at least one bonding interface Aluminum with an oxide film whose surface insulation is improved by applying an oxidation treatment (for example, anodizing treatment) to a composite material, stainless steel, or a metal laminate material obtained by laminating stainless and different metals, an aluminum substrate, or the surface. A substrate can also be used. In the case of the organic material, it is preferable that the organic material is excellent in dimensional stability, solvent resistance, electrical insulation, workability, low air permeability, low hygroscopicity, and the like.

また、ＴＦＴ基板３０の基板材料としては、バイオナノファイバも用いることができる。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）と透明樹脂とを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ＴＦＴ基板３０を形成できる。
また、無色透明のアラミドフィルムを用いることもできる。このアラミドフィルムは、３１５℃までの耐熱性があり、ガラス基板と熱膨張率が近いために製造後の反りが少なく、かつ割れにくいという有利な特徴を持つ。 Further, as a substrate material of the TFT substrate 30, bionanofiber can also be used. The bionanofiber is a composite of a cellulose microfibril bundle (bacterial cellulose) produced by bacteria (Acetobacter Xylinum) and a transparent resin. The cellulose microfibril bundle has a width of 50 nm and a size of 1/10 of the visible light wavelength, and has high strength, high elasticity, and low thermal expansion. By impregnating and curing a transparent resin such as an acrylic resin or an epoxy resin in bacterial cellulose, a bio-nanofiber having a light transmittance of about 90% at a wavelength of 500 nm can be obtained while containing 60-70% of the fiber. Bionanofiber has a low coefficient of thermal expansion (3-7ppm) comparable to silicon crystals, and is as strong as steel (460MPa), highly elastic (30GPa), and flexible, compared to glass substrates, etc. A thin TFT substrate 30 can be formed.
A colorless and transparent aramid film can also be used. This aramid film has heat resistance up to 315 ° C., and has an advantageous feature that it has a low coefficient of thermal expansion since it has a thermal expansion coefficient close to that of a glass substrate, and is difficult to break.

このＴＦＴ基板３０の上面には、上述のシンチレータ層３６が貼り付けられている。シンチレータ層３６は、複数の柱状結晶体を含んだ構造とされており、柱状結晶体同士の間には隙間が形成されている。
シンチレータ層３６の材料としては、例えば、ＣｓＩ：Ｔｌ、ＣｓＩ：Ｎａ（ナトリウム賦活ヨウ化セシウム）、ＺｎＳ：Ｃｕ及びＣｓＢｒ等が挙げられる。 The above-described scintillator layer 36 is attached to the upper surface of the TFT substrate 30. The scintillator layer 36 has a structure including a plurality of columnar crystals, and a gap is formed between the columnar crystals.
Examples of the material of the scintillator layer 36 include CsI: Tl, CsI: Na (sodium-activated cesium iodide), ZnS: Cu, and CsBr.

このシンチレータ層３６の上面側には、隙間を介して筐体１６の照射面１８が配置されており、この照射面１８から、放射線Ｘが表面照射される。すなわち、放射線検出器２０のシンチレータ層３６が接着された表側から照射される。 On the upper surface side of the scintillator layer 36, the irradiation surface 18 of the housing 16 is disposed through a gap, and the radiation X is irradiated on the surface from the irradiation surface 18. That is, irradiation is performed from the front side to which the scintillator layer 36 of the radiation detector 20 is bonded.

−放射線検出器２０の製造方法−
次に、本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０の製造方法を説明する。 -Manufacturing method of radiation detector 20-
Next, a method for manufacturing the radiation detector 20 according to the first embodiment of the present invention will be described.

図５は、本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０の製造工程を示した図であって、（Ａ）は基板用意工程を示す図であり、（Ｂ）は堆積工程を示す図であり、（Ｃ）は貼付工程を示す図であり、（Ｄ）は除去工程を示す図であり、（Ｅ）は本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０を示す図である。 5A and 5B are diagrams showing a manufacturing process of the radiation detector 20 according to the first embodiment of the present invention, where FIG. 5A is a diagram showing a substrate preparation process, and FIG. 5B is a diagram showing a deposition process. (C) is a figure which shows a sticking process, (D) is a figure which shows a removal process, (E) is a figure which shows the radiation detector 20 which concerns on 1st Embodiment of this invention.

１．基板用意工程
まず、図５（Ａ）に示すように、堆積用基板１００を用意する。
この堆積用基板１００の材料は、特に限定されないが、例えば熱伝導性が高く、コストが安いという点でアルミニウムを用いることができる。
堆積用基板１００の厚みは、特に後述する堆積工程において、ハンドリング性の向上、シンチレータ層３６の重みによる反り防止、及び輻射熱による変形防止等の観点から厚い方が好ましい。 1. Substrate Preparation Step First, as shown in FIG. 5A, a deposition substrate 100 is prepared.
The material of the deposition substrate 100 is not particularly limited, but aluminum can be used in terms of high thermal conductivity and low cost.
The thickness of the deposition substrate 100 is preferably thicker from the viewpoints of improving handling properties, preventing warpage due to the weight of the scintillator layer 36, and preventing deformation due to radiant heat, particularly in a deposition step described later.

２．堆積工程
次に、図５（Ｂ）に示すように、堆積用基板１００上に気相堆積法により、シンチレータ層３６を堆積する、堆積工程を行う。
具体的に、ＣｓＩ：Ｔｌを用いた態様を例に挙げて説明する。
気相堆積法は常法により行うことができる。即ち、真空度０．０１〜１０Ｐａの環境下、ＣｓＩ：Ｔｌを抵抗加熱式のるつぼに通電するなどの手段で加熱して気化させ、堆積用基板１００の温度（蒸着温度）を室温（２０℃）〜３００℃としてＣｓＩ：Ｔｌを堆積用基板１００上に蒸着し堆積させればよい。
気相堆積法により堆積用基板１００上にＣｓＩ：Ｔｌの結晶相を形成する際、当初は不定形或いは略球状結晶の直径の比較的小さな結晶の集合体で構成される非柱状結晶領域１０２が形成される。気相堆積法の実施に際しては、真空度及び堆積用基板１００温度の少なくとも一方の条件を変更することで、非柱状結晶領域１０２の形成後に連続して気相堆積法を行うことにより、非柱状結晶領域１０２と連続した複数本の柱状結晶体で構成される柱状結晶領域１０４を成長させることができる。
即ち、非柱状結晶領域１０２を形成した後、真空度を上げる、堆積用基板１００温度を高くする等の手段のうち少なくとも一方を行うことで、効率よく均一な柱状結晶体を成長させることができる。 2. Deposition Step Next, as shown in FIG. 5B, a deposition step is performed in which the scintillator layer 36 is deposited on the deposition substrate 100 by a vapor deposition method.
Specifically, an embodiment using CsI: Tl will be described as an example.
The vapor deposition method can be performed by a conventional method. That is, in an environment with a degree of vacuum of 0.01 to 10 Pa, CsI: Tl is heated and vaporized by means such as energizing a resistance heating crucible, and the temperature (evaporation temperature) of the deposition substrate 100 is room temperature (20 ° C.). ) To 300 ° C. CsI: Tl may be vapor-deposited and deposited on the deposition substrate 100.
When the CsI: Tl crystal phase is formed on the deposition substrate 100 by the vapor deposition method, a non-columnar crystal region 102 that is initially composed of an aggregate of relatively small crystals having an amorphous or substantially spherical crystal diameter is formed. It is formed. In performing the vapor deposition method, by changing at least one of the conditions of the degree of vacuum and the temperature of the deposition substrate 100, the vapor deposition method is continuously performed after the formation of the non-columnar crystal region 102, thereby providing a non-columnar shape. A columnar crystal region 104 composed of a plurality of columnar crystals that are continuous with the crystal region 102 can be grown.
That is, after the non-columnar crystal region 102 is formed, a uniform columnar crystal can be efficiently grown by performing at least one of means such as increasing the degree of vacuum and increasing the temperature of the deposition substrate 100. .

３．貼付工程
次に、図５（Ｃ）に示すように、シンチレータ層３６の柱状結晶領域１０４の堆積方向端面に、不図示の接着剤を用いて上述のＴＦＴ基板３０を貼り付ける、貼付工程を行う。 3. Next, as shown in FIG. 5C, a pasting step is performed in which the above-described TFT substrate 30 is pasted to the end face in the deposition direction of the columnar crystal region 104 of the scintillator layer 36 using an adhesive (not shown). .

４．除去工程
次に、図５（Ｄ）に示すように、非柱状結晶領域１０２を堆積用基板１００に沿って切断して、当該堆積用基板１００と共に非柱状結晶領域１０２の全部を除去する、除去工程を行う。
具体的には、レーザーＬＡをシンチレータ層３６の側面の非柱状結晶領域１０２と柱状結晶領域１０４の境界付近から照射して切断する。また、シンチレータ層３６の切断面Ｐ１をＴＦＴ基板３０と平行にするため、ＴＦＴ基板３０と平行に切断する。 4). Removal Step Next, as shown in FIG. 5D, the non-columnar crystal region 102 is cut along the deposition substrate 100 to remove the entire non-columnar crystal region 102 together with the deposition substrate 100. Perform the process.
Specifically, the laser LA is irradiated and cut from the vicinity of the boundary between the non-columnar crystal region 102 and the columnar crystal region 104 on the side surface of the scintillator layer 36. Further, in order to make the cut surface P1 of the scintillator layer 36 parallel to the TFT substrate 30, the scintillator layer 36 is cut parallel to the TFT substrate 30.

５．放射線検出器２０の取得
以上の工程を経ることにより、図５（Ｅ）及び図４に示すような、本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０を取得することができる。 5. Acquisition of the radiation detector 20 By passing through the above process, the radiation detector 20 which concerns on 1st Embodiment of this invention as shown in FIG.5 (E) and FIG. 4 is acquirable.

−作用−
本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０の製造方法によれば、図５（Ｄ）に示す除去工程において非柱状結晶領域１０２が堆積用基板１００に沿って切断され、成長状態が不均一な非柱状結晶領域１０２の全部が、堆積用基板１００と共に除去されることになる。この結果、ＴＦＴ基板３０上のシンチレータ層３６には画質劣化の原因となる非柱状結晶領域１０２が完全に存在しなくなり、放射線検出器２０の画質が向上する。
また、除去工程において堆積用基板１００が除去されるので、堆積用基板１００の熱膨張で放射線検出器が反るということがない。
また、製造後において、堆積用基板１００があると、放射線検出器２０の重みが多くなる点、堆積用基板１００が照射される放射線Ｘをより吸収して放射線検出器２０の感度が低下する点等の問題があったが、除去工程において堆積用基板１００が除去されるので、これらの点を考慮することなく、製造時のハンドリング性の向上、シンチレータ層３６の重みによる反り防止、及び輻射熱による変形防止等の観点から堆積用基板１００の材料や厚みを広く選択できるようになる。 -Action-
According to the method for manufacturing the radiation detector 20 according to the first embodiment of the present invention, the non-columnar crystal region 102 is cut along the deposition substrate 100 in the removal step shown in FIG. All of the uniform non-columnar crystal region 102 is removed together with the deposition substrate 100. As a result, the non-columnar crystal region 102 that causes image quality degradation does not completely exist in the scintillator layer 36 on the TFT substrate 30, and the image quality of the radiation detector 20 is improved.
Further, since the deposition substrate 100 is removed in the removal step, the radiation detector does not warp due to thermal expansion of the deposition substrate 100.
In addition, when the deposition substrate 100 is present after manufacturing, the weight of the radiation detector 20 is increased, and the radiation X irradiated to the deposition substrate 100 is more absorbed and the sensitivity of the radiation detector 20 is lowered. However, since the deposition substrate 100 is removed in the removal process, the handling property during manufacturing is improved, the warpage due to the weight of the scintillator layer 36 is prevented, and radiant heat is used without considering these points. From the viewpoint of preventing deformation, the material and thickness of the deposition substrate 100 can be widely selected.

また、除去工程では、非柱状結晶領域１０２をレーザーＬＡにより切断するため、レーザーＬＡにより行わない場合に比べて、シンチレータ層３６の切断面Ｐ１を平らにすることができる。 Further, since the non-columnar crystal region 102 is cut by the laser LA in the removing step, the cut surface P1 of the scintillator layer 36 can be made flat as compared with the case where the non-columnar crystal region 102 is not cut by the laser LA.

また、除去工程では、非柱状結晶領域１０２をＴＦＴ基板３０と平行に切断するため、シンチレータ層３６の切断面Ｐ１をＴＦＴ基板３０と平行にすることができ、ＴＦＴ基板３０がシンチレータ層３６から受ける光の受光量を均一化できる。また、シンチレータ層３６とＴＦＴ基板３０を密着させることができるので、シンチレータ層３６で発光した光のボケ（広がり）を抑えて光をＴＦＴ基板３０に到達させることができるので、より画質が向上する。 In the removing step, the non-columnar crystal region 102 is cut in parallel with the TFT substrate 30, so that the cut surface P 1 of the scintillator layer 36 can be parallel to the TFT substrate 30, and the TFT substrate 30 receives from the scintillator layer 36. The amount of light received can be made uniform. In addition, since the scintillator layer 36 and the TFT substrate 30 can be brought into close contact with each other, blurring (spreading) of light emitted from the scintillator layer 36 can be suppressed and light can reach the TFT substrate 30, thereby further improving image quality. .

そして、このような放射線検出器２０を、シンチレータ層３６とＴＦＴ基板３０のうち、シンチレータ層３６の切断面Ｐ１側を放射線Ｘの照射面となるように電子カセッテ１０の筐体１６に内蔵することにより、図４に示す本発明の第１実施形態に係る放射線画像撮影装置（電子カセッテ１０）を得る。 And such a radiation detector 20 is incorporated in the housing | casing 16 of the electronic cassette 10 so that the cut surface P1 side of the scintillator layer 36 may become an irradiation surface of the radiation X among the scintillator layer 36 and the TFT substrate 30. Thus, the radiographic image capturing apparatus (electronic cassette 10) according to the first embodiment of the present invention shown in FIG. 4 is obtained.

図４に示す構成によれば、放射線Ｘは筐体１６を通過した後、シンチレータ層３６の成長状態が不均一な非柱状結晶領域１０２を介して柱状結晶領域１０４に照射されることになり、放射線検出器２０の画質を劣化させる虞があるが、除去工程により非柱状結晶領域１０２の全部が除去されているため、画質は劣化しない。 According to the configuration shown in FIG. 4, after the radiation X passes through the housing 16, the columnar crystal region 104 is irradiated through the non-columnar crystal region 102 in which the growth state of the scintillator layer 36 is nonuniform. Although the image quality of the radiation detector 20 may be deteriorated, the image quality is not deteriorated because all of the non-columnar crystal regions 102 are removed by the removal process.

（第２実施形態）
次に、本発明の第２実施形態に係る放射線検出器２００の製造方法を説明する。 (Second Embodiment)
Next, a method for manufacturing the radiation detector 200 according to the second embodiment of the present invention will be described.

−放射線検出器２００の製造方法−
図６は、本発明の第２実施形態に係る放射線検出器２００の製造工程を示した図であって、（Ａ）は基板用意工程を示す図であり、（Ｂ）は堆積工程を示す図であり、（Ｃ）は第１貼付工程を示す図であり、（Ｄ）は除去工程を示す図であり、（Ｅ）は第２貼付工程を示す図である。 -Manufacturing method of radiation detector 200-
6A and 6B are diagrams illustrating a manufacturing process of the radiation detector 200 according to the second embodiment of the present invention, where FIG. 6A is a diagram illustrating a substrate preparation process, and FIG. 6B is a diagram illustrating a deposition process. (C) is a figure which shows a 1st sticking process, (D) is a figure which shows a removal process, (E) is a figure which shows a 2nd sticking process.

１．基板用意工程
まず、図６（Ａ）に示すように、堆積用基板１００を用意する。 1. Substrate Preparation Step First, as shown in FIG. 6A, a deposition substrate 100 is prepared.

２．堆積工程
次に、図６（Ｂ）に示すように、堆積用基板１００上に気相堆積法により、非柱状結晶領域１０２と当該非柱状結晶領域１０２と連続する柱状結晶領域１０４とを備えたシンチレータ層３６を堆積する、堆積工程を行う。堆積方法は、第１実施形態で説明した方法と同様である。 2. Deposition Step Next, as shown in FIG. 6B, a non-columnar crystal region 102 and a columnar crystal region 104 continuous with the non-columnar crystal region 102 are provided on the deposition substrate 100 by a vapor deposition method. A deposition process for depositing the scintillator layer 36 is performed. The deposition method is the same as the method described in the first embodiment.

３．第１貼付工程
次に、図６（Ｃ）に示すように、シンチレータ層３６の柱状結晶領域１０４の堆積方向端面に、不図示の接着剤を用いて上述のＴＦＴ基板３０を貼り付ける、第１貼付工程を行う。 3. First Pasting Step Next, as shown in FIG. 6C, the above-described TFT substrate 30 is pasted to the end surface in the deposition direction of the columnar crystal region 104 of the scintillator layer 36 using an adhesive (not shown). A sticking process is performed.

４．除去工程
次に、図６（Ｄ）に示すように、非柱状結晶領域１０２の中を堆積用基板１００に沿って切断して、当該堆積用基板１００と共に非柱状結晶領域１０２の一部を除去する、除去工程を行う。
具体的には、レーザーＬＡを非柱状結晶領域１０２の側面から照射して、非柱状結晶領域１０２の一部をＴＦＴ基板３０と平行に切断する。なお、非柱状結晶領域１０２の切断面Ｐ２は、不定形或いは略球状結晶の直径の比較的小さな結晶の集合体でつながれている。 4). Next, as shown in FIG. 6D, the inside of the non-columnar crystal region 102 is cut along the deposition substrate 100, and a part of the non-columnar crystal region 102 is removed together with the deposition substrate 100. A removal step is performed.
Specifically, the laser LA is irradiated from the side surface of the non-columnar crystal region 102 to cut a part of the non-columnar crystal region 102 in parallel with the TFT substrate 30. The cut surface P2 of the non-columnar crystal region 102 is connected by an aggregate of crystals having a relatively small diameter of an indeterminate or substantially spherical crystal.

５．第２貼付工程
除去工程の後、図６（Ｅ）に示すように、ＴＦＴ基板３０上にあるシンチレータ層３６の非柱状結晶領域１０２の切断面Ｐ２に、シンチレータ層３６の補強或いは保護を担う支持体２０２を貼り付ける第２貼付工程、を行う。
この支持体２０２の材料としては、放射線Ｘが透過するものであれば特に限定されず、例えばＴＦＴ基板３０の材料と同様のものを用いることができる。好適には、高剛性、Ｘ線透過が高い、均質で材質ムラがない、耐熱性がある、熱膨張率がガラスに近い、耐薬品性がある、及び導電性があるという点でカーボンを用いることができる。また、カーボンよりも熱伝導性が高く、コストが安いという点でアルミニウムを用いることもできる。また、バイオナノファイバ、アラミドフィルムを用いることもできる。
なお、後述する裏面照射の場合には、支持体２０２の材料は、放射線Ｘが透過するものでなくともよい。 5. 2nd sticking process After a removal process, as shown in FIG.6 (E), the support which bears the reinforcement | strengthening or protection of the scintillator layer 36 on the cut surface P2 of the non-columnar crystal region 102 of the scintillator layer 36 on the TFT substrate 30. A second pasting step for pasting the body 202 is performed.
The material of the support 202 is not particularly limited as long as it can transmit the radiation X. For example, the same material as that of the TFT substrate 30 can be used. Preferably, carbon is used in terms of high rigidity, high X-ray transmission, homogeneity, no material unevenness, heat resistance, thermal expansion coefficient close to glass, chemical resistance, and conductivity. be able to. Aluminum can also be used because it has higher thermal conductivity than carbon and is cheaper. Moreover, a bionanofiber and an aramid film can also be used.
In addition, in the case of back surface irradiation mentioned later, the material of the support body 202 does not need to transmit the radiation X.

また、支持体２０２の材料は、ＴＦＴ基板３０の熱膨張率と略同一（熱膨張率の差異が数ＰＰＭ／℃、例えば５ＰＰＭ／℃以内）の熱膨張率を有したものを用いることが好ましい。理由としては、温度変化があってもＴＦＴ基板３０と支持体２０２との熱膨張量の差が無くなる或いは小さくなるので、放射線検出器の反りを無くす或いは抑制することができるからである。
また、支持体２０２の厚みは、薄い方が好ましい。理由としては、支持体２０２の重みを低減して放射線検出器２０を軽量化し、かつ放射線Ｘの吸収を低減することができるからである。
また、支持体２０２は、可撓性を有していることが好ましい。理由としては、仮にシンチレータ層３６の切断面Ｐ２の平坦性が悪くても、第２貼付工程で当該切断面Ｐ２に支持体２０２を貼り付けることができるからである。 Further, as the material of the support 202, it is preferable to use a material having a thermal expansion coefficient that is substantially the same as the thermal expansion coefficient of the TFT substrate 30 (difference in thermal expansion coefficient is several PPM / ° C., for example, within 5 PPM / ° C.). . The reason is that even if there is a temperature change, the difference in thermal expansion between the TFT substrate 30 and the support 202 is eliminated or reduced, so that the warp of the radiation detector can be eliminated or suppressed.
Further, it is preferable that the thickness of the support 202 is thin. The reason is that the weight of the support 202 can be reduced to reduce the weight of the radiation detector 20 and reduce the absorption of the radiation X.
Moreover, it is preferable that the support body 202 has flexibility. The reason is that even if the flatness of the cut surface P2 of the scintillator layer 36 is poor, the support 202 can be attached to the cut surface P2 in the second sticking step.

６．放射線検出器２００の取得
以上の工程を経ることにより、図６（Ｅ）に示すような、本発明の第２実施形態に係る放射線検出器２００を取得することができる。 6). Acquisition of Radiation Detector 200 Through the above steps, the radiation detector 200 according to the second embodiment of the present invention as shown in FIG. 6E can be acquired.

−作用−
本発明の第２実施形態に係る放射線検出器２００の製造方法によれば、図６（Ｄ）に示す除去工程において非柱状結晶領域１０２の中が堆積用基板１００に沿って切断されるため、成長状態が不均一な非柱状結晶領域１０２の一部が、堆積用基板１００と共に除去されることになる。この結果、ＴＦＴ基板３０上のシンチレータ層３６には画質劣化の原因となる非柱状結晶領域１０２の厚みが薄くなり、放射線検出器２００の画質が向上する。
また、除去工程において堆積用基板１００が除去されるので、堆積用基板１００の熱膨張で放射線検出器２００が反るということがない。
また、ＴＦＴ基板３０上のシンチレータ層３６には非柱状結晶領域１０２のうち柱状結晶領域１０４と連続する部分が残ることになり、非柱状結晶領域１０２を全部除去する第１実施形態の場合に比べて、複数本の柱状結晶体が崩壊又は損傷することを抑制することができる。
なお、非柱状結晶領域１０２の一部が残るので、第１実施形態に比べれば画質は劣ることになるが、シンチレータ層３６が堆積されていない側のＴＦＴ基板３０の面から放射線Ｘが照射される、所謂裏面照射の場合には、画質劣化の影響は小さくなる。 -Action-
According to the method of manufacturing the radiation detector 200 according to the second embodiment of the present invention, the non-columnar crystal region 102 is cut along the deposition substrate 100 in the removal step shown in FIG. A part of the non-columnar crystal region 102 having a non-uniform growth state is removed together with the deposition substrate 100. As a result, in the scintillator layer 36 on the TFT substrate 30, the thickness of the non-columnar crystal region 102 that causes image quality degradation is reduced, and the image quality of the radiation detector 200 is improved.
Further, since the deposition substrate 100 is removed in the removal step, the radiation detector 200 does not warp due to thermal expansion of the deposition substrate 100.
Further, in the scintillator layer 36 on the TFT substrate 30, a portion of the non-columnar crystal region 102 that is continuous with the columnar crystal region 104 remains, compared to the case of the first embodiment in which the non-columnar crystal region 102 is entirely removed. Thus, the collapse or damage of the plurality of columnar crystals can be suppressed.
Since a part of the non-columnar crystal region 102 remains, the image quality is inferior to that of the first embodiment, but the radiation X is irradiated from the surface of the TFT substrate 30 on which the scintillator layer 36 is not deposited. In the case of so-called backside illumination, the influence of image quality deterioration is reduced.

また、除去工程の後、ＴＦＴ基板３０上にあるシンチレータ層３６の切断面Ｐ２に、支持体２０２を貼り付ける第２貼付工程、を有するため、シンチレータ層３６を補強することができる。 Moreover, since it has the 2nd sticking process which sticks the support body 202 to the cut surface P2 of the scintillator layer 36 on the TFT substrate 30 after a removal process, the scintillator layer 36 can be reinforced.

そして、このような放射線検出器２００を、シンチレータ層３６とＴＦＴ基板３０のうち、シンチレータ層３６の切断面Ｐ１側を放射線Ｘの照射面となるように電子カセッテ１０の筐体１６に図４に示す放射線検出器２０の代わりとして内蔵することにより、本発明の第２実施形態に係る放射線画像撮影装置を得る。 Then, such a radiation detector 200 is attached to the casing 16 of the electronic cassette 10 in FIG. 4 so that the cut surface P1 side of the scintillator layer 36 of the scintillator layer 36 and the TFT substrate 30 becomes the radiation X irradiation surface. A radiographic imaging apparatus according to the second embodiment of the present invention is obtained by incorporating it as a substitute for the radiation detector 20 shown.

この構成によれば、放射線Ｘは筐体１６を通過した後、シンチレータ層３６の成長状態が不均一な非柱状結晶領域１０２を介して柱状結晶領域１０４に照射されることになり、放射線検出器２０の画質を劣化させる虞があるが、除去工程により非柱状結晶領域１０２の一部が除去されているため、画質の劣化が抑制される。 According to this configuration, after the radiation X passes through the casing 16, the columnar crystal region 104 is irradiated through the non-columnar crystal region 102 in which the growth state of the scintillator layer 36 is nonuniform, and the radiation detector Although the image quality of 20 may be deteriorated, since the non-columnar crystal region 102 is partially removed by the removal process, the deterioration of the image quality is suppressed.

（変形例）
なお、本発明を特定の第１,第２実施形態について詳細に説明したが、本発明はかかる実施形態に限定されるものではなく、本発明の範囲内にて他の種々の実施形態が可能であることは当業者にとって明らかであり、例えば上述の複数の実施形態は、適宜、組み合わされて実施可能である。また、以下の変形例を、適宜、組み合わせてもよい。 (Modification)
Although the present invention has been described in detail with respect to specific first and second embodiments, the present invention is not limited to such embodiments, and various other embodiments are possible within the scope of the present invention. It will be apparent to those skilled in the art. For example, the above-described plurality of embodiments can be implemented in combination as appropriate. Moreover, you may combine the following modifications suitably.

例えば、第１実施形態では、筐体１６の内部には、放射線Ｘが照射される筐体１６の照射面１８側から、患者１４を透過した放射線Ｘを検出する放射線検出器２０、及び制御基板２２が順に設けられている場合を説明したが、放射線Ｘが照射される照射面１８側から順に、患者１４を透過することに伴って生ずる放射線Ｘの散乱線を除去するグリッド、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が収容されていてもよい。 For example, in the first embodiment, the housing 16 includes a radiation detector 20 that detects the radiation X that has passed through the patient 14 from the irradiation surface 18 side of the housing 16 that is irradiated with the radiation X, and a control board. Although the case where 22 is provided in order has been described, in order from the irradiation surface 18 side where the radiation X is irradiated, the grid and the radiation detector 20 that remove scattered radiation of the radiation X caused by passing through the patient 14. , And a lead plate that absorbs backscattered radiation X may be accommodated.

また、第１実施形態では、筐体１６の形状が矩形平板状である場合を説明したが、特に限定されるものではなく、例えば正面視が正方形や円形になるようにしてもよい。 Moreover, although the case where the shape of the housing | casing 16 was a rectangular flat plate shape was demonstrated in 1st Embodiment, it is not specifically limited, For example, a front view may be made into a square or a circle.

また、第１実施形態では、制御基板２２を１つで形成した場合について説明したが、本発明はかかる実施形態に限定されるものではなく、制御基板２２が機能毎に複数に分かれていてもよい。さらに、制御基板２２を、放射線検出器２０と垂直方向（筐体１６の厚み方向）に並んで配置する場合を説明したが、放射線検出器２０と水平方向に並んで配置するようにしてもよい。 Moreover, although 1st Embodiment demonstrated the case where the control board 22 was formed by one, this invention is not limited to this embodiment, Even if the control board 22 is divided into several for every function. Good. Furthermore, although the case where the control board 22 is arranged side by side in the vertical direction (thickness direction of the housing 16) with the radiation detector 20 has been described, it may be arranged side by side with the radiation detector 20 in the horizontal direction. .

また、第２実施形態の第２貼付工程において、支持体２０２がアルミニウムから構成されていない場合、支持体２０２の面上にアルミニウムの反射板を貼り付け、当該反射板に、シンチレータ層３６を貼り付けてもよい。この場合、反射板がない場合に比べ、シンチレータ層３６から照射された光をより多くＴＦＴ基板３０が受光することができる。 Further, in the second pasting step of the second embodiment, when the support 202 is not composed of aluminum, an aluminum reflector is pasted on the surface of the support 202, and the scintillator layer 36 is pasted on the reflector. May be attached. In this case, the TFT substrate 30 can receive more light emitted from the scintillator layer 36 than in the case where there is no reflector.

また、第２実施形態では除去工程の後、ＴＦＴ基板３０上にあるシンチレータ層３６の切断面Ｐ２に、支持体２０２を貼り付ける第２貼付工程を説明したが、この工程は、第１実施形態にも適用でき、また第１実施形態に適用した場合に特に有効となる。理由としては、第１実施形態のように非柱状結晶領域１０２を全て除去するように切断した場合には、複数の柱状結晶体の一端部同士が連結されなくなりシンチレータ層３６がバランスを崩して損傷し易くなるが、複数の柱状結晶体の一端部に上記支持体２０２を貼り付けることにより、シンチレータ層３６のバランスが安定し、シンチレータ層３６が損傷或いは崩壊することを防止することができる。 In the second embodiment, the second attaching step of attaching the support 202 to the cut surface P2 of the scintillator layer 36 on the TFT substrate 30 after the removing step has been described. This step is the same as the first embodiment. This is particularly effective when applied to the first embodiment. The reason is that when the non-columnar crystal region 102 is cut so as to remove all of the non-columnar crystal regions 102 as in the first embodiment, the ends of the plurality of columnar crystals are not connected to each other, and the scintillator layer 36 loses its balance and is damaged. However, by attaching the support 202 to one end of a plurality of columnar crystals, the balance of the scintillator layer 36 is stabilized, and the scintillator layer 36 can be prevented from being damaged or collapsed.

また、第１,第２実施形態の除去工程では、非柱状結晶領域１０２をレーザーＬＡにより切断する場合を説明したが、高水圧により切断するようにしてもよい。この場合、シンチレータ層３６は、耐水性のある材料で構成されていることが好ましい。 In the removal process of the first and second embodiments, the case where the non-columnar crystal region 102 is cut by the laser LA has been described. However, the non-columnar crystal region 102 may be cut by a high water pressure. In this case, the scintillator layer 36 is preferably made of a water-resistant material.

また、第２実施形態の第２貼付工程では、支持体２０２としてシンチレータ層３６から放出された光を電気信号に変換するＴＦＴ基板（ＴＦＴ基板３０と同様な構成の基板）を貼り付けるようにしてもよい。この方法によれば、シンチレータ層３６の両面にＴＦＴ基板を貼り付けることになり、両基板とも画像撮影用に用いて放射線検出器２００の感度を向上させたり、一方を自動露出制御用Ｘ線検出器(ＡＥＣ検出器)に用いたりすることができる。 In the second attaching step of the second embodiment, a TFT substrate (a substrate having the same structure as the TFT substrate 30) that converts the light emitted from the scintillator layer 36 into an electric signal is attached as the support 202. Also good. According to this method, TFT substrates are attached to both surfaces of the scintillator layer 36, and both substrates are used for image capturing to improve the sensitivity of the radiation detector 200, or one of them is used for X-ray detection for automatic exposure control. It can be used for a detector (AEC detector).

また、第１,第２実施形態では、放射線検出器２０,２００を、シンチレータ層３６とＴＦＴ基板３０のうち、シンチレータ層３６の切断面Ｐ１,Ｐ２側を放射線Ｘの照射面となるように電子カセッテ１０の筐体１６に内蔵する場合、即ち放射線Ｘが表面照射される場合を説明したが、放射線検出器２０,２００を、シンチレータ層３６とＴＦＴ基板３０のうち、シンチレータ層３６のＴＦＴ基板３０側を放射線Ｘの照射面となるように電子カセッテ１０の筐体１６に内蔵する場合、即ち放射線Ｘが裏面照射されるようにしてもよい（図７参照）。
この構成によれば、放射線Ｘは筐体１６を通過した後、シンチレータ層３６の成長状態が不均一な非柱状結晶領域１０２を介さず柱状結晶領域１０４に照射されることになるので、表面照射の構成に比べて、非柱状結晶領域１０２が放射線検出器２０,２００の画質に与える影響を抑制できる。また、仮にシンチレータ層３６の切断面Ｐ１,Ｐ２の平坦性が悪くても、当該切断面Ｐ１,Ｐ２にて放射線Ｘが散乱することを抑制できる。 In the first and second embodiments, the radiation detectors 20 and 200 are arranged so that the cut surfaces P1 and P2 side of the scintillator layer 36 of the scintillator layer 36 and the TFT substrate 30 become radiation X irradiation surfaces. The case where the cassette 10 is built in the casing 16, that is, the case where the surface of the radiation X is irradiated has been described. However, the radiation detectors 20 and 200 include the scintillator layer 36 and the TFT substrate 30. When the side is built in the casing 16 of the electronic cassette 10 so as to be the irradiation surface of the radiation X, that is, the radiation X may be irradiated on the back surface (see FIG. 7).
According to this configuration, after the radiation X passes through the casing 16, the columnar crystal region 104 is irradiated without passing through the non-columnar crystal region 102 in which the growth state of the scintillator layer 36 is nonuniform. Compared with the configuration of, the influence of the non-columnar crystal region 102 on the image quality of the radiation detectors 20 and 200 can be suppressed. Moreover, even if the flatness of the cut planes P1 and P2 of the scintillator layer 36 is poor, scattering of the radiation X at the cut planes P1 and P2 can be suppressed.

また、第２実施形態では、第２貼付工程を有する場合を説明したが、この第２貼付工程は無くてもよい。 Moreover, although 2nd Embodiment demonstrated the case where it had a 2nd sticking process, this 2nd sticking process may not be.

１０電子カセッテ（放射線画像撮影装置）
１６筐体
２０放射線検出器
３０ＴＦＴ基板（光検出基板）
３６シンチレータ層
１００堆積用基板（支持体）
１０２非柱状結晶領域
１０４柱状結晶領域
２００放射線検出器
２０２支持体
ＬＡレーザー
Ｐ１切断面
Ｐ２切断面
Ｘ放射線 10 Electronic cassette (radiation imaging equipment)
16 Housing 20 Radiation detector 30 TFT substrate (light detection substrate)
36 Scintillator layer 100 Deposition substrate (support)
102 Non-columnar crystal region 104 Columnar crystal region 200 Radiation detector 202 Support LA Laser P1 Cutting plane P2 Cutting plane X Radiation

Claims

Depositing a scintillator layer comprising a non-columnar crystal region and a columnar crystal region continuous with the non-columnar crystal region on a support;
A first pasting step of pasting a light detection substrate that converts light emitted from the scintillator layer into an electrical signal to the columnar crystal region of the scintillator layer;
Removing the non-columnar crystal region along the support, and removing a part or all of the non-columnar crystal region together with the support;
A method for manufacturing a radiation detector.

In the removing step, the columnar crystal region is cut along the support,
The columnar crystal region is composed of a plurality of columnar crystals,
The cut surfaces of the cut non-columnar crystal regions are connected,
The manufacturing method of the radiation detector of Claim 1.

In the removing step, the non-columnar crystal region is cut in parallel with the light detection substrate.
The manufacturing method of the radiation detector of Claim 1 or Claim 2.

In the removing step, the non-columnar crystal region is cut by a laser.
The manufacturing method of the radiation detector of any one of Claims 1-3.

The scintillator layer is made of a water resistant material,
In the removal step, the non-columnar crystal region is cut by a high water pressure.
The manufacturing method of the radiation detector of any one of Claims 1-3.

A second pasting step of pasting a support to the cut surface of the scintillator layer on the photodetecting substrate after the removing step;
The manufacturing method of the radiation detector of any one of Claims 1-5 which has these.

In the second attaching step, an optical detection substrate that converts light emitted from the scintillator layer as an electric signal into an electric signal is attached as the support.
The manufacturing method of the radiation detector of Claim 6.

The support attached in the second attaching step has a thermal expansion coefficient substantially the same as the thermal expansion coefficient of the light detection substrate attached in the first attaching process.
The manufacturing method of the radiation detector of Claim 6 or Claim 7.

The support attached in the second attaching step has flexibility.
The manufacturing method of the radiation detector of any one of Claims 6-8.

A housing,
It manufactures with the manufacturing method of the radiation detector of any one of Claims 1-6, The cut surface side of the said scintillator layer turns into an irradiation surface of a radiation among the said scintillator layer and the said optical detection board | substrate. A radiation detector built in the housing,
A radiographic imaging apparatus comprising:

A housing,
It manufactures with the manufacturing method of the radiation detector of any one of Claims 1-6, The said detection substrate side becomes a radiation irradiation surface among the said scintillator layers and the said detection substrate. A radiation detector built in the housing;
A radiographic imaging apparatus comprising: