JP2012026932A - 放射線検出器 - Google Patents

放射線検出器 Download PDF

Info

Publication number
JP2012026932A
JP2012026932A JP2010167489A JP2010167489A JP2012026932A JP 2012026932 A JP2012026932 A JP 2012026932A JP 2010167489 A JP2010167489 A JP 2010167489A JP 2010167489 A JP2010167489 A JP 2010167489A JP 2012026932 A JP2012026932 A JP 2012026932A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
photoelectric conversion
layer
light
radiation
wavelength
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Abandoned
Application number
JP2010167489A
Other languages
English (en)
Inventor
Naoto Iwakiri
直人 岩切
Haruyasu Nakatsugawa
晴康 中津川
Naoyuki Nishino
直行 西納
Yasuyoshi Ota
恭義 大田
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fujifilm Corp
Original Assignee
Fujifilm Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Fujifilm Corp filed Critical Fujifilm Corp
Priority to JP2010167489A priority Critical patent/JP2012026932A/ja
Priority to PCT/JP2011/066927 priority patent/WO2012014874A1/ja
Priority to CN2011800362026A priority patent/CN103026262A/zh
Publication of JP2012026932A publication Critical patent/JP2012026932A/ja
Priority to US13/744,433 priority patent/US20130126743A1/en
Abandoned legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2006—Measuring radiation intensity with scintillation detectors using a combination of a scintillator and photodetector which measures the means radiation intensity
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4216—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using storage phosphor screens
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4283—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by a detector unit being housed in a cassette
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2008—Measuring radiation intensity with scintillation detectors using a combination of different types of scintillation detectors, e.g. phoswich

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

【課題】光電変換層が受光する受光量を増す。
【解決手段】主に第１エネルギーの放射線Ｘ１に感応して放射線Ｘを第１波長の光２６Ａに変換する第１蛍光材料２６と、主に第２エネルギーの放射線Ｘ２に感応して放射線Ｘを第２波長の光２８Ａに変換する第２蛍光材料２８とを混合して単層にして構成されたシンチレータ層２４と、シンチレータ層２４よりも放射線Ｘの照射面３００側に配置されており、第１有機材料で構成され、第２波長の光２８Ａに比べ第１波長の光２６Ａを多く吸収して電荷Ｑ１に変換する第１光電変換層３０と、第１有機材料とは異なる第２有機材料で構成され、第１波長の光２６Ａに比べ第２波長の光２８Ａを多く吸収して電荷Ｑ２に変換する第２光電変換層３４と、を備える。
【選択図】図８

Description

本発明は、放射線検出器に関する。
近年、ＴＦＴ（Thin film transistor）アクティブマトリックス基板上にＸ線感応層を配置し、Ｘ線情報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、動画も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。
この種の放射線検出器は、種々のタイプのものが提案されており、例えば、Ｘ線を直接、半導体層で電荷に変換して蓄積する直接変換方式や、Ｘ線を一度ＣｓＩ：Ｔｌ、ＧＯＳ（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）などのシンチレータ（波長変換部）で光に変換し、変換した光をフォトダイオードなどの光検出センサで電荷に変換して蓄積する間接変換方式がある。
ところで、放射線画像の撮影において、被写体の同一の部位を異なる管電圧で撮影し、各管電圧での撮影によって得られた放射線画像に重みを付けて差分を演算する画像処理（以下、「サブトラクション画像処理」と呼ぶ）を行うことで、画像中の骨部等の硬部組織に相当する画像部、及び軟部組織に相当する画像部の一方を強調して他方を除去した放射線画像（以下、「エネルギーサブトラクション画像」と呼ぶ）を得る技術が知られている。例えば、胸部の軟部組織に相当するエネルギーサブトラクション画像を用いると、肋骨で隠れていた病変を見ることが可能になり、診断性能を向上させることができる。
しかしながら、管電圧を変えて撮影する場合は、放射線の照射が２回になるため、被写体の体動等があったときに、診断性能の良い画像が得られない虞がある。
そこで、特許文献１には、放射線を１回照射することにより、被写体を透過した放射線のうち低エネルギーの放射線が現す軟部組織の画像（以下、低圧画像という）と、高エネルギーの放射線が現す硬部組織の画像（以下、高圧画像という）と、の２種類の放射線画像を得ることが可能な放射線検出器が開示されている。
具体的に、この放射線検出器は、放射線を吸収して第１の波長の光に変換する第１シンチレータ層と、放射線を吸収して第２の波長の光に変換する第２シンチレータ層と、第１の波長の光には応答せず第２の波長の光に応答（光電変換）する第１光電変換層と、第２の波長の光には応答せず第１の波長の光に応答（光電変換）する第２光電変換層と、を順に積層して構成されている。
特表２００９-５１１８７１号公報
しかしながら、特許文献１の構成では、第１シンチレータ層側に放射線感度面を有しているため、照射された放射線は、放射線感度面から順に、第１シンチレータ層、第２シンチレータ層、第１光電変換層、第２光電変換層を透過することになる。このため、第１シンチレータ層の中で主に放射線を吸収して発光する放射線感度面側のシンチレータ部分から、第１光電変換層までの距離は、約第１シンチレータ層の厚み分と第２シンチレータ層の厚み分との合計の距離となり、当該距離が長くなるにつれて、第１光電変換層における第１シンチレータ層から発光された光の受光量が減少する。また、第２光電変換層においても同様の問題が生じる。このように、第１光電変換層及び第２光電変換層の受光量が減少すれば、撮影して得られる放射線画像の画質が劣化してしまう。
本発明は上記事実に鑑みてなされたものであり、光電変換層が受光する受光量を増すことができる放射線検出器を提供することを目的とする。
本発明の第１態様に係る放射線検出器は、照射された放射線のうち主に第１エネルギーの放射線に感応して前記放射線を第１波長の光に変換する第１蛍光材料と、前記放射線のうち主に前記第１エネルギーと異なる第２エネルギーの放射線に感応して前記放射線を前記第１波長と異なる第２波長の光に変換する第２蛍光材料とを別層にし、又は混合して単層にして構成されたシンチレータ層と、前記第１蛍光材料を含んだ前記シンチレータ層よりも前記放射線の照射側に配置されており、第１有機材料又は前記第１有機材料よりも前記放射線の吸収波長域が広い無機材料で構成され、少なくとも前記第１波長の光を吸収して電荷に変換する第１光電変換層と、前記第１有機材料とは異なる第２有機材料で構成され、前記第１波長の光に比べ前記第２波長の光を多く吸収して電荷に変換する第２光電変換層と、前記第１光電変換層及び前記第２光電変換層で発生した電荷を読み出すトランジスタが形成された単一又は２枚の基板と、を積層して備える。
この構成によれば、被写体を透過した放射線が照射されると、まず、シンチレータ層の第１蛍光材料が、照射された放射線のうち主に第１エネルギーの放射線に感応して放射線を第１波長の光に変換し、またシンチレータ層の第２蛍光材料が、照射された放射線のうち主に前記第１エネルギーと異なる第２エネルギーの放射線に感応して放射線を第２波長の光に変換する。次に、第１光電変換層がシンチレータ層からの第１波長の光を少なくとも吸収し電荷に変換することによって、第１エネルギーの放射線により現される被写体の放射線画像が得られる。また、第２光電変換層がシンチレータ層からの第２波長の光を第１波長の光よりも多く吸収し電荷に変換することによって、第２エネルギーの放射線により現される被写体の放射線画像が得られる。
したがって、放射線を１回照射することにより、第１エネルギーの放射線により現される被写体の放射線画像と、第２エネルギーの放射線により現される被写体の放射線画像と、の２種類の放射線画像を得ることが可能となる。
また、第１光電変換層が、第１蛍光材料を含んだシンチレータ層よりも放射線の照射側に配置されているので、第１蛍光材料を含んだシンチレータ層の中では、まず第１光電変換層側のシンチレータ部分に照射されることになる。したがって、第１光電変換層側のシンチレータ部分が主に放射線を吸収して第１波長の光を発光することになる。
そして、第１蛍光材料を含んだシンチレータ層の中で主に放射線を吸収して第１波長の光を発光するシンチレータ部分が第１光電変換層側であると、当該シンチレータ部分と第１波長の光を吸収する第１光電変換層との距離が、第１光電変換層とシンチレータ層とが逆の配置に比べ、シンチレータ層の厚み分だけ短くなる。
この結果、第１光電変換層において、主に第１エネルギーの放射線に感応して第１蛍光材料から発光された第１波長の光を受光する受光量が増大する。
本発明の第２態様に係る放射線検出器は、上記第１態様において、前記第１エネルギーは、前記第２エネルギーよりもエネルギーが小さく、前記第１光電変換層は、前記第１有機材料で構成され、前記第２波長の光に比べ前記第１波長の光を多く吸収して電荷に変換する。
この構成によれば、第１光電変換層がシンチレータ層からの第２波長の光に比べ第１波長の光を多く吸収し電荷に変換することによって、第２エネルギーよりも小さい第１エネルギーの放射線により現される被写体の軟部組織の低圧画像が得られる。また、第２光電変換層がシンチレータ層からの第２波長の光を第１波長の光よりも多く吸収し電荷に変換することによって、第１エネルギーよりも大きい第２エネルギーの放射線により現される被写体の硬部組織の高圧画像が得られる。
そして、第１光電変換層が、第１蛍光材料を含んだシンチレータ層よりも放射線の照射側に配置されているので、第１エネルギーの放射線により現される被写体の高画質な低圧画像が得られる。一般的に、硬部組織よりも軟部組織の方が微細なため、このように高圧画像よりも低圧画像を高画質とする方が、軟部組織の微細な部分を確実に視認することができるという点で有効である。
また、第１光電変換層がシンチレータ層からの第２波長の光に比べ第１波長の光を多く吸収するので、得られる低圧画像と高圧画像との区別がより明確となる。
また、第１光電変換層が第１有機材料で構成されているため、無機材料で構成される場合に比べて一般的に放射線の吸収率が殆ど無い。したがって、第１光電変換層が、第１蛍光材料を含んだシンチレータ層よりも放射線の照射側に配置されていても、シンチレータ層に十分な放射線が当たることになり、シンチレータ層からの発光量が低減することを抑制し、もって第１光電変換層及び第２光電変換層の受光量が減少することを抑制できる。
本発明の第３態様に係る放射線検出器は、上記第２態様において、前記シンチレータ層は、前記第１蛍光材料と前記第２蛍光材料とを混合して単層とされ、前記基板は、前記第１光電変換層で発生した電荷を読み出す一方の基板と前記第２光電変換層で発生した電荷を読み出す他方の基板との２枚で構成され、前記一方の基板が放射線の照射面とされており、前記一方の基板側から順に、前記第１光電変換層、前記シンチレータ層、前記第２光電変換層、前記他方の基板が積層されている。
この構成によれば、照射された放射線は、一方の基板、第１光電変換層、シンチレータ層、第２光電変換層、他方の基板の順に当たることになる。
ここで、シンチレータ層は、第１蛍光材料と第２蛍光材料とを混合して単層とされているが、当該シンチレータ層に当たった放射線のうち第２エネルギーより小さい第１エネルギーの放射線は、一般的にシンチレータ層の中でも放射線の照射面側のシンチレータ部分でより吸収され易い。また、当該シンチレータ層に当たった放射線のうち第１エネルギーより大きい第２エネルギーの放射線は、一般的にシンチレータ層の中でも放射線の照射面側とは逆側のシンチレータ部分でより吸収され易い。
したがって、第１エネルギーの放射線は、第２エネルギーの放射線に比べて、放射線の照射面側とは逆側のシンチレータ部分に当たる量が少なくなる。この結果、放射線の照射面側とは逆側のシンチレータ部分では、第１蛍光材料における第１波長の光の発光量よりも第２蛍光材料における第２波長の光の発光量の方が多くなり、放射線の照射面側からシンチレータ層の次に積層された第２光電変換層は、第１波長の光よりも第２波長の光を多く受光して、ノイズの少ない高圧画像を得ることができる。
本発明の第４態様に係る放射線検出器は、上記第３態様において、前記シンチレータ層の前記第１光電変換層側において前記第１蛍光材料を前記第２蛍光材料よりも多く混合し、前記シンチレータ層の前記第２光電変換層側において前記第２蛍光材料を前記第１蛍光材料よりも多く混合した。
この構成によれば、シンチレータ層の第１光電変換層側のシンチレータ部分は、第２蛍光材料よりも第１蛍光材料が多く混合されているので、第１波長の光を主に発光する。また、シンチレータ層の第２光電変換層側のシンチレータ部分は、第１蛍光材料よりも第２蛍光材料が多く混合されているので、第２波長の光を主に発光する。
したがって、第１光電変換層は、第２光電変換層側にある第２波長の光を主に発光するシンチレータ部分よりも第１光電変換層側にある第１波長の光を主に発光するシンチレータ部分との距離が短い分だけ、第２波長の光よりも第１波長の光の受光量が多くなり、ノイズの少ない低圧画像を得ることができる。
また、第２光電変換層は、第１光電変換層側にある第１波長の光を主に発光するシンチレータ部分よりも第２光電変換層側にある第２波長の光を主に発光するシンチレータ部分との距離が短い分だけ、第１波長の光よりも第２波長の光の受光量が多くなり、ノイズの少ない高圧画像を得ることができる。
本発明の第５態様に係る放射線検出器は、上記第２態様において、前記基板は、前記第１光電変換層で発生した電荷を読み出す一方の基板と前記第２光電変換層で発生した電荷を読み出す他方の基板との２枚で構成され、前記一方の基板が放射線の照射面とされており、前記シンチレータ層は、前記別層で構成され、前記別層のうち一方のシンチレータ層は前記第１蛍光材料で構成され、前記別層のうち他方のシンチレータ層は前記２蛍光材料で構成され、前記一方の基板側から順に、前記第１光電変換層、前記一方のシンチレータ層、前記他方のシンチレータ層、前記第２光電変換層、前記他方の基板が積層されている。
この構成によれば、放射線が当たると一方のシンチレータ層は第１波長の光を発光し、他方のシンチレータ層は第２波長の光を発光する。
そして、第１光電変換層は、第２光電変換層側にある第２波長の光を発光する他方のシンチレータ層よりも第１光電変換層側にある第１波長の光を発光する一方のシンチレータ層との距離が短い分だけ、第２波長の光よりも第１波長の光を多く受光し、ノイズの少ない低圧画像を得ることができる。
また、第２光電変換層は、第１光電変換層側にある第１波長の光を発光する一方のシンチレータ層よりも第２光電変換層側にある第２波長の光を発光する他方のシンチレータ層との距離が短い分だけ、第１波長の光よりも第２波長の光を多く受光し、ノイズの少ない高圧画像を得ることができる。
本発明の第６態様に係る放射線検出器は、上記第２態様において、前記シンチレータ層は、前記第１蛍光材料と前記第２蛍光材料とを混合して単層とされ、前記基板は、前記放射線の照射面であり、前記基板から順に、前記第１光電変換層、前記第２光電変換層、前記シンチレータ層が積層され、又は、前記第２光電変換層、前記第１光電変換層、前記シンチレータ層が積層されている。
この構成によれば、照射された放射線は、基板、第１光電変換層、第２光電変換層、シンチレータ層の順、又は、基板、第２光電変換層、第１光電変換層、シンチレータ層の順に当たることになる。ここで、シンチレータ層に放射線が当たると、シンチレータ層の中で放射線の照射面側のシンチレータ部分が主に発光するので、放射線の照射面側のシンチレータ部分と第１光電変換層との距離が短い分だけ、第１光電変換層において第１波長の光を多く受光することができる。
また、この構成では、放射線は、シンチレータ層よりも第１光電変換層及び第２光電変換層に先に当たることになるが、第１光電変換層が第１有機材料で構成され、第２光電変換層が第２有機材料で構成されているため、無機材料で構成される場合に比べて一般的に放射線の吸収率が殆ど無い。したがって、第１光電変換層及び第２光電変換層が、シンチレータ層よりも放射線の照射側に積層されていても、シンチレータ層に十分な放射線が当たることになり、シンチレータ層からの発光量が低減することを抑制し、もって画質の劣化を抑制することができる。
本発明の第７態様に係る放射線検出器は、上記第１態様において、前記第１エネルギーは、前記第２エネルギーよりも大きく、前記第１光電変換層は、前記第１有機材料で構成され、前記第２波長の光に比べ前記第１波長の光を多く吸収して電荷に変換し、前記シンチレータ層は、前記別層で構成され、前記別層のうち一方のシンチレータ層は、前記第２蛍光材料で構成され、且つ、前記放射線の照射面とされ、前記別層のうち他方のシンチレータ層は、前記第１蛍光材料で構成され、前記一方のシンチレータ層から順に、前記第２光電変換層、前記基板、前記第１光電変換層、前記他方のシンチレータ層が積層されている。
この構成によれば、第２光電変換層が他方のシンチレータ層からの第１波長の光に比べ一方のシンチレータ層からの第２波長の光を多く吸収し電荷に変換することによって、第１エネルギーよりも小さい第２エネルギーの放射線により現される低圧画像が得られる。また、第１光電変換層が一方のシンチレータ層からの第２波長の光に比べ他方のシンチレータ層からの第１波長の光を多く吸収し電荷に変換することによって、第２エネルギーよりも大きい第１エネルギーの放射線により現される高圧画像が得られる。
そして、第１光電変換層が、第１蛍光材料で構成された他方のシンチレータ層よりも放射線の照射側に配置されているので、他方のシンチレータ層の中で主に発光するシンチレータ部分と第１光電変換層との距離が短くなり、もって第１エネルギーの放射線により現される被写体の高画質な高圧画像を得ることができる。
また、一般的に、シンチレータ層は直接放射線を当てる方が光電変換層や基板を介すよりも放射線が吸収される虞がない分、光の発光量は多くなるが、例えば一方のシンチレータ層の厚みが大きいと、一方のシンチレータ層の中で主に発光するシンチレータ部分と第２光電変換層との距離が長くなる。しかしながら、他方のシンチレータ層を第２光電変換層よりも非照射面側の第１光電変換層側に設けた分だけ、第２光電変換層側の一方のシンチレータ層の厚みを薄くできる。そして、一方のシンチレータ層の厚みが薄ければ、一方のシンチレータ層の中で主に放射線を吸収して発光するシンチレータ部分と第２光電変換層との距離が短くなり、第２光電変換層が第２波長の光を受光する受光量が増大し、もって第２エネルギーの放射線により現される被写体の高画質な低圧画像を得ることができる。
本発明の第８態様に係る放射線検出器は、上記第１態様において、前記第１エネルギーは、前記第２エネルギーよりも大きく、前記第１光電変換層は、前記無機材料で構成され、前記シンチレータ層は、前記別層で構成され、前記別層のうち一方のシンチレータ層は、前記第２蛍光材料で構成され、且つ、前記放射線の照射面とされ、前記別層のうち他方のシンチレータ層は、前記第１蛍光材料で構成され、前記一方のシンチレータ層から順に、前記第２光電変換層、前記基板、前記第１光電変換層、前記他方のシンチレータ層が積層されている。
この構成によれば、第１光電変換層が他方のシンチレータ層からの第１波長の光を少なくとも吸収し電荷に変換することによって、第２エネルギーよりも大きい第１エネルギーの放射線により現される高圧画像が得られる。また、第２光電変換層が他方のシンチレータ層からの第１波長の光に比べ一方のシンチレータ層からの第２波長の光を多く吸収し電荷に変換することによって、第１エネルギーよりも小さい第２エネルギーの放射線により現される低圧画像が得られる。
そして、第１光電変換層が、第１蛍光材料で構成された他方のシンチレータ層よりも放射線の照射側に配置されているので、第１エネルギーの放射線により現される被写体の高画質な高圧画像を得ることができる。
また、第１光電変換層が、第１有機材料よりも放射線の吸収波長域が広い無機材料で構成されているため、他方のシンチレータ層を構成する第１蛍光材料の選択幅を広げることができる。
本発明の第９態様に係る放射線検出器は、上記第７又は第８態様において、前記第１光電変換層と前記基板、又は前記第２光電変換層と前記基板の間に設けられ、前記一方のシンチレータ層又は前記他方のシンチレータ層からの光を吸収するカラーフィルタ、を備える。
この構成によれば、仮に一方のシンチレータ（第２蛍光材料）から発光する光に第２波長の光だけでなく第１波長の光が含まれていても、第１光電変換層の手前でカラーフィルタが当該第１波長の光を吸収するので、第１光電変換層が第２蛍光材料からの余計な第１波長の光を吸収することを抑制できる。又は、仮に他方のシンチレータ（第１蛍光材料）から発光する光に第１波長の光だけでなく第２波長の光が含まれていても、第２光電変換層の手前でカラーフィルタが当該第２波長の光を吸収するので、第２光電変換層が第１蛍光材料からの余計な第２波長の光を吸収することを抑制できる。
本発明の第１０態様に係る放射線検出器は、上記第１〜第９態様の何れか１つにおいて、前記第１光電変換層は、前記第２波長の光を透過して前記第１波長の光を吸収し、前記第２光電変換層は、前記第１波長の光を透過して前記第２波長の光を吸収する。
この構成によれば、第１光電変換層がシンチレータ層からの第２波長の光は透過して吸収せず、第１波長の光を吸収して電荷に変換することによって、第２エネルギーの放射線により現される放射線画像を含まない形で、第１エネルギーの放射線により現される放射線画像をより鮮明に得ることができる。また、第２光電変換層がシンチレータ層からの第１波長の光は透過して吸収せず、第２波長の光を吸収して電荷に変換することによって、第１エネルギーの放射線により現される放射線画像を含まない形で、第２エネルギーの放射線により現される放射線画像をより鮮明に得ることができる。
本発明の第１１態様に係る放射線検出器は、上記第１〜第１０態様の何れか１つにおいて、前記第１波長は青色の光の波長であり、前記第２波長は緑色の光の波長である。
なお、第１蛍光材料と第２蛍光材料(更に言えば、賦活剤)の選択によっては、第１波長が緑色の光の波長で、第２波長が青色の光の波長であってもよい。
このように、シンチレータ層が発光する第１波長の光と第２波長の光の色を分けることで、互いの光の発光波長域が重なることを防止し、ノイズの発生を抑制することができる。
本発明の第１２態様に係る放射線検出器は、上記第２〜第７態様の何れか１つにおいて、前記トランジスタの活性層は非晶質酸化物で構成され、前記基板は、プラスチック樹脂で構成される。
この構成によれば、第１光電変換層が第１有機材料で構成され、第２光電変換層が第２有機材料で構成され、トランジスタの活性層が非晶質酸化物で構成されるため、全てのプロセスにおいて低温で放射線検出器の製造が可能となり、基板を一般的に耐熱性が低く、可撓性のあるプラスチック樹脂で構成することができる。そして、このようなプラスチック樹脂の基板を用いれば、軽量化を図ることもでき、例えば持ち運び等に有利となる。
本発明によれば、光電変換層が受光する受光量を増すことができる放射線検出器を提供することができる。
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。 電子カセッテの内部構造を示す概略斜視図である。 本発明の第１実施形態に係る放射線検出器の断面構成を示した断面図である。 波長とスペクトル特性の関係を示す図である。 図３に示す放射線検出器の詳細構成を示した断面図である。 ＴＦＴスイッチの構成を概略的に示す図である。 ＴＦＴ基板の配線構造を示す図である。 本発明の第１実施形態に係る放射線検出器の作用を説明する図である。 本発明の第２実施形態に係る放射線検出器の断面構成を示した断面図である。 本発明の第３実施形態に係る放射線検出器の断面構成を示した断面図である。 本発明の第４実施形態に係る放射線検出器の断面構成を示した断面図である。 本発明の第５実施形態に係る放射線検出器の断面構成を示した断面図である。 （Ａ）は、第１蛍光材料の混合量とシンチレータ層の厚み方向の距離との関係を示す図である。（Ｂ）は、放射線の吸収量とシンチレータ層の厚み方向の距離との関係を示す図である。 本発明の第２実施形態に係る放射線検出器の変形例を示す図である。
（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。
−放射線画像撮影装置の構成−
まず、本発明の第１実施形態に係る放射線検出器が内蔵され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。
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。
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。
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。
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。
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。
−放射線検出器２０の構成−
次に、本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０の構成について説明する。図３は、本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０の断面構成を示した断面図である。
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を検出して、放射線Ｘにより現される放射線画像を撮影するものであり、後述する第１光検出基板２３Ａと第２光検出基板２３Ｂとの間にシンチレータ層２４が挟まれている。
このシンチレータ層２４は、放射線Ｘに対する感度（Ｋ吸収端及び発光波長）が互い異なる２種類の蛍光材料が混合されて構成される。具体的には、患者１４を透過した放射線Ｘのうち低エネルギーの放射線が現す軟部組織の低圧画像を撮影するため、放射線吸収率μが高エネルギー部分にＫ吸収端を持たない、すなわち高エネルギー部分で吸収率μが不連続的に増加することのない第１蛍光材料２６と、患者１４を透過した放射線Ｘのうち高エネルギーの放射線が現す硬部組織の高圧画像を撮影するため、高エネルギー部分の放射線吸収率μが第１蛍光材料２６よりも高くなっている第２蛍光材料２８と、が均一に混合されている。
なお、「軟部組織」とは、筋肉、内臓等を含み、皮質骨及び／又は海綿骨等の骨組織以外の組織を意味する。また、「硬部組織」とは、硬組織とも呼ばれ、皮質骨及び／又は海綿骨等の骨組織を意味する。
第１蛍光材料２６と第２蛍光材料２８は、放射線Ｘに対する感度が互い異なる蛍光材料であれば、シンチレータとして一般的に用いられるもの全てから適宜選択できるが、例えば以下の表１に列挙した蛍光材料から２種類選択することができる。なお、第１蛍光材料２６と第２蛍光材料２８は、撮影により得られる低圧画像と高圧画像の区別を明確にする観点から、放射線Ｘに対する感度が互い異なるだけなく、発光色も互いに異なることが好ましい。
なお、表１の蛍光材料の他にも、ＣｓＢｒ：Ｅｕ、ＺｎＳ：Ｃｕ、Ｇｄ2 Ｏ2 Ｓ：Ｅｕ、Ｌｕ2Ｏ2Ｓ:Ｔｂ等も選択可能である。
ただし、潮解性がなく形成し易いという観点から、上述の中でも母体材料がＣｓＩ、ＣｓＢｒ以外のものを選択することが好ましい。
また、所定の波長の光を吸収（遮光）するカラーフィルタが無くても撮影した放射線画像にノイズを与えないという観点から、上述の材料の中でもＣｓＩ：Ｔｌ、（Ｚｎ,Ｃｄ）Ｓ：Ａｇ、ＣａＷＯ４：Ｐｂ、Ｌａ２ＯＢｒ：Ｔｂ、ＺｎＳ：Ａｇ、ＣｓＩ：Ｎａ以外の、ブロードでないシャープ（発光波長の狭い）な波長の光を発光するものが好ましい。このようなシャープな波長の光を発光する蛍光材料としては、例えば緑発光のＧｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、Ｌａ2Ｏ2Ｓ：Ｔｂ、青発光のＢａＦＸ：Ｅｕ（ただし、Ｘは、Ｂｒ、Ｃｌ等のハロゲン元素）が挙げられる。この中でも、特に、第１蛍光材料２６と第２蛍光材料２８は、緑発光のＧｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂと青発光のＢａＦＸ：Ｅｕの組み合わせが好ましい。
そして、第１蛍光材料２６と第２蛍光材料２８とは、放射線Ｘに対する感度が互い異なる蛍光材料が選択されて、光のピークの発光波長が互いに異なり、図４に示すように、第１蛍光材料２６は、照射された放射線Ｘのうち主に低エネルギーの放射線に感応して放射線Ｘをピークが第１波長の光２６Ａに変換し、第２蛍光材料２８は、放射線Ｘのうち主に前記低エネルギーよりも高エネルギーの放射線に感応して放射線Ｘをピークが第１波長と異なる第２波長の光２８Ａに変換する。
なお、図４では、第１蛍光材料２６が緑発光のＧｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂであり、第２蛍光材料２８が青発光のＢａＦＢｒ：Ｅｕである場合の各蛍光材料２６,２８のスペクトル特性の一例を示しているが、第１蛍光材料２６と第２蛍光材料２８のスペクトル特性は、上記の趣旨を逸脱しない限り、他の如何なる形のスペクトル特性であってもよい。また、図４では第１波長は、第２波長よりも波長が長いが、短い場合であってもよい。さらにまた、図４中の横軸は、光の波長を示し、縦軸はスペクトル特性、すなわち光の相対発光強度を示している。
図３に戻って、シンチレータ層２４が発光した光は、第１光検出基板２３Ａと第２光検出基板２３Ｂが受光する。第１光検出基板２３Ａは、第１光電変換層３０と、ＴＦＴアクティブマトリクス基板３２（以下、ＴＦＴ基板という）と、を備えている。同様に、第２光検出基板２３Ｂは、第２光電変換層３４と、ＴＦＴ基板３６と、を備えている。
第１光電変換層３０は、シンチレータ層２４とＴＦＴ基板３２との間に設けられており、シンチレータ層２４が発光した光を受光して電荷に変換するものである。また、第２光電変換層３４は、シンチレータ層２４とＴＦＴ基板３６との間に設けられており、シンチレータ層２４が発光した光を受光して電荷に変換するものである。これら、第１光電変換層３０と第２光電変換層３４は、光吸収特性が互いに異なる有機材料で構成された後述する光電変換膜を備えている。
図５は、図３に示す放射線検出器２０の詳細構成を示した断面図である。
図５に示すように、第１光電変換層３０には、複数の第１光検出センサ４０が形成され、第２光電変換層３４には、第１光検出センサ４０の総受光面積と同一の総受光面積を有した複数の第２光検出センサ４２が形成されている。そして、これら第１光検出センサ４０及び第２光検出センサ４２は、それぞれ患者１４を透過した放射線Ｘにより現される放射線画像の１画素を構成している。
第１光検出センサ４０は、第１電極５０、第２電極５２、及び該上下の電極間に配置された第１有機光電変換膜５４を有している。また、第２光検出センサ４２は、第１電極６０、第２電極６２、及び該上下の電極間に配置され、第１有機光電変換膜５４と光吸収特性が異なる第２有機光電変換膜６４を有している。
第１有機光電変換膜５４は、シンチレータ層２４の第１蛍光材料２６から発光する第１波長の光２６Ａを第２波長の光２８Ａよりも多く吸収し、吸収した光に応じた電荷に変換、すなわち電荷を発生するものである。このような第１有機光電変換膜５４の光吸収特性は、例えば図４に示すような特性５４Ａである。このような構成にすれば、第２波長の光２８Ａは第１波長の光２６Ａに比べて吸収されないので、第２波長の光２８Ａが第１有機光電変換膜５４で吸収されることによって発生するノイズを効果的に抑制することができる。
また、第２有機光電変換膜６４は、シンチレータ層２４の第２蛍光材料２８から発光する第２波長の光２８Ａを第１波長の光２６Ａよりも多く吸収し、吸収した光に応じた電荷に変換、すなわち電荷を発生するものである。このような第２有機光電変換膜６４の光吸収特性は、例えば図４に示すような特性６４Ａである。このような構成にすれば、第１波長の光２６Ａは第２波長の光２８Ａに比べて吸収されないので、第１波長の光２６Ａが第２有機光電変換膜６４で吸収されることによって発生するノイズを効果的に抑制することができる。
なお、上記ノイズをより抑制するという観点から、第１有機光電変換膜５４は、第２波長の光２８Ａを例えば９５％以上透過して第１波長の光２６Ａを選択的に吸収し、第２有機光電変換膜６４は、第１波長の光２６Ａを例えば９５％以上透過して第２波長の光２８Ａを選択的に吸収することが好ましい。さらに、第１有機光電変換膜５４は、第２波長の光２８Ａを全て透過して第１波長の光２６Ａを選択的に吸収し、第２有機光電変換膜６４は、第１波長の光２６Ａを全て透過して第２波長の光２８Ａを選択的に吸収することが好ましい。
また、図４では、第１有機光電変換膜５４が緑吸収のキナクリドンで構成され、第２有機光電変換膜６４が青吸収のルブレンを含むＰ型物質とフラーレン又は高次フラーレンを含むｎ型物質の組み合わせで構成される場合の各有機光電変換膜５４,６４のスペクトル特性の一例を示しているが、第１有機光電変換膜５４と第２有機光電変換膜６４のスペクトル特性は、上記の趣旨を逸脱しない限り、他の如何なる形のスペクトル特性であってもよい。また、図４中の横軸は、光の波長を示し、縦軸はスペクトル特性、すなわち光の吸収特性を示している。
上述のような機能は、第１有機光電変換膜５４及び第２有機光電変換膜６４を、有機材料の中から、適宜、光吸収特性が互いに異なるように選択した材料で構成することによって実現が可能となる。
第１有機光電変換膜５４及び第２有機光電変換膜６４の材料としては、上述のキナクリドンや、ルブレンを含むＰ型物質とフラーレン又は高次フラーレンを含むｎ型物質の組み合わせの他に、赤吸収のフタロシアニンや、青吸収のアントラキノン等が挙げられる。
第１有機光電変換膜５４及び第２有機光電変換膜６４の形成方法としては、上述のように第１有機光電変換膜５４及び第２有機光電変換膜６４を有機材料で構成するため、一般的に用いられる蒸着法に変えてインクジェット方式を用いることができる。このインクジェット方式を用いると、有機材料を含む液体を重ね打ちすることで、第１有機光電変換膜５４と第２有機光電変換膜６４の厚みを調整できる。
また、第１有機光電変換膜５４と第１有機光電変換膜５４との間、及び、第２有機光電変換膜６４と第２有機光電変換膜６４との間には、互いに発生した電荷が行き来しないように、隙間が形成されている。そして、この隙間には、ＴＦＴ基板３２,３６上を平坦化するために、平坦化膜６６が埋められている。
第１有機光電変換膜５４で発生した電荷は、ＴＦＴ基板３２によって読み出される。このＴＦＴ基板３２は、支持基板６８下に複数のＴＦＴスイッチ７０が形成されて構成される。ＴＦＴスイッチ７０は、第１有機光電変換膜５４から第２電極５２に移動した電荷を電気信号に変換して出力するものである。
一方、第２有機光電変換膜６４で発生した電荷は、ＴＦＴ基板３６によって読み出される。このＴＦＴ基板３６は、支持基板６９上に複数のＴＦＴスイッチ７２が形成されて構成される。ＴＦＴスイッチ７２は、第２有機光電変換膜６４から第２電極６２に移動した電荷を電気信号に変換して出力するものである。
図６は、ＴＦＴスイッチ７０の構成を概略的に示す図である。なお、ＴＦＴスイッチ７２については、ＴＦＴスイッチ７０の構成と同様であるので、説明を省略する。
ＴＦＴスイッチ７０の形成された領域は、平面視において第２電極５２と重なる部分を有しており、このような構成とすることで、各画素部におけるＴＦＴスイッチ７０と第１光検出センサ４０とが厚さ方向で重なりを有することとなる。なお、放射線検出器２０（画素部）の平面積を最小にするために、ＴＦＴスイッチ７０の形成された領域が第２電極５２によって完全に覆われていることが望ましい。
ＴＦＴスイッチ７０は、ゲート電極１００、ゲート絶縁膜１０２、及び活性層（チャネル層）１０４が積層され、さらに、活性層１０４上にソース電極１０６とドレイン電極１０８が所定の間隔を開けて形成されている。また、ＴＦＴスイッチ７０と第２電極５２との間には、絶縁膜１１０が設けられている。
ここで、ＴＦＴスイッチ７０の活性層１０４は、非晶質酸化物により形成されていることが好ましい。この非晶質酸化物としては、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも１つを含む酸化物（例えばＩｎ−Ｏ系）が好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも２つを含む酸化物（例えばＩｎ−Ｚｎ−Ｏ系、Ｉｎ−Ｇａ系、Ｇａ−Ｚｎ−Ｏ系）がより好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎを含む酸化物が特に好ましい。Ｉｎ−Ｇａ−Ｚｎ−Ｏ系非晶質酸化物としては、結晶状態における組成がＩｎＧａＯ３（ＺｎＯ）ｍ（ｍは６未満の自然数）で表される非晶質酸化物が好ましく、特に、ＩｎＧａＺｎＯ４がより好ましい。
ＴＦＴスイッチ７０の活性層１０４を非晶質酸化物で構成したものとすれば、Ｘ線等の放射線を吸収せず、あるいは吸収したとしても極めて微量に留まるため、ノイズの発生を効果的に抑制することができる。
また、非晶質酸化物や第１有機光電変換膜５４（及び第２有機光電変換膜６４）を構成する有機材料は、いずれも低温での形成が可能である。したがって、活性層１０４を非晶質酸化物で構成すれば、支持基板６８としては、半導体基板、石英基板、及びガラス基板等の耐熱性の高い基板に限定されず、プラスチック等の可撓性基板、アラミド、バイオナノファイバを用いることもできる。具体的には、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンフタレート、ポリエチレンナフタレート等のポリエステル、ポリスチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルスルホン、ポリアリレート、ポリイミド、ポリシクロオレフィン、ノルボルネン樹脂、ポリ（クロロトリフルオロエチレン）等の可撓性基板を用いることができる。このようなプラスチック製の可撓性基板を用いれば、軽量化を図ることもでき、例えば持ち運び等に有利となる。なお、支持基板６８には、絶縁性を確保するための絶縁層、水分や酸素の透過を防止するためのガスバリア層、平坦性あるいは電極等との密着性を向上するためのアンダーコート層等を設けてもよい。
アラミドは、２００度以上の高温プロセスを適用できるために、透明電極材料を高温硬化させて低抵抗化でき、また、ハンダのリフロー工程を含むドライバＩＣの自動実装にも対応できる。また、アラミドは、ＩＴＯ（indium tin oxide）やガラス基板と熱膨張係数が近いため、製造後の反りが少なく、割れにくい。また、アラミドは、ガラス基板等と比べて薄く基板を形成できる。なお、超薄型ガラス基板とアラミドを積層して支持基板６８を形成してもよい。
バイオナノファイバは、バクテリア(酢酸菌、Acetobacter Xylinum)が産出するセルロースミクロフィブリル束（バクテリアセルロース）と透明樹脂と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支持基板６８を形成できる。
なお、ＴＦＴスイッチ７０の支持基板６８を説明したが、ＴＦＴスイッチ７２の支持基板６９も上記同様の材料を選択できる。
図７は、ＴＦＴ基板３２の配線構造を示す図である。なお、ＴＦＴ基板３６の配線構造もＴＦＴ基板３２の配線構造と同様であるので、同図に示す。
ＴＦＴ基板３２には、図７に示すように、上述の第１光検出センサ４０と、ＴＦＴスイッチ７０と、を含んで構成される画素１２０が一定方向（図７の行方向）及び当該一定方向に対する交差方向（図７の列方向）に２次元状に複数設けられている。
同様に、ＴＦＴ基板３６には、上述の第２光検出センサ４２と、ＴＦＴスイッチ７２と、を含んで構成される画素１２２が一定方向（図７の行方向）及び当該一定方向に対する交差方向（図７の列方向）に２次元状に複数設けられている。
また、ＴＦＴ基板３２は、一定方向の各画素列毎に走査配線１２４が並列に設けられ、交差方向の各画素列毎に信号配線１２６が並列に設けられている。この信号配線１２６は、画素１２０に対応する第１信号配線１２６Ａと、画素１２２に対応する第２信号配線１２６Ｂと、の２本の信号配線で構成されている。
そして、ＴＦＴスイッチ７０は、ソースが第１光検出センサ４０に接続され、ドレインが第１信号配線１２６Ａに接続され、ゲートが走査配線１２４に接続されている。また、ＴＦＴスイッチ７２は、ソースが第２光検出センサ４２に接続され、ドレインが第２信号配線１２６Ｂに接続され、ゲートが走査配線１２４に接続されている。
各第１信号配線１２６Ａには、当該第１信号配線１２６Ａに接続された何れかのＴＦＴスイッチ７０がＯＮされることにより第１光検出センサ４０に発生して蓄積された電荷量に応じた電気信号が流れ、各第２信号配線１２６Ｂには、当該第２信号配線１２６Ｂに接続された何れかのＴＦＴスイッチ７２がＯＮされることにより第２光検出センサ４２に発生して蓄積された電荷量に応じた電気信号が流れる。
各第１信号配線１２６Ａ及び各第２信号配線１２６Ｂには、これらの配線に流れ出した電気信号を検出する信号検出回路２００が接続されており、各走査配線１２４には、各走査配線１２４にＴＦＴスイッチ７０,７２をＯＮ／ＯＦＦするための制御信号を出力するスキャン信号制御回路２０２が接続されている。なお、これら信号検出回路２００及びスキャン信号制御回路２０２は、制御基板２２（図２参照）に設けられている。
信号検出回路２００は、第１信号配線１２６Ａ及び第２信号配線１２６Ｂのそれぞれ毎に、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。信号検出回路２００では、各第１信号配線１２６Ａ及び各第２信号配線１２６Ｂより入力される電気信号を各増幅回路により増幅して検出することにより、低圧画像を構成する各画素の情報として、各画素１２０の第１光検出センサ４０に発生した電荷量及び、高圧画像を構成する各画素の情報として、各画素１２２の第２光検出センサ４２に発生した電荷量をそれぞれ検出する。
この信号検出回路２００及びスキャン信号制御回路２０２には、信号検出回路２００において検出された各画素の情報を各第１信号配線１２６Ａによる画像情報と各第２信号配線１２６Ｂによる画像情報とに分けて所定の処理を施すとともに、信号検出回路２００に対して信号検出のタイミングを示す制御信号を出力し、スキャン信号制御回路２０２に対してスキャン信号の出力のタイミングを示す制御信号を出力する信号処理装置２０４が接続されている。
信号処理装置２０４は、制御基板２２（図２参照）に設けられており、上記所定の処理として、必要がある場合に、得られた低圧画像と高圧画像を用いてサブトラクション画像処理を行うことにより、エネルギーサブトラクション画像を得る処理を行う。
−作用−
次に、本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０の作用について説明する。
図８は、本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０の作用を説明する図である。
放射線画像を撮影する場合、放射線検出器２０に患者１４を透過した放射線Ｘが照射される。この患者１４を透過した放射線Ｘには、低エネルギーな成分と高エネルギーな成分が含まれる。以下、放射線Ｘのうち低エネルギーな成分の放射線を低エネルギーの放射線Ｘ１と呼称し、放射線Ｘのうち高エネルギーな成分の放射線を高エネルギーの放射線Ｘ２と呼称する。
本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０では、放射線検出器２０のうち、ＴＦＴ基板３２の上面（外側）が放射線Ｘの照射面３００となるように、電子カセッテ１０に組み込まれている。そして、放射線検出器２０は、ＴＦＴ基板３２側から順に、第１光電変換層３０、シンチレータ層２４、第２光電変換層３４、ＴＦＴ基板３６が積層されている。したがって、照射された放射線Ｘは、ＴＦＴ基板３２及び第１光電変換層３０を透過した後、シンチレータ層２４に当たる。
放射線Ｘがシンチレータ層２４に当たると、シンチレータ層２４の第１蛍光材料２６が、照射された放射線Ｘのうち主に低エネルギーの放射線Ｘ１に感応して放射線Ｘをピークが第１波長の光２６Ａに変換する。また、シンチレータ層２４の第２蛍光材料２８が、照射された放射線Ｘのうち主に前記低エネルギーよりも高エネルギーの放射線Ｘ２に感応して放射線Ｘをピークが第２波長の光２８Ａに変換する。そして、シンチレータ層２４から発光された第１波長の光２６Ａと第２波長の光２８Ａは、第１光電変換層３０及び第２光電変換層３４に当たる。
第１波長の光２６Ａと第２波長の光２８Ａが第１光電変換層３０に当たると、第１光電変換層３０の第１光検出センサ４０が第１波長の光２６Ａを第２波長の光２８Ａよりも多く吸収して電荷Ｑ１に変換する。また、第１波長の光２６Ａと第２波長の光２８Ａが第２光電変換層３４に当たると、第２光電変換層３４の第２光検出センサ４２が第２波長の光２８Ａを第１波長の光２６Ａよりも多く吸収して電荷Ｑ２に変換する。
次に、図７に示すように、ＴＦＴスイッチ７０,７２のゲートに走査配線１２４を介して順次ＯＮ信号が印加される。これにより、ＴＦＴスイッチ７０,７２は順次ＯＮされ、第１信号配線１２６Ａには、第１光検出センサ４０に発生した電荷Ｑ１が電気信号として流れ、第２信号配線１２６Ｂには、第２光検出センサ４２に発生した電荷Ｑ２が電気信号として流れる。
信号検出回路２００は、第１信号配線１２６Ａ及び第２信号配線１２６Ｂに流れ出した電気信号に基づいて第１光検出センサ４０及び第２光検出センサ４２に発生した電荷量を、画像を構成する各画素１２０,１２２の情報として検出する。信号処理装置２０４は、信号検出回路２００において検出された各画素１２０,１２２の情報を各第１信号配線１２６Ａによる画像情報と各第２信号配線１２６Ｂによる画像情報とに分けて所定の処理を施す。これにより、放射線検出器２０に照射された低エネルギーの放射線Ｘ１により現される放射線画像（低圧画像）を示す画像情報と、高エネルギーの放射線Ｘ２により現される放射線画像（高圧画像）を示す画像情報と、を同時に得ることができる。
したがって、放射線Ｘを１回照射することにより、低圧画像と高圧画像の２つの放射線画像を得ることが可能となる。
また、上述のような第１光電変換層３０が、第１蛍光材料２６を含んだシンチレータ層２４よりも放射線Ｘの照射側に隣接して配置されているので、放射線Ｘは、シンチレータ層２４の中では、まず第１光電変換層３０側のシンチレータ部分（例えば図８中の部分２４Ａ）に照射されることになる。したがって、第１光電変換層３０側のシンチレータ部分２４Ａが主に放射線Ｘを吸収して発光することになる。そして、シンチレータ層２４の中で主に放射線Ｘを吸収して発光するシンチレータ部分２４Ａが第１光電変換層３０側であると、当該シンチレータ部分２４Ａと第１光電変換層３０との距離が、第１光電変換層３０とシンチレータ層２４とが逆の配置に比べ、シンチレータ層２４の厚み分だけ短くなる。
この結果、第１光電変換層３０において、主に低エネルギーの放射線Ｘ１に感応して第１蛍光材料２６から発光された第１波長の光２６Ａを受光する受光量が増大し、当該低エネルギーの放射線Ｘ１により現される患者１４の高画質な低圧画像が得られる。
一般的に硬部組織よりも軟部組織の方が微細なため、このように高圧画像よりも低圧画像を高画質とする方が、軟部組織の微細な部分を確実に視認することができるという点で有効である。
また、第１光電変換層３０が有機材料で構成されているため、非晶質シリコン等の無機材料で構成される場合に比べて一般的に放射線Ｘの吸収率が殆ど無い。したがって、第１光電変換層３０が、シンチレータ層２４よりも放射線Ｘの照射側に配置されていても、シンチレータ層２４に十分な放射線Ｘが当たることになり、シンチレータ層２４からの発光量が低減することを抑制し、もって画質の劣化を抑制することができる。
ここで、シンチレータ層２４は、第１蛍光材料２６と第２蛍光材料２８とを混合して単層とされているが、当該シンチレータ層２４に当たった放射線Ｘのうち低エネルギーの放射線Ｘ１は、一般的にシンチレータ層２４の中でも放射線Ｘの照射面３００側のシンチレータ部分２４Ａでより吸収され易い（図１３（Ｂ）参照）。また、当該シンチレータ層２４に当たった放射線Ｘのうち低エネルギーより大きい高エネルギーの放射線Ｘ２は、一般的にシンチレータ層２４の中でも放射線Ｘの照射面３００側とは逆側のシンチレータ部分（例えば部分２４Ｂ）でより吸収され易い（図１３（Ｂ）参照）。
したがって、低エネルギーの放射線Ｘ１は、高エネルギーの放射線Ｘ２に比べて、放射線Ｘの照射面３００側とは逆側のシンチレータ部分に当たる量が少なくなる。この結果、放射線Ｘの照射面３００側とは逆側のシンチレータ部分では、第１蛍光材料２６における第１波長の光２６Ａの発光量よりも第２蛍光材料２８における第２波長の光２８Ａの発光量の方が多くなり、放射線Ｘの照射面３００側からシンチレータ層２４の次に積層された第２光電変換層３４は、第１波長の光２６Ａよりも第２波長の光２８Ａを多く受光して、ノイズの少ない高圧画像を得ることができる。
（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について説明する。
−放射線検出器の構成−
図９は、本発明の第２実施形態に係る放射線検出器３２０の断面構成を示した断面図である。
同図に示すように、本発明の第２実施形態に係る放射線検出器３２０の構成は、第１実施形態で説明した図３に示す構成と同様の構成を備えているが、第１実施形態と異なりＴＦＴ基板が１枚とされている。また、各構成の積層の順番が異なっている。
具体的に、本発明の第２実施形態に係る放射線検出器３２０では、ＴＦＴ基板３２２は、上記ＴＦＴ基板３２と同一の構成を備えているが、上記ＴＦＴ基板３６と同一の構成も備えている。すなわち、第１光電変換層３２４から発生する電荷だけでなく、第２光電変換層３２６から発生する電荷も読み出す構成を備えている。また、第１光電変換層３２４、第２光電変換層３２６、シンチレータ層３２８は、上記第１光電変換層３０、第２光電変換層３４、シンチレータ層２４と配置は異なるが同一の構成を備えている。
そして、放射線Ｘの照射面３００とされたＴＦＴ基板３２２から順に、第１光電変換層３２４、第２光電変換層３２６、シンチレータ層３２８が積層されている。
−作用−
以上、本発明の第２実施形態に係る放射線検出器３２０の構成によれば、照射された放射線Ｘは、ＴＦＴ基板３２２、第１光電変換層３２４、第２光電変換層３２６、シンチレータ層３２８の順に当たることになる。ここで、シンチレータ層３２８に放射線Ｘが当たると、シンチレータ層３２８の中で放射線Ｘの照射面３００側のシンチレータ部分が主に発光するので、放射線Ｘの照射面３００側のシンチレータ部分と第１光電変換層３２４との距離が短い分だけ、第１光電変換層３２４において第１波長の光２６Ａを多く受光することができ、もって高画質な低圧画像を得ることができる。
また、この構成では、放射線Ｘは、シンチレータ層３２８よりも第１光電変換層３２４及び第２光電変換層３２６に先に当たることになるが、第１光電変換層３２４及び第２光電変換層３２６が共に有機材料で構成されているため、無機材料で構成される場合に比べて一般的に放射線の吸収率が殆ど無い。したがって、第１光電変換層３２４及び第２光電変換層３２６が、シンチレータ層３２８よりも放射線Ｘの照射面３００側に積層されていても、シンチレータ層３２８に十分な放射線Ｘが当たることになり、シンチレータ層３２８からの発光量が低減することを抑制し、もって画質の劣化を抑制することができる。
また、第１光電変換層３２４及び第２光電変換層３２６が互いに接し、遠くに離れていないので、配線の引き回し等が不要となり、１枚のＴＦＴ基板３２２で第１光電変換層３２４及び第２光電変換層３２６からの電荷を読み取ることができる。
（第３実施形態）
次に、本発明の第３実施形態に係る放射線検出器について説明する。
−放射線検出器の構成−
図１０は、本発明の第３実施形態に係る放射線検出器４００の断面構成を示した断面図である。
同図に示すように、本発明の第３実施形態に係る放射線検出器４００の構成は、第１実施形態で説明した図３に示す構成と同様の構成を備えているが、第１実施形態と異なりシンチレータ層の第１蛍光材料と第２蛍光材料とが混合されず別層とされている。
具体的に、本発明の第３実施形態に係る放射線検出器４００では、第１蛍光材料２６で構成された一方のシンチレータ層４０２と、第２蛍光材料２８で構成された他方のシンチレータ層４０４と、を備えている。そして、放射線Ｘの照射面３００とされたＴＦＴ基板３２から順に、第１光電変換層３０、一方のシンチレータ層４０２、他方のシンチレータ層４０４、第２光電変換層３４、ＴＦＴ基板３６が積層されている、
−作用−
以上、本発明の第３実施形態に係る放射線検出器４００の構成によれば、放射線Ｘが当たると一方のシンチレータ層４０２は第１波長の光２６Ａを発光し、他方のシンチレータ層４０４は第２波長の光２８Ａを発光する。
そして、第１光電変換層３０は、第２光電変換層３４側にある第２波長の光２８Ａを発光する他方のシンチレータ層４０４よりも第１光電変換層３０側にある第１波長の光２６Ａを発光する一方のシンチレータ層４０２との距離が短い分だけ、第２波長の光２８Ａよりも第１波長の光２６Ａを多く受光し、ノイズの少ない低圧画像を得ることができる。
また、第２光電変換層３４は、第１光電変換層３０側にある第１波長の光２６Ａを発光する一方のシンチレータ層４０２よりも第２光電変換層３４側にある第２波長の光２８Ａを発光する他方のシンチレータ層４０４との距離が短い分だけ、第１波長の光２６Ａよりも第２波長の光２８Ａを多く受光し、ノイズの少ない高圧画像を得ることができる。
（第４実施形態）
次に、本発明の第４実施形態に係る放射線検出器について説明する。
−放射線検出器の構成−
図１１は、本発明の第４実施形態に係る放射線検出器５００の断面構成を示した断面図である。
同図に示すように、本発明の第４実施形態に係る放射線検出器５００の構成は、第１実施形態で説明した図３に示す構成と同様の構成を備えているが、第１実施形態と異なりＴＦＴ基板が１枚とされている。また、各構成の積層の順番が異なっている。さらに、シンチレータ層の第１蛍光材料と第２蛍光材料とが混合されず別層とされている。
具体的に、本発明の第４実施形態に係る放射線検出器５００では、第２蛍光材料５０１で構成された一方のシンチレータ層５０２と、第１蛍光材料５０３で構成された他方のシンチレータ層５０４と、を備えている。
なお、本実施形態では、第１蛍光材料５０３と第２蛍光材料５０１の放射線吸収特性が第１実施形態と逆であり、第１蛍光材料５０３は、照射された放射線Ｘのうち低エネルギーではなく主に高エネルギーの放射線Ｘ２に感応して放射線Ｘをピークが第１波長の光２６Ａに変換する。また、第２蛍光材料５０１は、照射された放射線Ｘのうち高エネルギーではなく主に低エネルギーの放射線Ｘ１に感応して放射線Ｘをピークが第２波長の光２８Ａに変換する。
また、ＴＦＴ基板５０８は、上記ＴＦＴ基板３２と同一の構成を備えているが、上記ＴＦＴ基板３６と同一の構成も備えている。すなわち、第１光電変換層５１０から発生する電荷だけでなく、第２光電変換層５０６から発生する電荷も読み出す構成を備えている。
そして、一方のシンチレータ層５０２から順に、第２光電変換層５０６、ＴＦＴ基板５０８、第１光電変換層５１０、他方のシンチレータ層５０４が積層されている。
また、必要がある場合には、適宜、第１光電変換層５１０とＴＦＴ基板５０８、又は第２光電変換層５０６とＴＦＴ基板５０８の間に、一方のシンチレータ層５０２又は他方のシンチレータ層５０４からの光を吸収するカラーフィルタ５１２が設けられている。このカラーフィルタ５１２は、一方のシンチレータ層５０２又は他方のシンチレータ層５０４からの光を全て吸収するものでなくてもよく、例えば他方のシンチレータ層５０４から第１波長の光２６Ａだけでなく、余計な第２波長の光２８Ａも発光された場合に、その余計な第２波長の光２８Ａをカラーフィルタ５１２よりも照射面３００側にある第２光電変換層５０６が吸収しないようにするものであればよい。
具体的に、第１光電変換層５１０が緑吸収特性を有しており、第２光電変換層５０６が青吸収特性を有している場合には、第２光電変換層５０６が他方のシンチレータ層５０４からの青発光を吸収しないように、青吸収特性を有したカラーフィルタ５１２を設けることができる。例えば、他方のシンチレータ層５０４の第１蛍光材料５０３が緑発光のＧＯＳ:Ｔｂ（僅かな青発光を含む）で、一方のシンチレータ層５０２の第２蛍光材料５０１が青発光のＢａＦＢｒ:Ｅｕの時、第１蛍光材料５０３からの僅かな青発光を第２光電変換層５０６が吸収しないように、青吸収フィルター５１２を設けることができる。
−作用−
以上、本発明の第４実施形態に係る放射線検出器５００の構成によれば、第２光電変換層５０６が他方のシンチレータ層５０４からの第１波長の光２６Ａに比べ一方のシンチレータ層５０２からの第２波長の光２８Ａを多く吸収し電荷に変換することによって、低エネルギーの放射線Ｘ１により現される低圧画像が得られる。また、第１光電変換層５１０が一方のシンチレータ層５０２からの第２波長の光２８Ａに比べ他方のシンチレータ層５０４からの第１波長の光２６Ａを多く吸収し電荷に変換することによって、高エネルギーの放射線Ｘ２により現される高圧画像が得られる。
そして、第１光電変換層５１０が、第１蛍光材料５０３で構成された他方のシンチレータ層５０４よりも放射線Ｘの照射面３００側に配置されているので、他方のシンチレータ層５０４の中で主に発光するシンチレータ部分と第１光電変換層５１０との距離が短くなり、もって高エネルギーの放射線Ｘ２により現される患者１４の高画質な高圧画像を得ることができる。
また、一般的に、シンチレータ層は直接放射線を当てる方が光電変換層やＴＦＴ基板を介すよりも放射線Ｘが吸収される虞がない分、光の発光量は多くなるが、例えば一方のシンチレータ層５０２の厚みが大きいと、一方のシンチレータ層５０２の中で主に発光するシンチレータ部分と第２光電変換層５０６との距離が長くなる。しかしながら、本発明の第４実施形態に係る放射線検出器５００の構成によれば、他方のシンチレータ層５０４を第２光電変換層５０６よりも非照射面側にある第１光電変換層５１０側に設けた分だけ、第２光電変換層５０６側の一方のシンチレータ層５０２の厚みを薄くできる。そして、一方のシンチレータ層５０２の厚みが薄ければ、一方のシンチレータ層５０２の中で主に放射線Ｘを吸収して発光するシンチレータ部分と第２光電変換層５０６との距離が短くなり、第２光電変換層５０６が第２波長２６Ａの光を受光する受光量が増大し、もって低エネルギーの放射線Ｘ１により現される患者１４の高画質な低圧画像を得ることができる。
（第５実施形態）
次に、本発明の第５実施形態に係る放射線検出器について説明する。
−放射線検出器の構成−
図１２は、本発明の第５実施形態に係る放射線検出器６００の断面構成を示した断面図である。
同図に示すように、本発明の第５実施形態に係る放射線検出器６００の構成は、第４実施形態で説明した図１１に示す構成と同様の構成を備えているが、第１光電変換層の材料が第４実施形態と異なる。
具体的に、本発明の第５実施形態に係る放射線検出器６００では、第１光電変換層６０２が、第４実施形態の第１光電変換層５１０を構成する有機材料よりも放射線Ｘの吸収波長域が広く、ブロードな非晶質シリコン等の無機材料で構成されている。また、カラーフィルタ６０４は、第２光電変換層５０６とＴＦＴ基板５０８との間に設けられ、一方のシンチレータ層５０２から発光する光を吸収する。このカラーフィルタ６０４は、第１光電変換層６０２を構成する無機材料の放射線Ｘの吸収波長域が広く、一方のシンチレータ層５０２から発光する光を吸収する虞があるため、これを防ぐために設けている。
−作用−
以上、本発明の第５実施形態に係る放射線検出器６００の構成によれば、第４実施形態の作用の他、第１光電変換層６０２が、放射線Ｘの吸収波長域が広い、ブロードな無機材料で構成されているため、他方のシンチレータ層５０４を構成する第１蛍光材料５０３の選択幅を広げることができる。
（変形例）
なお、本発明を特定の第１〜第５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、以下の変形例同士を、適宜、組み合わせてもよい。
例えば、第１実施形態では、第１蛍光材料２６と第２蛍光材料２８とを均一に混合してシンチレータ層２４を構成する場合を説明したが、シンチレータ層２４の中において放射線Ｘの照射面３００側と非照射面側で、第１蛍光材料２６と第２蛍光材料２８の混合比を変えてもよい。
混合比を変える例としては、図１３（Ａ）に示すように、シンチレータ層２４の第１光電変換層３０側（照射面３００側）において第１蛍光材料２６を第２蛍光材料２８よりも多く混合し、シンチレータ層２４の第２光電変換層３４側において第２蛍光材料２８を第１蛍光材料２６よりも多く混合することが挙げられる。
この構成によれば、シンチレータ層２４の第１光電変換層３０側のシンチレータ部分は、第２蛍光材料２８よりも第１蛍光材料２６が多く混合されているので、図１３（Ｂ）に示すように低エネルギーの放射線Ｘ１の吸収量が多くなり、第１波長の光２６Ａを主に発光する。また、シンチレータ層２４の第２光電変換層３４側のシンチレータ部分は、第１蛍光材料２６よりも第２蛍光材料２８が多く混合されているので、図１３（Ｂ）に示すように高エネルギーの放射線Ｘ２の吸収量が多くなり、第２波長の光２８Ａを主に発光する。
したがって、第１光電変換層３０は、第２光電変換層３４側にある第２波長の光２８Ａを主に発光するシンチレータ部分よりも第１光電変換層３０側にある第１波長の光２６Ａを主に発光するシンチレータ部分との距離が短い分だけ、第２波長の光２８Ａよりも第１波長の光２６Ａの受光量が多くなり、ノイズの少ない低圧画像を得ることができる。
また、第２光電変換層３４は、第１光電変換層３０側にある第１波長の光２６Ａを主に発光するシンチレータ部分よりも第２光電変換層３４側にある第２波長の光２８Ａを主に発光するシンチレータ部分との距離が短い分だけ、第１波長の光２６Ａよりも第２波長の光２８Ａの受光量が多くなり、ノイズの少ない高圧画像を得ることができる。
また、第２実施形態では、図９に示すように、放射線Ｘの照射面３００とされたＴＦＴ基板３２２から順に、第１光電変換層３２４、第２光電変換層３２６、シンチレータ層３２８が積層されている場合を説明したが、図１４に示すように、ＴＦＴ基板３２２から順に、第２光電変換層３２６、第１光電変換層３２４、シンチレータ層３２８が積層されていてもよい。この構成の方が、第２光電変換層３２６を間に介さない分だけシンチレータ層３２８と第１光電変換層３２４との距離は短くなるので、第１光電変換層３２４において、ピークが第１波長の光２６Ａを受光する受光量を増大させることができる。
また、第１,第３実施形態では、２枚のＴＦＴ基板３２,３６を備える場合を説明したが、ＴＦＴ基板３２,３６の機能を有した１枚の基板のみを備えるようにしてもよい。同様に、第２実施形態等では、１枚のＴＦＴ基板３２２を備える場合を説明したが、第１光電変換層３２４用のＴＦＴ基板と第２光電変換層３２６用のＴＦＴ基板とに分けて２枚のＴＦＴ基板を備えるようにしてもよい。
また、図７では、各第１信号配線１２６Ａ及び各第２信号配線１２６Ｂを１つの信号検出回路２００に接続したが、信号検出回路２００を２つ設け、第１信号配線１２６Ａと第２信号配線１２６Ｂを別な信号検出回路２００に接続するようにしてもよい。これにより、従来の１つの放射線画像を検出する光検出基板に使用される信号検出回路を使用することができる。
また、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。
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。
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。
また、放射線Ｘは、Ｘ線だけに限られず、α線，β線，γ線，電子線又は紫外線等であってもよい。
また、放射線画像撮影装置が可搬性のある電子カセッテ１０である場合を説明したが、放射線画像撮影装置は、可搬性のない大型の放射線画像撮影装置であってもよい。
また、放射線Ｘの照射方向は、第２実施形態を除いて、逆方向であってもよい。すなわち、例えば第１実施形態では、ＴＦＴ基板３２が放射線Ｘの照射面３００とされていたが、ＴＦＴ基板３６が放射線Ｘの照射面とされていてもよい。
２０ 放射線検出器
２４ シンチレータ層
２６ 第１蛍光材料
２６Ａ ピークが第１波長の光（第１波長の光）
２８ 第２蛍光材料
２８Ａ ピークが第２波長の光（第２波長の光）
３０ 第１光電変換層
３２ ＴＦＴ基板（基板）
３４ 第２光電変換層
３６ ＴＦＴ基板（基板）
１０４ 活性層
３００ 照射面
３２０ 放射線検出器
３２２ ＴＦＴ基板（基板）
３２４ 第１光電変換層
３２６ 第２光電変換層
３２８ シンチレータ層
４００ 放射線検出器
４０２ 一方のシンチレータ層
４０４ 他方のシンチレータ層
５００ 放射線検出器
５０１ 第２蛍光材料
５０２ 一方のシンチレータ層
５０３ 第１蛍光材料
５０４ 他方のシンチレータ層
５０６ 第２光電変換層
５０８ ＴＦＴ基板（基板）
５１０ 第１光電変換層
５１２ カラーフィルタ
６００ 放射線検出器
６０２ 第１光電変換層
６０４ カラーフィルタ
Ｑ１ 電荷
Ｑ２ 電荷
Ｘ 放射線
Ｘ１ 低エネルギーの放射線（第１エネルギーの放射線、第２エネルギーの放射線）
Ｘ２ 高エネルギーの放射線（第１エネルギーの放射線、第２エネルギーの放射線）

Claims (12)

  1. 照射された放射線のうち主に第１エネルギーの放射線に感応して前記放射線を第１波長の光に変換する第１蛍光材料と、前記放射線のうち主に前記第１エネルギーと異なる第２エネルギーの放射線に感応して前記放射線を前記第１波長と異なる第２波長の光に変換する第２蛍光材料とを別層にし、又は混合して単層にして構成されたシンチレータ層と、
    前記第１蛍光材料を含んだ前記シンチレータ層よりも前記放射線の照射側に配置されており、第１有機材料又は前記第１有機材料よりも前記放射線の吸収波長域が広い無機材料で構成され、少なくとも前記第１波長の光を吸収して電荷に変換する第１光電変換層と、
    前記第１有機材料とは異なる第２有機材料で構成され、前記第１波長の光に比べ前記第２波長の光を多く吸収して電荷に変換する第２光電変換層と、
    前記第１光電変換層及び前記第２光電変換層で発生した電荷を読み出すトランジスタが形成された単一又は２枚の基板と、
    を積層して備える放射線検出器。
  2. 前記第１エネルギーは、前記第２エネルギーよりもエネルギーが小さく、
    前記第１光電変換層は、前記第１有機材料で構成され、前記第２波長の光に比べ前記第１波長の光を多く吸収して電荷に変換する、
    請求項１に記載の放射線検出器。
  3. 前記シンチレータ層は、前記第１蛍光材料と前記第２蛍光材料とを混合して単層とされ、
    前記基板は、前記第１光電変換層で発生した電荷を読み出す一方の基板と前記第２光電変換層で発生した電荷を読み出す他方の基板との２枚で構成され、前記一方の基板が放射線の照射面とされており、
    前記一方の基板側から順に、前記第１光電変換層、前記シンチレータ層、前記第２光電変換層、前記他方の基板が積層されている、
    請求項２に記載の放射線検出器。
  4. 前記シンチレータ層の前記第１光電変換層側において前記第１蛍光材料を前記第２蛍光材料よりも多く混合し、
    前記シンチレータ層の前記第２光電変換層側において前記第２蛍光材料を前記第１蛍光材料よりも多く混合した、
    請求項３に記載の放射線検出器。
  5. 前記基板は、前記第１光電変換層で発生した電荷を読み出す一方の基板と前記第２光電変換層で発生した電荷を読み出す他方の基板との２枚で構成され、前記一方の基板が放射線の照射面とされており、
    前記シンチレータ層は、前記別層で構成され、前記別層のうち一方のシンチレータ層は前記第１蛍光材料で構成され、前記別層のうち他方のシンチレータ層は前記２蛍光材料で構成され、
    前記一方の基板側から順に、前記第１光電変換層、前記一方のシンチレータ層、前記他方のシンチレータ層、前記第２光電変換層、前記他方の基板が積層されている、
    請求項２に記載の放射線検出器。
  6. 前記シンチレータ層は、前記第１蛍光材料と前記第２蛍光材料とを混合して単層とされ、
    前記基板は、前記放射線の照射面であり、
    前記基板から順に、前記第１光電変換層、前記第２光電変換層、前記シンチレータ層が積層され、又は、前記第２光電変換層、前記第１光電変換層、前記シンチレータ層が積層されている、
    請求項２に記載の放射線検出器。
  7. 前記第１エネルギーは、前記第２エネルギーよりも大きく、
    前記第１光電変換層は、前記第１有機材料で構成され、前記第２波長の光に比べ前記第１波長の光を多く吸収して電荷に変換し、
    前記シンチレータ層は、前記別層で構成され、
    前記別層のうち一方のシンチレータ層は、前記第２蛍光材料で構成され、且つ、前記放射線の照射面とされ、
    前記別層のうち他方のシンチレータ層は、前記第１蛍光材料で構成され、
    前記一方のシンチレータ層から順に、前記第２光電変換層、前記基板、前記第１光電変換層、前記他方のシンチレータ層が積層されている、
    請求項１に記載の放射線検出器。
  8. 前記第１エネルギーは、前記第２エネルギーよりも大きく、
    前記第１光電変換層は、前記無機材料で構成され、
    前記シンチレータ層は、前記別層で構成され、
    前記別層のうち一方のシンチレータ層は、前記第２蛍光材料で構成され、且つ、前記放射線の照射面とされ、
    前記別層のうち他方のシンチレータ層は、前記第１蛍光材料で構成され、
    前記一方のシンチレータ層から順に、前記第２光電変換層、前記基板、前記第１光電変換層、前記他方のシンチレータ層が積層されている、
    請求項１に記載の放射線検出器。
  9. 前記第１光電変換層と前記基板、又は前記第２光電変換層と前記基板の間に設けられ、前記一方のシンチレータ層又は前記他方のシンチレータ層からの光を吸収するカラーフィルタ、
    を備える請求項７又は請求項８に記載の放射線検出器。
  10. 前記第１光電変換層は、前記第２波長の光を透過して前記第１波長の光を吸収し、
    前記第２光電変換層は、前記第１波長の光を透過して前記第２波長の光を吸収する、
    請求項１〜請求項９の何れか１項に記載の放射線検出器。
  11. 前記第１波長は青色の光の波長であり、前記第２波長は緑色の光の波長である、
    請求項１〜請求項１０の何れか１項に記載の放射線検出器。
  12. 前記トランジスタの活性層は非晶質酸化物で構成され、
    前記基板は、プラスチック樹脂で構成される、
    請求項２〜請求項７の何れか１項に記載の放射線検出器。
JP2010167489A 2010-07-26 2010-07-26 放射線検出器 Abandoned JP2012026932A (ja)

Priority Applications (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010167489A JP2012026932A (ja) 2010-07-26 2010-07-26 放射線検出器
PCT/JP2011/066927 WO2012014874A1 (ja) 2010-07-26 2011-07-26 放射線検出器
CN2011800362026A CN103026262A (zh) 2010-07-26 2011-07-26 放射线检测器
US13/744,433 US20130126743A1 (en) 2010-07-26 2013-01-18 Radiation detector

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010167489A JP2012026932A (ja) 2010-07-26 2010-07-26 放射線検出器

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2012026932A true JP2012026932A (ja) 2012-02-09

Family

ID=45530081

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2010167489A Abandoned JP2012026932A (ja) 2010-07-26 2010-07-26 放射線検出器

Country Status (4)

Country Link
US (1) US20130126743A1 (ja)
JP (1) JP2012026932A (ja)
CN (1) CN103026262A (ja)
WO (1) WO2012014874A1 (ja)

Cited By (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2012172958A1 (ja) * 2011-06-14 2012-12-20 富士フイルム株式会社 放射線画像検出装置及び放射線撮影装置
JP2018091680A (ja) * 2016-12-01 2018-06-14 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
EP2847619B1 (en) * 2012-05-07 2018-09-12 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
JP2018157170A (ja) * 2017-03-21 2018-10-04 株式会社東芝 放射線検出器
JP2018537658A (ja) * 2015-10-21 2018-12-20 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 低エネルギー放射線量子及び高エネルギー放射線量子の組み合わされた検出のための放射線検出器
WO2019012846A1 (ja) * 2017-07-10 2019-01-17 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像システム
JP2019015683A (ja) * 2017-07-10 2019-01-31 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
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
WO2019054351A1 (ja) * 2017-09-14 2019-03-21 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
WO2019093168A1 (ja) * 2017-11-10 2019-05-16 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
KR20190095265A (ko) * 2016-11-30 2019-08-14 더 리서치 파운데이션 포 더 스테이트 유니버시티 오브 뉴욕 하이브리드 액티브 매트릭스 평판 감지기 시스템 및 방법
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
JP2020134302A (ja) * 2019-02-19 2020-08-31 株式会社東芝 放射線検出器および放射線検出装置

Families Citing this family (13)

* 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
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
WO2016143401A1 (ja) * 2015-03-10 2016-09-15 株式会社島津製作所 Ｘ線検出器
EP3362820B1 (de) * 2015-11-11 2022-03-16 Siemens Healthcare GmbH Detektorelement zur erfassung von einfallender röntgenstrahlung
JP6666285B2 (ja) * 2017-03-03 2020-03-13 株式会社東芝 放射線検出器
US10310104B1 (en) * 2017-07-12 2019-06-04 Varex Imaging Corporation Megavolt and kilovolt X-ray imaging from opposite sides of a detector
US10353083B2 (en) * 2017-09-12 2019-07-16 Palo Alto Research Center Incorporated Monolithic digital x-ray detector stack with energy resolution
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
IT201900010638A1 (it) * 2019-07-02 2021-01-02 St Microelectronics Srl Rilevatore di radiazione a scintillatore e dosimetro corrispondente
CN111198397A (zh) * 2020-02-21 2020-05-26 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

Citations (8)

* 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
JPH0727865A (ja) * 1993-07-14 1995-01-31 Fuji Photo Film Co Ltd 放射線検出器
JPH07120557A (ja) * 1993-10-27 1995-05-12 Fuji Photo Film Co Ltd 放射線検出器
JP2001133554A (ja) * 1999-11-01 2001-05-18 Toshiba Corp 放射線検出器及び放射線診断装置
JP2005227280A (ja) * 2004-02-10 2005-08-25 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc ハイブリッド型ｘ線検出器
WO2007039839A2 (en) * 2005-10-05 2007-04-12 Koninklijke Philips Electronics N.V. Multiple layer detector for spectral computed tomography imaging
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

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS58156899A (ja) * 1982-03-15 1983-09-17 化成オプトニクス株式会社 放射線像変換スクリ−ン
JPS6173033A (ja) * 1984-09-19 1986-04-15 Fuji Electric Co Ltd カラ−感光装置
US5216252A (en) * 1991-06-20 1993-06-01 Thomas Jefferson University Binary screen, system and method for single pulse dual energy radiography
JP5196739B2 (ja) * 2006-06-09 2013-05-15 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
US7834321B2 (en) * 2006-07-14 2010-11-16 Carestream Health, Inc. Apparatus for asymmetric dual-screen digital radiography

Patent Citations (8)

* 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
JPH0727865A (ja) * 1993-07-14 1995-01-31 Fuji Photo Film Co Ltd 放射線検出器
JPH07120557A (ja) * 1993-10-27 1995-05-12 Fuji Photo Film Co Ltd 放射線検出器
JP2001133554A (ja) * 1999-11-01 2001-05-18 Toshiba Corp 放射線検出器及び放射線診断装置
JP2005227280A (ja) * 2004-02-10 2005-08-25 Ge Medical Systems Global Technology Co Llc ハイブリッド型ｘ線検出器
WO2007039839A2 (en) * 2005-10-05 2007-04-12 Koninklijke Philips Electronics N.V. Multiple layer detector for spectral computed tomography imaging
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

Cited By (26)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2012172958A1 (ja) * 2011-06-14 2012-12-20 富士フイルム株式会社 放射線画像検出装置及び放射線撮影装置
EP2847619B1 (en) * 2012-05-07 2018-09-12 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
JP2018537658A (ja) * 2015-10-21 2018-12-20 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 低エネルギー放射線量子及び高エネルギー放射線量子の組み合わされた検出のための放射線検出器
KR102563942B1 (ko) * 2016-11-30 2023-08-04 더 리서치 파운데이션 포 더 스테이트 유니버시티 오브 뉴욕 하이브리드 액티브 매트릭스 평판 감지기 시스템 및 방법
JP2020513536A (ja) * 2016-11-30 2020-05-14 ザ・リサーチ・ファウンデーション・フォー・ザ・ステイト・ユニヴァーシティ・オブ・ニューヨーク ハイブリッド・アクティブマトリクス・フラットパネル検出器システムおよび方法
US11504079B2 (en) 2016-11-30 2022-11-22 The Research Foundation For The State University Of New York Hybrid active matrix flat panel detector system and method
JP7048588B2 (ja) 2016-11-30 2022-04-05 ザ・リサーチ・ファウンデーション・フォー・ザ・ステイト・ユニヴァーシティ・オブ・ニューヨーク ハイブリッド・アクティブマトリクス・フラットパネル検出器システムおよび方法
KR20190095265A (ko) * 2016-11-30 2019-08-14 더 리서치 파운데이션 포 더 스테이트 유니버시티 오브 뉴욕 하이브리드 액티브 매트릭스 평판 감지기 시스템 및 방법
JP2018091680A (ja) * 2016-12-01 2018-06-14 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
JP2018157170A (ja) * 2017-03-21 2018-10-04 株式会社東芝 放射線検出器
WO2019012846A1 (ja) * 2017-07-10 2019-01-17 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像システム
JP2019015683A (ja) * 2017-07-10 2019-01-31 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
US11280919B2 (en) 2017-07-10 2022-03-22 Canon Kabushiki Kaisha Radiation imaging apparatus and radiation imaging system
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
US11054531B2 (en) 2017-09-14 2021-07-06 Canon Kabushiki Kaisha Radiation detector and radiation detecting system
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
JP2019052907A (ja) * 2017-09-14 2019-04-04 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
WO2019054351A1 (ja) * 2017-09-14 2019-03-21 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
US11243313B2 (en) 2017-11-10 2022-02-08 Canon Kabushiki Kaisha Radiation image capturing apparatus and radiation image capturing system
JP2019086482A (ja) * 2017-11-10 2019-06-06 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
WO2019093168A1 (ja) * 2017-11-10 2019-05-16 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
JPWO2019188361A1 (ja) * 2018-03-27 2021-03-11 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
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
JP7048722B2 (ja) 2018-03-27 2022-04-05 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
JP2020134302A (ja) * 2019-02-19 2020-08-31 株式会社東芝 放射線検出器および放射線検出装置

Also Published As

Publication number Publication date
CN103026262A (zh) 2013-04-03
US20130126743A1 (en) 2013-05-23
WO2012014874A1 (ja) 2012-02-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2012014874A1 (ja) 放射線検出器
WO2012014706A1 (ja) 放射線検出器及び放射線検出器の製造方法
JP5657614B2 (ja) 放射線検出器および放射線画像撮影装置
JP5844545B2 (ja) 放射線撮影装置
US7834321B2 (en) Apparatus for asymmetric dual-screen digital radiography
JP5376897B2 (ja) 放射線画像撮影装置
WO2013065645A1 (ja) 放射線画像撮影装置、プログラムおよび放射線画像撮影方法
JP2013044725A (ja) 放射線検出器および放射線画像撮影装置
JP2012251978A (ja) 放射線検出装置
WO2011152419A1 (ja) 放射線撮影装置
JP2011000235A (ja) 放射線検出装置及び放射線画像検出システム
JP2011137804A (ja) 放射線撮像装置
WO2012165155A1 (ja) 放射線画像撮影装置
JP2012242355A (ja) 放射線検出装置
US9006662B2 (en) Radiological image detection device
JP2012032170A (ja) 放射線検出器及び放射線検出器の製造方法
JP2012026979A (ja) 放射線検出器及び放射線検出器の製造方法
JP2011133465A (ja) 放射線撮像装置
WO2013065681A1 (ja) 放射線画像撮影システム、放射線画像処理装置、放射線画像撮影装置、放射線動画像処理方法、及び放射線動画像処理プログラム
WO2013065680A1 (ja) 放射線画像撮影装置、放射線画像処理装置、放射線画像撮影システム、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影プログラム
JP2011203237A (ja) 放射線撮影装置
WO2013065682A1 (ja) 放射線画像撮影装置、放射線画像処理装置、放射線画像撮影システム、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影プログラム
JP2008178522A (ja) 放射線撮像装置及びその駆動方法
JP2013135453A (ja) 放射線画像撮影装置、プログラムおよび放射線画像撮影方法
JP2012107887A (ja) 放射線撮影装置

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20121227

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20131001

A762 Written abandonment of application

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A762

Effective date: 20131128