WO2011152323A1 - 放射線画像撮影装置 - Google Patents

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WO2011152323A1
WO2011152323A1 PCT/JP2011/062271 JP2011062271W WO2011152323A1 WO 2011152323 A1 WO2011152323 A1 WO 2011152323A1 JP 2011062271 W JP2011062271 W JP 2011062271W WO 2011152323 A1 WO2011152323 A1 WO 2011152323A1
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WO
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radiation detector
radiation
top plate
radiographic imaging
substrate
Prior art date
Application number
PCT/JP2011/062271
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English (en)
French (fr)
Inventor
晴康 中津川
直行 西納
恭義 大田
直人 岩切
Original Assignee
富士フイルム株式会社
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    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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    • 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
    • A61B6/50—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications
    • A61B6/502—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications for diagnosis of breast, i.e. mammography

Definitions

  • the present invention relates to a radiographic imaging apparatus, and more particularly to a radiographic imaging apparatus provided with a radiation detector.
  • Radiographic imaging device using this radiation detector can see images immediately and can continuously capture radiographic images as compared with conventional radiographic imaging devices using X-ray film or imaging plate. There is an advantage that (moving image shooting) can also be performed.
  • radiation detectors of this type have been proposed.
  • radiation is once converted into light by a scintillator such as CsI: Tl, GOS (Gd 2 O 2 S: Tb), and converted light.
  • a sensor unit such as a photodiode converts it into electric charge and stores it.
  • the electric charge accumulated in the radiation detector is read as an electric signal, and the read electric signal is amplified by an amplifier and then converted into digital data by an A / D (analog / digital) converter.
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. 2003-17283 discloses a first layer that emits light in accordance with the intensity of incident radiation, and light output from the first layer as electrical energy.
  • An imaging panel having a second layer made of an organic compound to be converted and a third layer for outputting a signal based on electric energy obtained in the second layer is disclosed.
  • US Patent Application Publication No. 2009/0122959 discloses a technique for attaching a scintillator to a top plate of a housing with an adhesive.
  • the radiographic imaging device is not necessarily thin and light. This is not always possible.
  • the scintillator is attached to the top plate of the housing, so that it can contribute to thinning of the radiographic apparatus, Impact resistance is required because the radiation detector directly receives an impact from a subject that is a radiographic image capturing target.
  • the present invention has been made in consideration of the above, and provides a radiographic imaging apparatus capable of improving impact resistance while achieving reduction in thickness and weight.
  • One embodiment of the present invention is a radiographic imaging device including a light-emitting layer that generates light when irradiated with radiation, and an organic photoelectric conversion material that generates charges by receiving light generated in the light-emitting layer.
  • a radiation detector having a substrate on which a sensor unit is formed and a transmission surface through which the radiation transmitted through the subject is transmitted; and the radiation detector on a surface opposite to the surface on which the radiation is incident (back side) And a top plate directly attached.
  • a radiation detector is used in which the sensor portion includes an organic photoelectric conversion material excellent in load resistance and drop impact resistance. Furthermore, the impact resistance of the radiographic imaging apparatus is improved by attaching the radiation detector directly to the top board.
  • the top plate is made thinner or the material constituting the top plate is lighter and more rigid than when the present invention is not applied. Can be low. As a result, reduction in thickness and weight can be achieved.
  • the radiographic imaging device of this aspect it is possible to improve the impact resistance while reducing the thickness and weight.
  • a switching element for reading out electric charges generated by the sensor unit may be further formed on the substrate of the radiation detector.
  • the top plate may be directly attached to the substrate of the radiation detector.
  • the substrate may be made of any one of plastic resin, aramid, and bionanofiber.
  • the rigidity of a radiation detector can be made high, As a result, a top plate can be made thin.
  • the switching element may be a thin film transistor having an active layer containing an amorphous oxide.
  • the top plate may be made of a material containing a reinforcing fiber resin.
  • the reinforcing fiber resin may be a carbon fiber reinforced plastic.
  • the heat conductivity of a top plate can be made high. As a result, image unevenness due to temperature unevenness of the radiation image obtained by the radiation detector can be suppressed.
  • This aspect is indicated by a measurement unit that measures the degree of curvature of the radiation detector at the time of capturing a radiographic image, and image information (data) obtained by the radiation detector according to a measurement result by the measurement unit. And a correction unit that corrects the distortion of the radiographic image. Thereby, even when the radiation detector is curved, the distortion of the radiation image due to the curvature can be suppressed.
  • the radiation detector may be attached to the top plate so as to be separable. Thereby, a housing
  • an adhesive member that bonds the radiation detector to the top plate so that an internal space is formed between the radiation detector and the top plate, and the internal space and the outside communicate with each other.
  • a ventilation part that prevents foreign matter from entering the internal space from the outside.
  • the ventilation portion prevents foreign matter from entering the internal space from the outside, there is no possibility that foreign matter such as a metal piece that absorbs radiation enters the internal space and displayed on the radiation image. Accordingly, it is possible to suppress the contamination of foreign matters that leads to the deterioration of the quality of the radiation image.
  • the ventilation portion may be a communication path formed in the adhesive member and communicating with the inner space and the outside in a bent state.
  • the communication path since the communication path is bent, it is possible to prevent the foreign matter from entering the internal space even when foreign matter flows into the communication path from the outside together with air. This is because the mass of the foreign matter is larger than the mass of air, so that the foreign matter cannot follow the flow of air flowing through the bent portion of the communication path. Further, since the communication path is formed in the adhesive member, the foreign matter is likely to adhere to the wall surface of the communication path. Accordingly, the foreign matter that can no longer follow the air flow at the bent portion of the communication passage is reliably captured by the wall surface of the communication passage having adhesiveness. As a result, it is possible to more reliably prevent foreign matter from entering the internal space.
  • the ventilation portion is formed in the adhesive member to allow communication between the internal space and the outside, and allows air flow between the communication path and the outside, and from the outside to the communication path.
  • a filter member for preventing foreign matters from being mixed is formed in the adhesive member to allow communication between the internal space and the outside, and allows air flow between the communication path and the outside, and from the outside to the communication path.
  • the adhesive member may be made of a material whose adhesive force changes when an external factor acts.
  • the adhesive force of the adhesive member can be changed, for example, when the radiation detector is peeled from the top plate, the adhesive force of the adhesive member is reduced, or the radiation detector is attached to the top.
  • the adhesive force of the said adhesive member can be raised. As a result, it is possible to eliminate the concern that the radiation detector is damaged when the radiation detector is peeled from the top plate, or that the radiation detector bonded to the top plate is peeled off.
  • the top plate may constitute a part of a housing that houses the radiation detector.
  • a top plate can be comprised more simply.
  • the radiographic imaging device of this aspect it is possible to improve the impact resistance while reducing the thickness and weight of the device.
  • FIG. 1 is a schematic cross-sectional view schematically showing a configuration of three pixel portions of a radiation detector 20 according to an embodiment of the present invention.
  • a signal output unit 14, a sensor unit 13, and a scintillator 8 are sequentially stacked on an insulating substrate 1, and a pixel unit is configured by the signal output unit 14 and the sensor unit 13. .
  • a plurality of pixel units are arranged on the substrate 1, and the signal output unit 14 and the sensor unit 13 in each pixel unit are configured to overlap each other.
  • the scintillator 8 is formed on the sensor unit 13 via the transparent insulating film 7 and is formed by forming a phosphor that emits light by converting radiation incident from above (opposite side of the substrate 1) into light. It is. By providing such a scintillator 8, the scintillator 8 absorbs radiation that has passed through the subject and emits light.
  • the wavelength range of light emitted from the scintillator 8 is preferably a visible light range (wavelength 360 nm to 830 nm). In order to enable monochrome imaging with the radiation detector 20, it is more preferable to include a green wavelength region.
  • the phosphor used in the scintillator 8 preferably contains cesium iodide (CsI) when imaging using X-rays as radiation, and has an emission spectrum of 420 nm to 700 nm upon X-ray irradiation. It is particularly preferable to use CsI (Tl) (cesium iodide with thallium added). Note that the emission peak wavelength of CsI (Tl) in the visible light region is 565 nm.
  • CsI cesium iodide
  • the scintillator 8 may be formed by vapor deposition on a vapor deposition substrate, for example, when it is going to be formed with columnar crystals such as CsI (Tl).
  • a vapor deposition substrate for example, when it is going to be formed with columnar crystals such as CsI (Tl).
  • CsI CsI
  • an Al plate is often used as the vapor deposition substrate in terms of X-ray transmittance and cost, but is not limited thereto.
  • GOS is used as the scintillator 8
  • the scintillator 8 may be formed by applying GOS to the surface of the TFT substrate 30 described later without using a vapor deposition substrate.
  • the sensor unit 13 includes an upper electrode 6, a lower electrode 2, and a photoelectric conversion film 4 disposed between the upper and lower electrodes.
  • the photoelectric conversion film 4 is made of an organic photoelectric conversion material that generates charges by absorbing light emitted from the scintillator 8.
  • the upper electrode 6 Since it is necessary for the upper electrode 6 to cause the light generated by the scintillator 8 to enter the photoelectric conversion film 4, it is preferable that the upper electrode 6 be made of a conductive material that is transparent at least with respect to the emission wavelength of the scintillator 8. Specifically, it is preferable to use a transparent conductive oxide (TCO) having a high visible light transmittance and a low resistance value as the upper electrode 6. Although a metal thin film such as Au can be used as the upper electrode 6, TCO is preferable because it tends to increase the resistance value when it is desired to obtain a transmittance of 90% or more.
  • TCO transparent conductive oxide
  • the upper electrode 6 may have a single configuration common to all the pixel portions, or may be divided for each pixel portion.
  • the photoelectric conversion film 4 contains an organic photoelectric conversion material, absorbs light emitted from the scintillator 8, and generates electric charges according to the absorbed light.
  • the photoelectric conversion film 4 containing an organic photoelectric conversion material has a sharp absorption spectrum in the visible region, and electromagnetic waves other than light emitted by the scintillator 8 are hardly absorbed by the photoelectric conversion film 4. Noise generated when radiation such as a line is absorbed by the photoelectric conversion film 4 can be effectively suppressed.
  • the organic photoelectric conversion material constituting the photoelectric conversion film 4 is preferably such that its absorption peak wavelength is closer to the emission peak wavelength of the scintillator 8 in order to absorb light emitted by the scintillator 8 most efficiently.
  • the absorption peak wavelength of the organic photoelectric conversion material matches the emission peak wavelength of the scintillator 8, but if the difference between the two is small, the light emitted from the scintillator 8 can be sufficiently absorbed.
  • the difference between the absorption peak wavelength of the organic photoelectric conversion material and the emission peak wavelength with respect to the radiation of the scintillator 8 is preferably within 10 nm, and more preferably within 5 nm.
  • Examples of the organic photoelectric conversion material that can satisfy such conditions include quinacridone organic compounds and phthalocyanine organic compounds.
  • quinacridone organic compounds since the absorption peak wavelength in the visible region of quinacridone is 560 nm, if quinacridone is used as the organic photoelectric conversion material and CsI (Tl) is used as the material of the scintillator 8, the difference in peak wavelength can be within 5 nm. Thus, the amount of charge generated in the photoelectric conversion film 4 can be substantially maximized.
  • the electromagnetic wave absorption / photoelectric conversion site in the radiation detector 20 may be composed of an organic layer including a pair of electrodes 2 and 6 and an organic photoelectric conversion film 4 sandwiched between the electrodes 2 and 6. it can. More specifically, this organic layer is a part that absorbs electromagnetic waves, a photoelectric conversion part, an electron transport part, a hole transport part, an electron blocking part, a hole blocking part, a crystallization preventing part, an electrode, and an interlayer contact improvement. It can be formed by stacking or mixing parts.
  • the organic layer preferably contains an organic p-type compound or an organic n-type compound.
  • An organic p-type semiconductor is a donor organic semiconductor (compound) typified by a hole-transporting organic compound and refers to an organic compound having a property of easily donating electrons. More specifically, an organic compound having a smaller ionization potential when two organic materials are used in contact with each other. Accordingly, any organic compound can be used as the donor organic compound as long as it is an electron-donating organic compound.
  • An organic n-type semiconductor is an acceptor organic semiconductor (compound) typified by an electron-transporting organic compound and refers to an organic compound having a property of easily accepting electrons. More specifically, the organic compound having the higher electron affinity when two organic compounds are used in contact with each other. Accordingly, as the acceptor organic compound, any organic compound can be used as long as it is an electron-accepting organic compound.
  • the materials applicable as the organic p-type semiconductor and the organic n-type semiconductor and the configuration of the photoelectric conversion film 4 are described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-32854, and thus the description thereof is omitted.
  • the photoelectric conversion film 4 may be formed by further containing fullerenes or carbon nanotubes.
  • the thickness of the photoelectric conversion film 4 is preferably as large as possible in terms of absorbing light from the scintillator 8. However, since the electric field intensity generated in the photoelectric conversion film 4 is reduced due to the bias voltage applied from both ends of the photoelectric conversion film 4 when the thickness is more than a certain level, charges cannot be collected. , 50 nm to 250 nm, particularly preferably 80 nm to 200 nm.
  • the photoelectric conversion film 4 has a single-sheet configuration common to all the pixel portions, but may be divided for each pixel portion.
  • the lower electrode 2 is a thin film divided for each pixel portion.
  • the lower electrode 2 can be made of a transparent or opaque conductive material, and aluminum, silver, or the like can be suitably used.
  • the thickness of the lower electrode 2 can be, for example, 30 nm or more and 300 nm or less.
  • the sensor unit 13 by applying a predetermined bias voltage between the upper electrode 6 and the lower electrode 2, one of electric charges (holes, electrons) generated in the photoelectric conversion film 4 is moved to the upper electrode 6.
  • the other can be moved to the lower electrode 2.
  • a wiring is connected to the upper electrode 6, and a bias voltage is applied to the upper electrode 6 through this wiring. The polarity of the bias voltage is determined so that electrons generated in the photoelectric conversion film 4 move to the upper electrode 6 and holes move to the lower electrode 2. Good.
  • the sensor unit 13 constituting each pixel unit may include at least the lower electrode 2, the photoelectric conversion film 4, and the upper electrode 6. However, in order to suppress an increase in dark current, it is preferable to provide at least one of the electron blocking film 3 and the hole blocking film 5, and it is more preferable to provide both.
  • the electron blocking film 3 can be provided between the lower electrode 2 and the photoelectric conversion film 4.
  • a bias voltage is applied between the lower electrode 2 and the upper electrode 6, electrons are transferred from the lower electrode 2 to the photoelectric conversion film 4. It is possible to suppress the dark current from increasing due to the injection of.
  • An electron donating organic material can be used for the electron blocking film 3.
  • the material actually used for the electron blocking film 3 may be selected according to the material of the adjacent electrode, the material of the adjacent photoelectric conversion film 4 and the like, and 1.3 eV or more from the work function (Wf) of the material of the adjacent electrode. Those having a large electron affinity (Ea) and an Ip equivalent to or smaller than the ionization potential (Ip) of the material of the adjacent photoelectric conversion film 4 are preferable.
  • the materials applicable as the electron donating organic material are described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-32854, and thus the description thereof is omitted.
  • the thickness of the electron blocking film 3 is preferably 10 nm or more and 200 nm or less, more preferably 30 nm or more and 150 nm or less, and particularly preferably, in order to surely exhibit the dark current suppressing effect and prevent a decrease in photoelectric conversion efficiency of the sensor unit 13. It is 50 nm or more and 100 nm or less.
  • the hole blocking film 5 can be provided between the photoelectric conversion film 4 and the upper electrode 6.
  • a bias voltage is applied between the lower electrode 2 and the upper electrode 6, the hole blocking film 5 is transferred from the upper electrode 6 to the photoelectric conversion film 4. An increase in dark current due to injection of holes can be suppressed.
  • An electron-accepting organic material can be used for the hole blocking film 5.
  • the thickness of the hole blocking film 5 is preferably 10 nm or more and 200 nm or less, more preferably 30 nm or more and 150 nm or less, and particularly preferably, in order to surely exhibit the dark current suppressing effect and prevent a decrease in photoelectric conversion efficiency of the sensor unit 13. Is from 50 nm to 100 nm.
  • the material actually used for the hole blocking film 5 may be selected according to the material of the adjacent electrode, the material of the adjacent photoelectric conversion film 4 and the like, and 1.3 eV from the work function (Wf) of the material of the adjacent electrode. As described above, it is preferable that the ionization potential (Ip) is large and that the Ea is equal to or larger than the electron affinity (Ea) of the material of the adjacent photoelectric conversion film 4.
  • Ip ionization potential
  • Ea electron affinity
  • a material applicable as the electron-accepting organic material is described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-32854, and thus the description thereof is omitted.
  • the electron blocking film 3 and the hole blocking are set.
  • the position of the film 5 may be reversed. Both the electron blocking film 3 and the hole blocking film 5 do not need to be provided, and if either one is provided, a certain degree of dark current suppressing effect can be obtained.
  • a signal output unit 14 is formed on the surface of the substrate 1 below the lower electrode 2 of each pixel unit.
  • FIG. 2 schematically shows the configuration of the signal output unit 14.
  • a capacitor 9 that accumulates the charges transferred to the lower electrode 2 and a field effect thin film transistor (Thin Transistor, hereinafter simply referred to as an electric signal converted from the electric charge accumulated in the capacitor 9) (Sometimes referred to as a thin film transistor) 10 is formed.
  • the region where the capacitor 9 and the thin film transistor 10 are formed has a portion overlapping the lower electrode 2 in plan view. With such a configuration, the signal output unit 14 and the sensor unit 13 in each pixel unit overlap in the thickness direction. In order to minimize the plane area of the radiation detector 20 (pixel portion), it is desirable that the region where the capacitor 9 and the thin film transistor 10 are formed is completely covered by the lower electrode 2.
  • the capacitor 9 is electrically connected to the corresponding lower electrode 2 via a wiring made of a conductive material penetrating an insulating film 11 provided between the substrate 1 and the lower electrode 2. Thereby, the electric charge collected by the lower electrode 2 can be moved to the capacitor 9.
  • the thin film transistor 10 is formed by laminating a gate electrode 15, a gate insulating film 16, and an active layer (channel layer) 17. Further, a source electrode 18 and a drain electrode 19 are formed on the active layer 17 with a predetermined interval.
  • the active layer 17 can be formed of, for example, amorphous silicon, amorphous oxide, organic semiconductor material, carbon nanotube, or the like. In addition, the material which comprises the active layer 17 is not limited to these.
  • the amorphous oxide that can form the active layer 17 is preferably an oxide containing at least one of In, Ga, and Zn (for example, In—O-based), and at least 2 of In, Ga, and Zn.
  • In—Zn—O, In—Ga—O, and Ga—Zn—O are more preferable, and oxides including In, Ga, and Zn are particularly preferable.
  • In—Ga—Zn—O-based amorphous oxide an amorphous oxide whose composition in a crystalline state is represented by InGaO 3 (ZnO) m (m is a natural number less than 6) is preferable, and in particular, InGaZnO. 4 is more preferable.
  • the amorphous oxide which can comprise the active layer 17 is not limited to these.
  • Examples of the organic semiconductor material that can form the active layer 17 include, but are not limited to, phthalocyanine compounds, pentacene, vanadyl phthalocyanine, and the like. Note that the configuration of the phthalocyanine compound is described in detail in JP-A-2009-212389, and thus the description thereof is omitted.
  • the active layer 17 of the thin film transistor 10 is formed of an amorphous oxide, an organic semiconductor material, or a carbon nanotube, it will not absorb radiation such as X-rays, or even if it absorbs it, it will remain in a very small amount. Generation of noise in the portion 14 can be effectively suppressed.
  • the switching speed of the thin film transistor 10 can be increased, and the thin film transistor 10 having a low degree of light absorption in the visible light region can be formed.
  • the performance of the thin film transistor 10 is remarkably deteriorated only by mixing a very small amount of metallic impurities into the active layer 17, so that extremely high purity carbon nanotubes can be obtained by centrifugation or the like. It is necessary to form by separating and extracting.
  • the substrate 1 is not limited to a substrate having high heat resistance such as a semiconductor substrate, a quartz substrate, and a glass substrate, and a flexible substrate such as plastic, aramid, or bionanofiber can also be used.
  • flexible materials such as polyesters such as polyethylene terephthalate, polybutylene phthalate and polyethylene naphthalate, polystyrene, polycarbonate, polyethersulfone, polyarylate, polyimide, polycycloolefin, norbornene resin, poly (chlorotrifluoroethylene), etc.
  • a conductive substrate can be used. If such a plastic flexible substrate is used, it is possible to reduce the weight, which is advantageous for carrying around, for example.
  • the substrate 1 may be provided with an insulating layer for ensuring insulating properties, a gas barrier layer for preventing permeation of moisture and oxygen, an undercoat layer for improving flatness or adhesion to electrodes and the like. Good.
  • Aramid can apply high-temperature processes of 200 degrees or higher, so the transparent electrode material can be cured at high temperature to reduce resistance, and it can be used for automatic mounting of driver ICs including solder reflow process.
  • Aramid has a thermal expansion coefficient close to that of ITO (Indium Tin Oxide) or glass substrate, so there is little warping after manufacturing and it is difficult to crack.
  • aramid can form a substrate thinner than a glass substrate or the like. The substrate may be formed by laminating an ultrathin glass substrate and aramid.
  • Bionanofiber is a composite of cellulose microfibril bundle (bacterial cellulose) produced by bacteria (acetic acid bacteria, Acetobacter® Xylinum) and 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.
  • a transparent resin such as acrylic resin or 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 to 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.
  • the substrate 1 can be formed thinly.
  • the TFT substrate 30 is formed on the substrate 1 by sequentially forming the signal output unit 14, the sensor unit 13, and the transparent insulating film 7, and the light-absorbing adhesive resin is formed on the TFT substrate 30.
  • the radiation detector 20 is formed by pasting the scintillator 8 using, for example.
  • the TFT substrate 30 includes pixels 32 including the sensor unit 13, the capacitor 9, and the thin film transistor 10 described above in a certain direction (the row direction in FIG. 3) and crossing the certain direction.
  • a plurality of two-dimensional shapes are provided in the direction (column direction in FIG. 3).
  • the radiation detector 20 extends in the fixed direction (row direction) and has a plurality of gate wirings 34 for turning on / off each thin film transistor 10 and the crossing direction (column direction). And a plurality of data wirings 36 for reading out charges through the thin film transistor 10 in a state.
  • the radiation detector 20 has a flat plate shape and a quadrilateral shape having four sides on the outer edge in a plan view, more specifically, a rectangular shape.
  • FIG. 4 is a perspective view showing the configuration of the electronic cassette 40 according to the present embodiment.
  • the electronic cassette 40 includes a flat casing 41 made of a material that transmits radiation, and has a waterproof and airtight structure.
  • a space (external space) A for accommodating various components is formed inside the housing 41, and the subject is transmitted through the space from the irradiation surface side of the housing 41 irradiated with the radiation X.
  • the radiation detector 20 for detecting the radiation X and the lead plate 43 for absorbing the back scattered radiation of the radiation X are arranged in this order.
  • a region corresponding to the arrangement position of the radiation detector 20 on one flat surface of the housing 41 is a quadrilateral imaging region 41A capable of detecting radiation.
  • the surface having the imaging region 41 ⁇ / b> A of the housing 41 is a top plate 41 ⁇ / b> B in the electronic cassette 40.
  • the radiation detector 20 is arranged so that the TFT substrate 30 is on the top plate 41B side, and the inner side of the top plate 41B in the housing 41 is arranged. It is affixed on the surface (the surface on the back side of the surface on which the radiation of the top plate 41B is incident).
  • the electronic cassette 40 according to the present embodiment corrects the distortion of the radiation image indicated by the image information (data) obtained by imaging, which is caused by the distortion of the radiation detector 20 in the radiation incident direction. have. For this reason, in the electronic cassette 40 according to the present exemplary embodiment, a strain gauge 46 for detecting the strain amount of the radiation detector 20 is bonded to the central portion on the lower surface side of the scintillator 8 of the radiation detector 20.
  • the housing 41 is made of, for example, carbon fiber (carbon fiber), aluminum, magnesium, bionanofiber (cellulose microfibril), or a composite material in order to reduce the weight of the entire electronic cassette 40.
  • the composite material for example, a material including a reinforcing fiber resin is used, and the reinforcing fiber resin includes carbon, cellulose, and the like.
  • CFRP carbon fiber reinforced plastic
  • CFRP carbon fiber reinforced plastic
  • a structure in which a foamed material is sandwiched with CFRP, or a material in which the surface of the foamed material is coated with CFRP is used.
  • CFRP carbon fiber reinforced plastic
  • a structure in which a foam material is sandwiched with CFRP is used.
  • a support body 44 is disposed on the inner surface of the back surface portion 41C facing the top plate 41B. Between the support body 44 and the top plate 41B, the radiation detector 20 and the lead plate 43 are arranged in this order in the radiation X irradiation direction.
  • the support body 44 is made of, for example, a foam material from the viewpoint of weight reduction and absorption of dimensional deviation, and supports the lead plate 43.
  • an adhesive member 80 is provided on the inner surface of the top plate 41B so that the TFT substrate 30 of the radiation detector 20 can be peeled off.
  • the adhesive member 80 for example, a double-sided tape is used. In this case, the double-sided tape is formed so that the adhesive force of one adhesive surface is stronger than the adhesive force of the other adhesive surface.
  • the surface with weak adhesive strength (weak adhesive surface) is set to 1.0 N / cm or less with 180 ° peel adhesive strength. Then, the surface having a strong adhesive force (strong adhesion surface) is in contact with the top plate 41B, and the weak adhesion surface is in contact with the TFT substrate 30. Thereby, compared with the case where the radiation detector 20 is fixed to the top plate 41B with fixing members, such as a screw, the thickness of the electronic cassette 40 can be made thin. Even if the top plate 41B is deformed by an impact or load, the radiation detector 20 follows the deformation of the top plate 41B having high rigidity, so that only a large curvature (slow bend) is generated, and a local low curvature is generated.
  • the double-sided tape also has an adhesive force on a surface other than the surface in contact with the TFT substrate 30 and the top plate 41B.
  • the adhesive member 80 is disposed along the side wall of the housing 41 in a band-like state.
  • an internal space B is formed between the TFT substrate 30 and the top plate 41B in a state where the TFT substrate 30 is bonded to the top plate 41B (see also FIG. 5).
  • the adhesive member 80 is formed with a communication passage 82 as a ventilation portion that communicates the internal space B and the external space A at a portion corresponding to the corner of the top plate 41B.
  • the communication path 82 is bent and specifically has four corners 84. That is, the communication path 82 has a labyrinth structure formed so as to be bent.
  • the bending angle of the bent portion (corner portion 84) of the communication passage 82 can be arbitrarily set, and may be bent like a bow.
  • the passage width d of the communication passage 82 is set as narrow as possible within a range where air can flow. However, the passage width d of the communication passage 82 may be set arbitrarily.
  • the radiation detector 20 is pasted inside the top plate 41B of the casing 41. Therefore, the housing 41 can be separated into two parts on the top plate 41B side and the back surface portion 41C side, and the radiation detector 20 is attached to the top plate 41B, or the radiation detector 20 is attached to the top plate 41B. When peeling off, the casing 41 is separated into two parts on the top plate 41B side and the back surface portion 41C side.
  • the radiation detector 20 may not be bonded to the top plate 41B in a clean room or the like. This is because when a foreign object such as a metal piece that absorbs radiation is mixed between the radiation detector 20 and the top plate 41B, the foreign object can be removed by peeling the radiation detector 20 from the top plate 41B.
  • ears 86 may be provided on the TFT substrate 30 of the radiation detector 20.
  • the ear 86 may be fixed to the TFT substrate 30 or may be detachable from the TFT substrate 30. In the latter case, the ear 86 can be kept out of the way when radiographic images are taken.
  • FIG. 9 is a block diagram showing the main configuration of the electrical system of the electronic cassette 40 according to the present embodiment.
  • the radiation detector 20 has a gate line driver 52 arranged on one side of two adjacent sides and a signal processing unit 54 arranged on the other side.
  • Each gate wiring 34 of the TFT substrate 30 is connected to a gate line driver 52, and each data wiring 36 of the TFT substrate 30 is connected to a signal processing unit 54.
  • an image memory 56 Inside the housing 41, an image memory 56, a cassette control unit 58, and a wireless communication unit 60 are provided.
  • the thin film transistors 10 on the TFT substrate 30 are turned on in order in units of rows by a signal supplied from the gate line driver 52 via the gate wiring 34.
  • the electric charges read by the thin film transistor 10 in the on state are transmitted through the data wiring 36 as an electric signal and input to the signal processing unit 54. As a result, the charges are sequentially read in units of rows, and a two-dimensional radiation image can be acquired.
  • the signal processing unit 54 includes an amplification circuit and a sample hold circuit for amplifying the input electric signal for each data wiring 36.
  • the electric signal transmitted through each data wiring 36 is amplified by the amplifier circuit and then held in the sample hold circuit.
  • a multiplexer and an A / D (analog / digital) converter are connected in order to the output side of the sample and hold circuit, and the electrical signals held in the individual sample and hold circuits are sequentially input (serially) to the multiplexer.
  • the digital image data is converted by the / D converter.
  • An image memory 56 is connected to the signal processing unit 54, and image data output from the A / D converter of the signal processing unit 54 is sequentially stored in the image memory 56.
  • the image memory 56 has a storage capacity capable of storing a predetermined number of image data, and image data obtained by imaging is sequentially stored in the image memory 56 each time a radiographic image is captured.
  • the image memory 56 is connected to the cassette control unit 58.
  • the cassette control unit 58 includes a microcomputer, and includes a CPU (central processing unit) 58A, a memory 58B including a ROM (Read Only Memory) and a RAM (Random Access Memory), a nonvolatile storage unit 58C including a flash memory and the like. And controls the entire operation of the electronic cassette 40.
  • the cassette control unit 58 is connected to a strain gauge 46 and has a Wheatstone bridge in which resistance in the strain gauge 46 is incorporated.
  • a distortion measuring unit 58D that measures the distortion amount of the radiation detector 20 is provided.
  • the cassette control unit 58 can grasp the amount of strain at the central portion of the radiation detector 20 based on the amount of change in the resistance value of the strain gauge 46.
  • a wireless communication unit 60 is connected to the cassette control unit 58.
  • the wireless communication unit 60 corresponds to a wireless LAN (Local Area Network) standard represented by IEEE (Institute of Electrical and Electronics Electronics) (802.11a / b / g), and communicates with external devices by wireless communication. Control transmission of various information.
  • the cassette control unit 58 can wirelessly communicate with an external device such as a console that performs control related to radiographic image capturing via the wireless communication unit 60, and transmits and receives various types of information (data) to and from the console. Is possible.
  • the electronic cassette 40 is provided with a power supply unit 70.
  • the various circuits and elements described above (the microcomputer functioning as the gate line driver 52, the signal processing unit 54, the image memory 56, the wireless communication unit 60, and the cassette control unit 58) are operated by the power supplied from the power supply unit 70.
  • the power supply unit 70 incorporates a battery (a rechargeable secondary battery) so as not to impair the portability of the electronic cassette 40, and supplies power from the charged battery to various circuits and elements. In FIG. 9, the power supply unit 70 and various circuits and wirings for connecting each element are omitted.
  • the electronic cassette 40 according to the present embodiment corrects the distortion of the radiation image indicated by the image data obtained by imaging, which is caused by the distortion of the radiation detector 20 in the radiation incident direction. have. For this reason, in the electronic cassette 40 according to the present exemplary embodiment, conversion information (data) illustrated in FIG. 10 is stored in advance in the ROM of the memory 58B as an example.
  • the conversion data according to the present embodiment is pre-conversion for each predetermined strain amount in the central portion of the radiation detector 20 measured by the strain gauge 46 and the strain measurement unit 58D.
  • a conversion table composed of coordinates and converted coordinates is stored and configured.
  • the conversion table changes the position coordinates of the pixel data constituting the image data from the coordinates before conversion to the coordinates after conversion. By replacing, it is derived in advance that it can be converted into position coordinates when the amount of distortion is 0 (zero).
  • a lower limit value (3 mm in the present embodiment) of the distortion amount for performing image correction by the image correction function is determined in advance.
  • the conversion data stores a conversion table for each distortion amount that is equal to or greater than the lower limit value and has a predetermined step size.
  • the electronic cassette 40 when taking a radiographic image, is arranged with a top plate 41B at the top and spaced apart from a radiation generator 72 that generates radiation X, as shown in FIG.
  • a patient's imaging target region C is arranged on the imaging region.
  • the radiation generating device 72 emits radiation X having a radiation dose according to imaging conditions given in advance.
  • the radiation X emitted from the radiation generator 72 is irradiated to the electronic cassette 40 after carrying image information by passing through the imaging target part C.
  • the radiation X irradiated from the radiation generator 72 reaches the electronic cassette 40 after passing through the imaging target region C.
  • charges corresponding to the dose of the irradiated radiation X are generated in each sensor unit 13 of the radiation detector 20 incorporated in the electronic cassette 40, and the charges generated by the sensor unit 13 are accumulated in the capacitor 9.
  • the cassette control unit 58 controls the gate line driver 52 after the irradiation of the radiation X, and sequentially outputs an on signal line by line from the gate line driver 52 to each gate wiring 34 of the radiation detector 20 to output image information (data). ) Is read out.
  • the image data read from the radiation detector 20 is stored in the image memory 56.
  • FIG. 11 is a flowchart showing the flow of the image transmission processing program executed by the cassette control unit 58 every time image data for one image (frame) is stored in the image memory 56. It is stored in advance in the ROM of the memory 58B.
  • step 100 of FIG. 11 the image information stored in the image memory 56 is read, and in the next step 102, the distortion measuring unit 58D measures the amount of distortion at the central portion of the radiation detector 20 at this time.
  • step 104 it is necessary to perform image correction by the image correction function by determining whether or not the distortion amount measured by the processing in step 102 is equal to or greater than the lower limit value (3 mm in the present embodiment). If the determination is negative, the process proceeds to step 108 described later, whereas if the determination is affirmative, the process proceeds to step 106.
  • step 106 a conversion table corresponding to the distortion amount measured by the process of step 102 is read from the conversion data (see also FIG. 10), and the image data read by the process of step 100 is read using the read conversion table.
  • the process proceeds to step 108.
  • step 108 the image data obtained by the above processing is transmitted to the console via the wireless communication unit 60, and then the image transmission processing program is terminated.
  • the radiation detector 20 is incorporated so that the radiation X is irradiated from the TFT substrate 30 side.
  • the radiation detector 20 is also referred to as radiation irradiation from the front side where the scintillator 8 is formed (“front surface irradiation”, “back surface reading method” (so-called PSS (Penetration Side Sampling) method). ), The light is emitted more strongly on the upper surface side of the scintillator 8 in FIG. 12 (opposite side of the TFT substrate 30). It is also referred to as radiation irradiation from the TFT substrate 30 side (back side) (“backside irradiation”, “front surface reading method” (so-called ISS (Irradiation Side Sampling) method)).
  • the radiation transmitted through the TFT substrate 30 enters the scintillator 8, and the TFT substrate 30 side of the scintillator 8 emits light more strongly. Electric charges are generated in each sensor unit 13 provided on the TFT substrate 30 by light generated by the scintillator 8. For this reason, since the radiation detector 20 is closer to the light emission position of the scintillator 8 with respect to the TFT substrate 30 when the radiation is irradiated from the back side than when the radiation is irradiated from the front side, the radiation detector 20 High resolution.
  • the photoelectric conversion film 4 is made of an organic photoelectric conversion material, and the photoelectric conversion film 4 hardly absorbs radiation. For this reason, the radiation detector 20 according to the present embodiment suppresses a decrease in sensitivity to radiation because the amount of radiation absorbed by the photoelectric conversion film 4 is small even when radiation is transmitted through the TFT substrate 30 by backside illumination. it can. In the backside irradiation, the radiation passes through the TFT substrate 30 and reaches the scintillator 8. In this way, when the photoelectric conversion film 4 of the TFT substrate 30 is composed of an organic photoelectric conversion material, the radiation of the photoelectric conversion film 4 is irradiated. Since there is almost no absorption and radiation attenuation can be suppressed to a low level, it is suitable for backside illumination.
  • Both the amorphous oxide constituting the active layer 17 of the thin film transistor 10 and the organic photoelectric conversion material constituting the photoelectric conversion film 4 can be formed at a low temperature.
  • substrate 1 can be formed with a plastic resin, aramid, and bio-nanofiber with little radiation absorption. Since the substrate 1 formed in this way has a small amount of radiation absorption, even when the radiation is transmitted through the TFT substrate 30 by backside illumination, a decrease in sensitivity to radiation can be suppressed.
  • the radiation detector 20 is attached to the top plate 41B in the housing 41 so that the TFT substrate 30 is on the top plate 41B side.
  • the substrate 1 is formed of a highly rigid plastic resin, aramid, or bionanofiber
  • the radiation detector 20 itself has high rigidity, so that the top plate 41B of the housing 41 can be formed thin.
  • the radiation detector 20 itself has flexibility, so that even when an impact is applied to the imaging region 41A, the radiation detector 20 is damaged. It ’s hard.
  • the present embodiment includes a scintillator 8 that generates light when irradiated with radiation, and an organic photoelectric conversion material that generates charges by receiving light generated by the scintillator 8.
  • the radiation detector 20 having the substrate 13 on which the thin film transistor 10 for reading out the electric charges generated in the sensor unit 13 configured by the sensor unit 13 is formed has a transmission surface through which the radiation X transmitted through the subject is transmitted.
  • the top plate 41 ⁇ / b> B is directly attached to the surface opposite to the surface on which the radiation is incident (back side). Therefore, impact resistance can be improved while reducing the thickness and weight of the device.
  • the degree of curvature of the radiation detector 20 at the time of capturing a radiation image is measured, and the distortion of the radiation image indicated by the image data obtained by the radiation detector 20 is corrected according to the measurement result. is doing. Therefore, even when the radiation detector 20 is curved, the distortion of the radiation image due to the curvature can be suppressed.
  • top plate 41B constitutes a part of the housing 41 that houses the radiation detector 20, it is simpler than when the top plate is configured separately from the housing.
  • a top plate can be constructed.
  • an internal space B is formed between the TFT substrate 30 and the top plate 41B. Therefore, even when air remains on the bonding surface of the bonding member 80 to the TFT substrate 30 and the top plate 41B when the radiation detector 20 is bonded to the top plate 41B, the remaining air is released to the internal space B. be able to.
  • the communication member 82 that communicates the internal space B and the external space A is formed in the adhesive member 80, the pressure in the internal space B and the air pressure in the external space A can be reduced even when the atmospheric pressure in the external space A changes. Can be kept constant. Thereby, it can prevent that the adhesiveness of the TFT substrate 30 with respect to the top plate 41B falls by atmospheric pressure change.
  • the communication passage 82 has a corner portion 84. Therefore, even when foreign matter having a mass larger than that of air flows into the communication path 82 from the external space A, the foreign matter cannot follow the flow of air flowing through the corner portion 84. Mixing into B can be prevented. As a result, it is possible to suppress contamination of foreign matter that leads to deterioration of the quality of the radiation image.
  • the communication path 82 is formed in the adhesive member 80 and the adhesive member 80 has adhesive force on the entire surface, the foreign matter that could not follow the air adheres to the wall surface of the communication path 82 at the corner 84. It becomes easy. Therefore, the foreign matter can be reliably captured in the communication path 82. Therefore, it is possible to more reliably prevent foreign matter from entering the internal space B.
  • the passage width d of the communication passage 82 is set as narrow as possible within the range in which air can circulate, it is possible to cope with mixing of foreign matters such as relatively small metal powder. If the passage width d of the communication passage 82 is set according to the assumed size of the foreign matter, it is possible to efficiently prevent the foreign matter from being mixed.
  • the scintillator 8 is more fragile than the TFT substrate 30. Therefore, when the scintillator 8 is bonded to the top plate 41B with the adhesive member 80, the scintillator 8 may be damaged when the radiation detector 20 is peeled off. However, in this embodiment, since the TFT substrate 30 is bonded to the top plate 41B by the adhesive member 80, the scintillator 8 is not damaged when the radiation detector 20 is peeled off.
  • the top plate 41B is easily damaged.
  • the scratch may be displayed on the radiographic image as fixed pattern noise. Therefore, it is desirable to replace the housing 41.
  • the radiation detector 20 is pasted to the top plate 41B so as not to be peeled off, when the housing 41 is replaced, it is necessary to replace the expensive radiation detector 20 together, which may increase costs.
  • the casing 41 can be exchanged efficiently.
  • the communication path 90 may have only one corner 92. Thereby, the communication path 90 can be easily formed in the adhesive member 80.
  • an organic solvent or the like may be poured into the adhesive member to weaken the adhesiveness of the adhesive member 80, and the radiation detector 20 may be peeled off.
  • the adhesive member 80 since the adhesive member 80 has corners, the organic solvent can easily penetrate into the adhesive member 80.
  • the configuration of the communication path 94 is different from that of the first embodiment, and a filter member 96 is added.
  • the corner portion 92 of the first embodiment is omitted from the communication path 94.
  • the filter member 96 is affixed to the inner surface of the top plate 41B so as to close the opening of the communication path 94 on the outer space A side.
  • the filter member 96 is formed with fine holes that allow air to flow between the external space A and the communication path 94 and prevent foreign matters from entering the communication path 94 from the external space A. .
  • 2nd Embodiment has an effect equivalent to 1st Embodiment.
  • the communication path 94 and the filter member 96 correspond to the ventilation part.
  • a filter member 98 is attached to the inner surface of the top plate 41 ⁇ / b> B so as to close the opening on the external space A side of each communication passage 82.
  • the filter member 98 is formed with fine holes that allow air to flow between the external space A and the communication passage 82 and prevent foreign matters from entering the communication passage 82 from the external space A. .
  • the communication passage 82 and the filter member 98 correspond to the ventilation portion.
  • an electronic cassette 40 according to a fourth embodiment will be described with reference to FIG.
  • the same reference numerals are assigned to the same components as those in the first embodiment, and duplicate descriptions are omitted.
  • the present embodiment can also be applied to the second and third embodiments.
  • illustration of components other than the radiation detector is omitted inside the housing.
  • the configuration of the radiation detector 20 ′ is different from that of the first embodiment.
  • the radiation detector 20 ′ is located on the opposite side of the TFT substrate 30 ′ with the scintillator 8 ′ interposed therebetween, and the contact member 88 that contacts the scintillator 8 ′, and the contact member 88 on the TFT substrate 30 ′ side.
  • a pressing member 89 that can be pressed onto the head.
  • a screw or the like can be used as the pressing member 89.
  • the contact member 88 can be pressed against the TFT substrate 30 ′ by tightening a screw to the TFT substrate 30 ′ from the back surface portion 41 ⁇ / b> C side. If it is difficult to form a screw tightening hole in the TFT substrate 30 ′, a nut or the like may be attached to the TFT substrate 30 ′.
  • the scintillator 8 ′ when the contact member 88 is pressed against the TFT substrate 30 ′ by the pressing member 89, the scintillator 8 ′ is held between the TFT substrate 30 ′ and the contact member 88, so the TFT substrate 30 ′.
  • the scintillator 8 ′ and the contact member 88 are integrated.
  • the strength (rigidity) of the radiation detector 20 ′ can be improved as compared with the case where the scintillator 8 ′ is bonded to the TFT substrate 30 ′ with an adhesive member or the like.
  • the pressing of the contact member 88 is released, the scintillator 8 'and the TFT substrate 30' are separated.
  • the other can be reused. Further, since the scintillator 8 'is not bonded to the TFT substrate 30' using an adhesive member or the like, the scintillator 8 'is not damaged when the scintillator 8' is removed from the TFT substrate 30 '.
  • an adhesive may be used as the adhesive member.
  • an adhesive whose adhesive force changes when an external factor acts is used.
  • the external factors include, for example, physical things such as light and heat, and chemical things such as drugs.
  • a dismantling adhesive such as a thermoplastic adhesive, an electrically heated plastic adhesive, an ultraviolet plastic adhesive, or a water-absorbing plastic adhesive can be used.
  • the adhesive force of the adhesive member can be changed. For example, when the radiation detector is peeled from the top plate, the adhesive force of the adhesive member is reduced, or when the radiation detector is adhered to the top plate.
  • the adhesive force of the adhesive member can be increased. Therefore, it is possible to eliminate the concern that the radiation detector is damaged when the radiation detector is peeled off from the top plate, or that the radiation detector bonded to the top plate is peeled off.
  • the adhesive member may be a combination of the adhesive and the double-sided tape.
  • the present invention is not limited to an example in which the TFT substrate is bonded to the inner surface of the top plate with an adhesive member.
  • the positions of the TFT substrate and the scintillator of the radiation detector described above may be interchanged, and the scintillator may be bonded to the inner surface of the top plate with an adhesive member.
  • the present invention is not limited to the form in which the radiation detector is bonded to the inner surface of the top plate.
  • an intermediate member may be disposed between the top plate and the radiation detector, and the radiation detector may be bonded to the intermediate member.
  • the casing 41 ′ may be formed such that the top plate 41 ⁇ / b> B ′ is formed in a plate shape, and the partial casing 41 ⁇ / b> D excluding the top plate 41 ⁇ / b> B ′ may be formed in a U-shaped cross section.
  • the top plate 41B ' is made of a fiber reinforced resin such as CFRP
  • the partial housing 41D is made of a resin, metal, or the like that is different from the top plate 41B'.
  • the casing of the present invention may be made of various materials.
  • the casing 41 ′′ may be configured by stacking a plurality of carbon fiber sheets.
  • the number of laminated carbon fiber sheets can be increased with respect to the place where the load is concentrated, and the carbon fiber sheet can be reinforced compared to the place where the load is not concentrated.
  • the casing 41 ′′ ′′ may be configured such that a plurality of honeycomb structures 99 ⁇ / b> A are sandwiched between cover members 99 ⁇ / b> B.
  • the cover member 99B is formed of CFRP
  • the honeycomb structure 99A is formed of, for example, an aramid material or a foam material.
  • foam material polystyrene foam, acrylic foam, polyvinyl chloride foam, foamed silicon, polyurethane foam and the like are used.
  • foamed polypropylene that is an acrylic foam is used as the foamed material, the cost can be kept lower than when other foamed materials are used.
  • the radiographic image capturing apparatus according to the present invention may be used as a radiographic image capturing apparatus fixed at a predetermined position.
  • the present invention is not limited to this, and the coordinates before conversion are substituted.
  • An arithmetic expression that can obtain the coordinates after conversion is derived in advance, and the image correction process may be executed using the arithmetic expression.
  • the case 42 that accommodates the cassette control unit 58 and the power supply unit 70 and the radiation detector 20 are arranged so as not to overlap each other inside the casing 41 of the electronic cassette 40.
  • the present invention is not limited to this.
  • the radiation detector 20 and the cassette control unit 58 or the power supply unit 70 may be arranged so as to overlap each other.
  • an organic CMOS sensor in which the photoelectric conversion film 4 is made of a material containing an organic photoelectric conversion material may be used.
  • an organic TFT array sheet in which organic transistors containing an organic material as the thin film transistor 10 are arranged in an array on a flexible sheet may be used.
  • the above organic CMOS sensor is disclosed in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-212377.
  • CMOS sensor When a CMOS sensor is used as the sensor unit 13 of the radiation detector 20, the advantage that photoelectric conversion can be performed at a high speed and the result that the substrate can be thinned can suppress radiation absorption when the ISS method is adopted. There is an advantage that it can be suitably applied to mammography photography.
  • a technique using a SiC (silicon carbide) substrate as a semiconductor substrate having high resistance to radiation can be applied.
  • Advantages that can be used as an ISS method by using a SiC substrate and because SiC has a lower internal resistance and a smaller amount of heat generation than Si, it suppresses the amount of heat generation when shooting movies, and raises the temperature of CsI There is an advantage that it is possible to suppress a decrease in sensitivity due to.
  • a substrate having high resistance to radiation such as a SiC substrate is generally a wide cap (about 3 eV), and as an example, as shown in FIG. 20, the absorption edge is about 440 nm corresponding to the blue region. Therefore, in this case, a scintillator such as CsI: Tl or GOS that emits light in the green region cannot be used.
  • the scintillator that emits light in these green regions has been actively researched due to the sensitivity characteristics of amorphous silicon, and therefore there is a high demand for using the scintillator.
  • region can be used by comprising the photoelectric converting film 4 with the material containing the organic photoelectric conversion material which absorbs light emission in a green area
  • the photoelectric conversion film 4 When the photoelectric conversion film 4 is formed of a material containing an organic photoelectric conversion material and the thin film transistor 10 is formed using a SiC substrate, the photoelectric conversion film 4 and the thin film transistor 10 have different sensitivity wavelength regions, and thus the light emitted by the scintillator is emitted. There is no noise of the thin film transistor 10.
  • the photoelectric conversion film 4 in addition to receiving light emission mainly in the blue region, such as CsI: Na, light emission in the green region is also received. As a result, the sensitivity can be improved. In addition, since the organic photoelectric conversion material hardly absorbs radiation, it can be suitably used for the ISS system.
  • SiC is highly resistant to radiation because it is difficult for nuclei to be blown away even when exposed to radiation.
  • Examples of semiconductor materials having high resistance to radiation other than SiC include C (diamond), BN, GaN, AlN, and ZnO. These light element semiconductor materials have high radiation resistance because they are mainly wide-gap semiconductors, so they require high energy for ionization (electron-hole pair formation), small reaction cross-sections, This is due to the fact that bonding is strong and atomic displacement is less likely to occur.
  • C diamond
  • BN diamond
  • GaN GaN
  • AlN AlN
  • ZnO ZnO
  • These light element semiconductor materials have high radiation resistance because they are mainly wide-gap semiconductors, so they require high energy for ionization (electron-hole pair formation), small reaction cross-sections, This is due to the fact that bonding is strong and atomic displacement is less likely to occur.
  • GaN has good thermal conductivity for applications other than blue LEDs and has high insulation resistance
  • ICs are being studied in the field of power systems.
  • ZnO an LED that emits light mainly in the blue to ultraviolet region has been studied.
  • CsI Na (peak wavelength: about 420 nm)
  • BaFX Eu (X is a halogen such as Br and I, peak wavelength: about 380 nm)
  • CaWO 4 peak wavelength: about 425 nm
  • ZnS Ag (peak wavelength: about 450 nm)
  • LaOBr Tb, Y 2 O 2 S: Tb, and the like
  • BaFX Eu used in CsI: Na and CR cassettes
  • CaWO 4 used in screens and films are preferably used.
  • a CMOS sensor having high resistance to radiation may be configured by using a configuration of Si substrate / thick film SiO 2 / organic photoelectric conversion material by SOI (Silicon On Insulator).
  • SOI Silicon On Insulator
  • the radiation resistance of the film thickness SOI is high, and examples of the high radiation durability element include a complete separation type thick film SOI and a partial separation type thick film SOI.
  • SOIs for example, “Patent Office,“ Patent Application Technology Trend Survey Report on SOI (Silicon On Insulator) Technology ”, [online], [Search May 8, 2011], Internet ⁇ URL: http://www.jpo.go.jp/shiryou/pdf/gidou-houkoku/soi.pdf> ”.
  • the thin film transistor 10 or the like of the radiation detector 20 does not have light transmission (for example, a structure in which the active layer 17 is formed of a material having no light transmission such as amorphous silicon), the thin film transistor 10 or the like. Is disposed on a light-transmitting substrate 1 (for example, a flexible substrate made of synthetic resin), and a portion of the substrate 1 where the thin film transistor 10 or the like is not formed is configured to transmit light. It is possible to obtain a radiation detector 20 having optical transparency. Arranging the thin film transistor 10 or the like having a non-light-transmitting structure on the light-transmitting substrate 1 is performed by separating the micro device block manufactured on the first substrate from the first substrate.
  • FSA Fluid Self-Assembly
  • the above FSA is, for example, “Toyama University,“ Study on Self-Aligned Placement Technology of Small Semiconductor Blocks ”, [online], [Search May 8, 2011], Internet ⁇ URL: http: //www3.u- toyama.ac.jp/maezawa/Research/FSA.html> ”.

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Abstract

放射線が照射されることにより光を発生するシンチレータ、当該シンチレータで発生した光を受光することにより電荷が発生する有機光電変換材料を含んで構成されたセンサ部、および当該センサ部で発生された電荷を読み出すための薄膜トランジスタが形成された基板を有する放射線検出器を、被写体を透過した放射線Ｘが透過する透過面を有する天板の前記放射線が入射される面の裏側の面に直接的に取り付ける。

Description

放射線画像撮影装置
　本願は３５ＵＳＣ１１９条に基づき、２０１０年５月３１日出願の特願２０１０－１２５３１５号及び２０１１年５月１３日出願の特願２０１１－１０８４４８号の優先権を主張すると共に、その全文を参照により本明細書に援用する。
　本発明は、放射線画像撮影装置に係り、特に、放射線検出器を備えた放射線画像撮影装置に関する。
　近年、ＴＦＴ（Thin Film Transistor）アクティブマトリクス基板上に放射線感応層を配置し、Ｘ線等の放射線を直接デジタルデータに変換できるＦＰＤ（Flat Panel Detector）等の放射線検出器が実用化されている。この放射線検出器を用いた放射線画像撮影装置は、従来のＸ線フイルムやイメージングプレートを用いた放射線画像撮影装置に比べて、即時に画像を確認でき、連続的に放射線画像の撮影を行う透視撮影（動画撮影）も行うことができるといったメリットがある。
　この種の放射線検出器は、種々のタイプのものが提案されており、例えば、放射線を一度ＣｓＩ：Ｔｌ、ＧＯＳ（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）などのシンチレータで光に変換し、変換した光をフォトダイオードなどのセンサ部で電荷に変換して蓄積する間接変換方式がある。放射線画像撮影装置では、放射線検出器に蓄積された電荷を電気信号として読み出し、読み出した電気信号をアンプで増幅した後にＡ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換部でデジタルデータに変換している。
　この種の放射線画像撮影装置に関する技術として、特開２００３－１７２７８３号公報には、入射した放射線の強度に応じた発光を行う第１層と、前記第１層から出力された光を電気エネルギーに変換する有機化合物からなる第２層と、前記第２層で得られた電気エネルギーに基づく信号の出力を行う第３層と、を有する撮像パネルが開示されている。
　また、米国特許出願公開第２００９／０１２２９５９号明細書には、接着剤によってシンチレータを筐体の天板に貼り付ける技術が開示されている。
　しかしながら、特開２００３－１７２７８３号公報に開示されている技術では、放射線検出器（撮像パネル）と筐体との間が離間しているため、放射線画像撮影装置の薄型化および軽量化が必ずしも十分に行えるとは限らない。
　これに対し、米国特許出願公開第２００９／０１２２９５９号明細書に開示されている技術では、シンチレータを筐体の天板に貼り付けているため、放射線画像撮影装置の薄型化には寄与できるものの、放射線画像の撮影対象となる被写体による衝撃を放射線検出器で直に受けることになるため、耐衝撃性が要求される。
　本発明は上記を考慮してなされたものであり、薄型化や軽量化を図りつつ、耐衝撃性を向上させることのできる放射線画像撮影装置を提供する。
　本発明の一態様は放射線画像撮影装置であって、放射線が照射されることにより光を発生する発光層、および前記発光層で発生した光を受光することにより電荷が発生する有機光電変換材料を含むセンサ部が形成された基板を有する放射線検出器と、被写体を透過した放射線が透過する透過面を有すると共に、前記放射線が入射される面の反対側（裏側）の面に前記放射線検出器が直接的に取り付けられた天板と、を備えている。
　すなわち、本態様では、放射線検出器として、そのセンサ部が耐荷重性や耐落下衝撃性に優れた有機光電変換材料を含んで構成されたものを適用する。さらに、当該放射線検出器を天板に直接的に取り付けることにより、放射線画像撮影装置の耐衝撃性を向上させる。
　また、本発明では、このように耐衝撃性を向上させることができるため、本発明を適用しない場合に比較して、天板の厚みを薄くしたり、天板を構成する材料を軽量で剛性の低いものとしたりすることができる。その結果、薄型化や軽量化を図ることができる。
　このように、本態様の放射線画像撮影装置によれば、薄型化や軽量化を図りつつ、耐衝撃性を向上させることができる。
　なお、本態様において、前記放射線検出器の前記基板に、前記センサ部で発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子がさらに形成されていてもよい。
　本態様において、前記天板が、前記放射線検出器の前記基板が直接的に取り付けられていてもよい。これにより、撮影によって得られる放射線画像の分解能を高くすることができると共に、放射線に対する感度の低下を抑えることができる。
　本態様において、前記基板が、プラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバの何れかにより構成されていてもよい。これにより、放射線検出器の剛性を高くすることができる結果、天板を薄くすることができる。
　本態様において、前記スイッチング素子を、活性層に非晶質酸化物を含んで構成された薄膜トランジスタとしてもよい。これにより、当該スイッチング素子により放射線を吸収しないか、あるいは吸収したとしても極めて微量に留まる。そのため、当該スイッチング素子におけるノイズの発生を効果的に抑制することができる。
　本態様において、前記天板が、強化繊維樹脂を含む材料により構成されていてもよい。これにより、天板をカーボン単体等で構成した場合に比較して、天板の強度を高くすることができる。
　この場合特に、前記強化繊維樹脂が、炭素繊維強化プラスチックであるものとしてもよい。これにより、天板をカーボン単体等で構成した場合に比較して、天板の熱伝導性を高くすることができる。その結果、放射線検出器により得られた放射線画像の温度むらに起因する画像むらを抑制することができる。
　本態様は、放射線画像の撮影時における前記放射線検出器の湾曲の度合いを計測する計測部と、前記計測部による計測結果に応じて、前記放射線検出器によって得られた画像情報（データ）により示される放射線画像の歪みを補正する補正部と、をさらに備えてもよい。これにより、放射線検出器が湾曲した場合であっても、当該湾曲に起因する放射線画像の歪みを抑制することができる。
　本態様は、前記放射線検出器が、前記天板に離間可能に取り付けられていてもよい。これにより、効率的に筐体の交換を行うことができる。
　本態様は、前記放射線検出器と前記天板との間に内部空間が形成されるように前記放射線検出器を前記天板に対して接着する接着部材と、前記内部空間および外部を連通すると共に、外部から前記内部空間への異物の混入を阻止する通気部と、をさらに備えてもよい。
　この構成によれば、放射線検出器および天板に対する接着部材の接触面に空気が残存していても、その残存していた空気を内部空間に逃がすことができる。また、通気部にて内部空間と外部とが連通しているので、気圧が変化した場合でも、内部空間の圧力と外部の気圧とを一定に保つことができる。そのため、気圧変化によって天板に対する放射線検出器の接着性が低下することを防止することができる。
　また、通気部は、外部から内部空間への異物の混入を阻止するので、前記内部空間に放射線を吸収する金属片等の異物が混入して放射線画像に表示されるおそれがない。従って、放射線画像の品質低下に繋がる異物混入を抑えることができる。
　この場合特に、前記通気部が、前記接着部材に形成されて前記内部空間および外部を曲がった状態で連通する連通路であってもよい。
　この構成によれば、連通路が曲がっているので、外部から連通路に空気と共に異物が流入した場合でも、前記異物が内部空間に混入することを防止することができる。なぜなら、異物の質量は空気の質量よりも大きいので、連通路の曲がっている部位を流通する空気の流れに前記異物が追従することはできないからである。また、連通路が接着部材に形成されているので、前記異物が連通路の壁面に付着し易くなる。従って、連通路の曲がっている部位で空気の流れに追従できなくなった異物が接着性を持った連通路の壁面で確実に捕捉される。これにより、内部空間への異物の混入をより一層確実に防止することができる。
　また、前記通気部が、前記接着部材に形成されて前記内部空間および外部を連通する連通路と、前記連通路と外部との間の空気の流れを許可し、かつ外部から前記連通路への異物の混入を阻止するフィルタ部材と、を備えていてもよい。これにより、内部空間および外部の連通と、外部から内部空間への異物の混入の阻止とを簡易な構成で実現することができる。
　また、前記接着部材が、外的要因が作用することにより接着力が変化する材質で構成されていてもよい。
　この構成によれば、接着部材の接着力を変化させることができるので、例えば、放射線検出器を天板から剥離する場合に前記接着部材の接着力を低下させたり、前記放射線検出器を前記天板に接着する場合に前記接着部材の接着力を上昇させたりすることができる。これにより、放射線検出器の天板からの剥離時に当該放射線検出器が破損したり、天板に接着されている放射線検出器が剥離したりする懸念を排除することができる。
　さらに、本態様において、前記天板が、前記放射線検出器を収容する筐体の一部を構成してもよい。これにより、天板を筐体とは別に構成する場合に比較して、より簡易に天板を構成することができる。
　このように、本態様の放射線画像撮影装置によれば、装置の薄型化や軽量化を図りつつ、耐衝撃性を向上させることができる。
　以下、図面を参照して本発明を実施するための形態について説明する。
実施の形態に係る放射線検出器の３画素部分の概略構成を示す断面模式図である。 実施の形態に係る放射線検出器の１画素部分の信号出力部の構成を概略的に示した断面側面図である。 実施の形態に係る放射線検出器の構成を示す概略平面図である。 実施の形態に係る電子カセッテの構成を示す斜視図である。 実施の形態に係る電子カセッテの構成を示す断面側面図である。 第１の実施の形態に係る電子カセッテの筐体の内部構成を示す断面底面図である。 第１の実施の形態に係る電子カセッテの筐体の内部構成を示す一部拡大断面底面図である。 実施の形態に係る電子カセッテにおいて放射線検出器を天板から剥離する状態を示す説明図である。 実施の形態に係る電子カセッテの電気系の要部構成を示すブロック図である。 実施の形態に係る変換情報の構成を示す模式図である。 実施の形態に係る画像送信処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートである。 放射線検出器への放射線の表面照射と裏面照射を説明するための断面側面図である。 第１の実施の形態に係る電子カセッテの筐体の内部構成の変形例を示す一部拡大断面底面図である。 第２の実施の形態に係る電子カセッテの筐体の内部構成を示す断面底面図である。 第３の実施の形態に係る電子カセッテの筐体の内部構成を示す一部拡大断面底面図である。 第４の実施の形態に係る電子カセッテの一部省略断面説明図である。 実施の形態に係る電子カセッテの筐体の変形例を示す一部省略断面説明図である。 実施の形態に係る電子カセッテの筐体の変形例を示す説明図である。 実施の形態に係る電子カセッテの筐体の変形例を示す説明図である。 各種材料の感度特性の一例を示すグラフである。 各種材料の感度特性の一例を示すグラフである。
　［第１の実施の形態］
　まず、本実施の形態に係る間接変換方式の放射線検出器２０の構成について説明する。
　図１は、本発明の一実施形態である放射線検出器２０の３画素部分の構成を概略的に示す断面模式図である。
　この放射線検出器２０は、絶縁性の基板１上に、信号出力部１４、センサ部１３、およびシンチレータ８が順次積層しており、信号出力部１４、センサ部１３により画素部が構成されている。画素部は、基板１上に複数配列されており、各画素部における信号出力部１４とセンサ部１３とが重なりを有するように構成されている。
　シンチレータ８は、センサ部１３上に透明絶縁膜７を介して形成されており、上方（基板１の反対側）から入射してくる放射線を光に変換して発光する蛍光体を成膜したものである。このようなシンチレータ８を設けることで、シンチレータ８は被写体を透過した放射線を吸収して発光することになる。
　シンチレータ８が発する光の波長域は、可視光域（波長３６０ｎｍ～８３０ｎｍ）であることが好ましい。この放射線検出器２０によってモノクロ撮像を可能とするためには、緑色の波長域を含んでいることがより好ましい。
　シンチレータ８に用いる蛍光体としては、具体的には、放射線としてＸ線を用いて撮像する場合、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）を含むものが好ましく、Ｘ線照射時の発光スペクトルが４２０ｎｍ～７００ｎｍにあるＣｓＩ（Ｔｌ）（タリウムが添加されたヨウ化セシウム）を用いることが特に好ましい。なお、ＣｓＩ（Ｔｌ）の可視光域における発光ピーク波長は５６５ｎｍである。
　シンチレータ８は、例えば、ＣｓＩ（Ｔｌ）等の柱状結晶で形成しようとする場合、蒸着基板への蒸着によって形成されてもよい。このように蒸着によってシンチレータ８を形成する場合、蒸着基板は、Ｘ線の透過率、コストの面からＡｌの板がよく使用されるがこれに限定されるものではない。なお、シンチレータ８としてＧＯＳを用いる場合、蒸着基板を用いずに、後述するＴＦＴ基板３０の表面にＧＯＳを塗布することにより、シンチレータ８を形成してもよい。
　センサ部１３は、上部電極６、下部電極２、および当該上下の電極間に配置された光電変換膜４を有する。光電変換膜４は、シンチレータ８が発する光を吸収して電荷が発生する有機光電変換材料により構成されている。
　上部電極６は、シンチレータ８により生じた光を光電変換膜４に入射させる必要があるため、少なくともシンチレータ８の発光波長に対して透明な導電性材料で構成することが好ましい。具体的には上部電極６として、可視光に対する透過率が高く、抵抗値が小さい透明導電性酸化物（TCO;Transparent Conducting Oxide）を用いることが好ましい。なお、上部電極６としてＡｕなどの金属薄膜を用いることもできるが、透過率を９０％以上得ようとすると抵抗値が増大し易いため、ＴＣＯの方が好ましい。例えば、ＩＴＯ、ＩＺＯ、ＡＺＯ、ＦＴＯ、ＳｎＯ２、ＴｉＯ２、ＺｎＯ２等を好ましく用いることができ、プロセス簡易性、低抵抗性、透明性の観点からはＩＴＯが最も好ましい。上部電極６は、全画素部で共通の一枚構成としてもよく、画素部毎に分割してもよい。
　光電変換膜４は、有機光電変換材料を含み、シンチレータ８から発せられた光を吸収し、吸収した光に応じた電荷を発生する。このように有機光電変換材料を含む光電変換膜４であれば、可視域にシャープな吸収スペクトルを持ち、シンチレータ８による発光以外の電磁波が光電変換膜４に吸収されることがほとんどないので、Ｘ線等の放射線が光電変換膜４で吸収されることによって発生するノイズを効果的に抑制することができる。
　光電変換膜４を構成する有機光電変換材料は、シンチレータ８で発光した光を最も効率よく吸収するために、その吸収ピーク波長が、シンチレータ８の発光ピーク波長と近いほど好ましい。有機光電変換材料の吸収ピーク波長とシンチレータ８の発光ピーク波長とが一致することが理想的であるが、双方の差が小さければシンチレータ８から発された光を十分に吸収することが可能である。具体的には、有機光電変換材料の吸収ピーク波長と、シンチレータ８の放射線に対する発光ピーク波長との差が、１０ｎｍ以内であることが好ましく、５ｎｍ以内であることがより好ましい。
　このような条件を満たすことが可能な有機光電変換材料としては、例えばキナクリドン系有機化合物およびフタロシアニン系有機化合物が挙げられる。例えばキナクリドンの可視域における吸収ピーク波長は５６０ｎｍであるため、有機光電変換材料としてキナクリドンを用い、シンチレータ８の材料としてＣｓＩ（Ｔｌ）を用いれば、上記ピーク波長の差を５ｎｍ以内にすることが可能となり、光電変換膜４で発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。
　次に、本実施の形態に係る放射線検出器２０に適用可能な光電変換膜４について具体的に説明する。
　本発明に係る放射線検出器２０における電磁波吸収／光電変換部位は、１対の電極２，６と、当該電極２，６間に挟まれた有機光電変換膜４を含む有機層により構成することができる。この有機層は、より具体的には、電磁波を吸収する部位、光電変換部位、電子輸送部位、正孔輸送部位、電子ブロッキング部位、正孔ブロッキング部位、結晶化防止部位、電極、および層間接触改良部位等の積み重ね、もしくは混合により形成することができる。
　上記有機層は、有機ｐ型化合物または有機ｎ型化合物を含有することが好ましい。
　有機ｐ型半導体（化合物）は、主に正孔輸送性有機化合物に代表されるドナー性有機半導体（化合物）であり、電子を供与しやすい性質がある有機化合物をいう。さらに詳しくは２つの有機材料を接触させて用いたときにイオン化ポテンシャルの小さい方の有機化合物をいう。したがって、ドナー性有機化合物としては、電子供与性のある有機化合物であれば、いずれの有機化合物も使用可能である。
　有機ｎ型半導体（化合物）は、主に電子輸送性有機化合物に代表されるアクセプター性有機半導体（化合物）であり、電子を受容しやすい性質がある有機化合物をいう。さらに詳しくは、２つの有機化合物を接触させて用いたときに電子親和力の大きい方の有機化合物をいう。したがって、アクセプター性有機化合物は、電子受容性のある有機化合物であれば、いずれの有機化合物も使用可能である。
　この有機ｐ型半導体および有機ｎ型半導体として適用可能な材料、および光電変換膜４の構成については、特開２００９－３２８５４号公報において詳細に説明されているため、説明を省略する。なお、光電変換膜４は、さらにフラーレン若しくはカーボンナノチューブを含有させて形成してもよい。
　光電変換膜４の厚みは、シンチレータ８からの光を吸収する点では膜厚は大きいほど好ましい。しかし、ある程度以上厚くなると光電変換膜４の両端から印加されるバイアス電圧により光電変換膜４に発生する電界の強度が低下して電荷が収集できなくなるため、３０ｎｍ以上３００ｎｍ以下が好ましく、より好ましくは、５０ｎｍ以上２５０ｎｍ以下、特に好ましくは８０ｎｍ以上２００ｎｍ以下である。
　図１に示す放射線検出器２０では、光電変換膜４は、全画素部で共通の一枚構成であるが、画素部毎に分割してもよい。
　下部電極２は、画素部毎に分割された薄膜とする。下部電極２は、透明または不透明の導電性材料で構成することができ、アルミニウム、銀等を好適に用いることができる。
　下部電極２の厚みは、例えば、３０ｎｍ以上３００ｎｍ以下とすることができる。
　センサ部１３では、上部電極６と下部電極２の間に所定のバイアス電圧を印加することで、光電変換膜４で発生した電荷（正孔、電子）のうちの一方を上部電極６に移動させ、他方を下部電極２に移動させることができる。本実施の形態の放射線検出器２０では、上部電極６に配線が接続され、この配線を介してバイアス電圧が上部電極６に印加される。バイアス電圧は、光電変換膜４で発生した電子が上部電極６に移動し、正孔が下部電極２に移動するように極性が決められているものとするが、この極性は逆であってもよい。
　各画素部を構成するセンサ部１３は、少なくとも下部電極２、光電変換膜４、および上部電極６を含んでいればよい。しかし、暗電流の増加を抑制するためには、電子ブロッキング膜３および正孔ブロッキング膜５の少なくともいずれかを設けることが好ましく、両方を設けることがより好ましい。
　電子ブロッキング膜３は、下部電極２と光電変換膜４との間に設けることができ、下部電極２と上部電極６間にバイアス電圧を印加したときに、下部電極２から光電変換膜４に電子が注入されて暗電流が増加してしまうのを抑制することができる。
　電子ブロッキング膜３には、電子供与性有機材料を用いることができる。
　実際に電子ブロッキング膜３に用いる材料は、隣接する電極の材料および隣接する光電変換膜４の材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数（Ｗｆ）より１．３ｅＶ以上電子親和力（Ｅａ）が大きく、かつ、隣接する光電変換膜４の材料のイオン化ポテンシャル（Ｉｐ）と同等のＩｐもしくはそれより小さいＩｐを持つものが好ましい。電子供与性有機材料として適用可能な材料については、特開２００９－３２８５４号公報において詳細に説明されているため、説明を省略する。
　電子ブロッキング膜３の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させるとともに、センサ部１３の光電変換効率の低下を防ぐため、１０ｎｍ以上２００ｎｍ以下が好ましく、さらに好ましくは３０ｎｍ以上１５０ｎｍ以下、特に好ましくは５０ｎｍ以上１００ｎｍ以下である。
　正孔ブロッキング膜５は、光電変換膜４と上部電極６との間に設けることができ、下部電極２と上部電極６間にバイアス電圧を印加したときに、上部電極６から光電変換膜４に正孔が注入されて暗電流が増加することを抑制することができる。
　正孔ブロッキング膜５には、電子受容性有機材料を用いることができる。
　正孔ブロッキング膜５の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させるとともに、センサ部１３の光電変換効率の低下を防ぐため、１０ｎｍ以上２００ｎｍ以下が好ましく、さらに好ましくは３０ｎｍ以上１５０ｎｍ以下、特に好ましくは５０ｎｍ以上１００ｎｍ以下である。
　実際に正孔ブロッキング膜５に用いる材料は、隣接する電極の材料および隣接する光電変換膜４の材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数（Ｗｆ）より１．３ｅＶ以上イオン化ポテンシャル（Ｉｐ）が大きく、かつ、隣接する光電変換膜４の材料の電子親和力（Ｅａ）と同等のＥａもしくはそれより大きいＥａを持つものが好ましい。電子受容性有機材料として適用可能な材料については、特開２００９－３２８５４号公報において詳細に説明されているため、説明を省略する。
　なお、光電変換膜４で発生した電荷のうち、正孔が上部電極６に移動し、電子が下部電極２に移動するようにバイアス電圧を設定する場合には、電子ブロッキング膜３と正孔ブロッキング膜５の位置を逆にすればよい。電子ブロッキング膜３と正孔ブロッキング膜５は両方設けなくてもよく、いずれかを設けておけば、ある程度の暗電流抑制効果を得ることができる。
　各画素部の下部電極２下方の基板１の表面には信号出力部１４が形成されている。
　図２には、信号出力部１４の構成が概略的に示されている。
　下部電極２に対応して、下部電極２に移動した電荷を蓄積するコンデンサ９と、コンデンサ９に蓄積された電荷を電気信号に変換して出力する電界効果型薄膜トランジスタ（Thin Film Transistor、以下、単に薄膜トランジスタという場合がある）１０が形成されている。コンデンサ９および薄膜トランジスタ１０の形成された領域は、平面視において下部電極２と重なる部分を有している。このような構成とすることで、各画素部における信号出力部１４とセンサ部１３とが厚さ方向で重なりを有することとなる。放射線検出器２０（画素部）の平面積を最小にするためには、コンデンサ９および薄膜トランジスタ１０の形成された領域が下部電極２によって完全に覆われていることが望ましい。
　コンデンサ９は、基板１と下部電極２との間に設けられた絶縁膜１１を貫通して形成された導電性材料の配線を介して対応する下部電極２と電気的に接続されている。これにより、下部電極２で捕集された電荷をコンデンサ９に移動させることができる。
　薄膜トランジスタ１０は、ゲート電極１５、ゲート絶縁膜１６、および活性層（チャネル層）１７が積層されて形成されている。さらに、活性層１７上にソース電極１８とドレイン電極１９が所定の間隔を開けて形成されている。活性層１７は、例えば、アモルファスシリコンや非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブなどにより形成することができる。なお、活性層１７を構成する材料は、これらに限定されるものではない。
　活性層１７を構成可能な非晶質酸化物としては、Ｉｎ、Ｇａおよび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およびＺｎのうちの少なくとも２つを含む酸化物（例えばＩｎ－Ｚｎ－Ｏ系、Ｉｎ－Ｇａ－Ｏ系、Ｇａ－Ｚｎ－Ｏ系）がより好ましく、Ｉｎ、ＧａおよびＺｎを含む酸化物が特に好ましい。Ｉｎ－Ｇａ－Ｚｎ－Ｏ系非晶質酸化物としては、結晶状態における組成がＩｎＧａＯ３（ＺｎＯ）ｍ（ｍは６未満の自然数）で表される非晶質酸化物が好ましく、特に、ＩｎＧａＺｎＯ４がより好ましい。なお、活性層１７を構成可能な非晶質酸化物は、これらに限定されるものではない。
　活性層１７を構成可能な有機半導体材料としては、フタロシアニン化合物や、ペンタセン、バナジルフタロシアニン等を挙げることができるがこれらに限定されるものではない。なお、フタロシアニン化合物の構成については、特開２００９－２１２３８９号公報において詳細に説明されているため説明を省略する。
　薄膜トランジスタ１０の活性層１７を非晶質酸化物や有機半導体材料、カーボンナノチューブで形成したものとすれば、Ｘ線等の放射線を吸収せず、あるいは吸収したとしても極めて微量に留まるため、信号出力部１４におけるノイズの発生を効果的に抑制することができる。
　また、活性層１７をカーボンナノチューブで形成した場合、薄膜トランジスタ１０のスイッチング速度を高速化することができ、また、可視光域での光の吸収度合の低い薄膜トランジスタ１０を形成できる。なお、カーボンナノチューブで活性層１７を形成する場合、活性層１７に極微量の金属性不純物を混入するだけで、薄膜トランジスタ１０の性能は著しく低下するため、遠心分離などにより極めて高純度のカーボンナノチューブを分離・抽出して形成する必要がある。
　薄膜トランジスタ１０の活性層１７を構成する非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブや、光電変換膜４を構成する有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。従って、基板１としては、半導体基板、石英基板、およ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や、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。
　基板１には、絶縁性を確保するための絶縁層、水分や酸素の透過を防止するためのガスバリア層、平坦性あるいは電極等との密着性を向上するためのアンダーコート層等を設けてもよい。
　アラミドは、２００度以上の高温プロセスを適用できるために透明電極材料を高温硬化させて低抵抗化でき、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。さらに、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。超薄型ガラス基板とアラミドを積層して基板を形成してもよい。
　バイオナノファイバは、バクテリア（酢酸菌、Acetobacter Xylinum）が産出するセルロースミクロフィブリル束（バクテリアセルロース）と透明樹脂との複合したものである。セルロースミクロフィブリル束は、幅５０ｎｍと可視光波長に対して１／１０のサイズで、かつ高強度、高弾性、低熱膨張である。バクテリアセルロースにアクリル樹脂、エポキシ樹脂等の透明樹脂を含浸・硬化させることで、繊維を６０～７０％も含有しながら、波長５００ｎｍで約９０％の光透過率を示すバイオナノファイバが得られる。バイオナノファイバは、シリコン結晶に匹敵する低い熱膨張係数（３～７ｐｐｍ）を有し、鋼鉄並の強度（４６０ＭＰａ）、高弾性（３０ＧＰａ）で、かつフレキシブルであることから、ガラス基板等と比べて薄く基板１を形成できる。
　本実施の形態では、基板１上に、信号出力部１４、センサ部１３、透明絶縁膜７を順に形成することによりＴＦＴ基板３０を形成し、当該ＴＦＴ基板３０上に光吸収性の低い接着樹脂等を用いてシンチレータ８を貼り付けることにより放射線検出器２０を形成している。
　図３に示すように、ＴＦＴ基板３０には、上述したセンサ部１３、コンデンサ９、および薄膜トランジスタ１０を含んで構成される画素３２が一定方向（図３の行方向）、および当該一定方向に対する交差方向（図３の列方向）に２次元状に複数設けられている。
　放射線検出器２０には、上記一定方向（行方向）に延設され、各薄膜トランジスタ１０をオン・オフさせるための複数本のゲート配線３４と、上記交差方向（列方向）に延設され、オン状態の薄膜トランジスタ１０を介して電荷を読み出すための複数本のデータ配線３６と、が設けられている。
　放射線検出器２０は、平板状で、かつ平面視において外縁に４辺を有する四辺形状、より具体的には、矩形状に形成されている。
　次に、この放射線検出器２０を内蔵し、放射線画像を撮影する可搬型の放射線画像撮影装置（以下、電子カセッテという）４０の構成について説明する。
　図４には、本実施の形態に係る電子カセッテ４０の構成を示す斜視図が示されている。
　図４に示すように、本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、放射線を透過させる材料からなる平板状の筐体４１を備えており、防水性、密閉性を有する構造とされている。筐体４１の内部には、種々の部品を収容する空間（外部空間）Ａが形成されており、当該空間内には、放射線Ｘが照射される筐体４１の照射面側から、被写体を透過した放射線Ｘを検出する放射線検出器２０、および放射線Ｘのバック散乱線を吸収する鉛板４３が順に配設されている。
　本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、筐体４１の平板状の一方の面の放射線検出器２０の配設位置に対応する領域が放射線を検出可能な四辺形状の撮影領域４１Ａとされている。筐体４１の撮影領域４１Ａを有する面が電子カセッテ４０における天板４１Ｂとされている。本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、図５に示すように、放射線検出器２０が、ＴＦＴ基板３０が天板４１Ｂ側となるように配置され、当該天板４１Ｂの筐体４１における内側の面（天板４１Ｂの放射線が入射される面の裏側の面）に貼り付けられている。
　本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、放射線検出器２０の放射線入射方向に対する歪みに起因して生じる、撮影によって得られた画像情報（データ）により示される放射線画像の歪みを補正する画像補正機能を有している。このため、本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、放射線検出器２０のシンチレータ８の下面側の中央部に当該放射線検出器２０の歪み量を検出するための歪みゲージ４６が接着されている。
　筐体４１の内部の一端側には、放射線検出器２０と重ならない位置（撮影領域４１Ａの範囲外）に、後述するカセッテ制御部５８や電源部７０（共に図９参照）を収容するケース４２が配置されている。
　筐体４１は、電子カセッテ４０全体の軽量化を図るために、例えば、カーボンファイバ（炭素繊維）、アルミニウム、マグネシウム、バイオナノファイバ（セルロースミクロフィブリル）、または複合材料等で構成されている。
　複合材料としては、例えば、強化繊維樹脂を含む材料が用いられ、強化繊維樹脂には、カーボンやセルロース等が含まれる。具体的には、複合材料としては、炭素繊維強化プラスチック（ＣＦＲＰ）や、発泡材をＣＦＲＰでサンドイッチした構造のもの、または発泡材の表面にＣＦＲＰをコーティングしたもの等が用いられる。本実施の形態では、発泡材をＣＦＲＰでサンドイッチした構造のものが用いられている。これにより、筐体４１をカーボン単体で構成した場合と比較して、筐体４１の強度（剛性）を高めることができる。
　筐体４１の内部には、天板４１Ｂと対向する背面部４１Ｃの内面に支持体４４が配置されている。支持体４４および天板４１Ｂの間には、放射線検出器２０および鉛板４３が放射線Ｘの照射方向にこの順で並んで配置されている。
　支持体４４は、軽量化の観点、寸法偏差を吸収する観点から、例えば、発泡材で構成されており、鉛板４３を支持する。
　図５～図７に示すように、天板４１Ｂの内面には、放射線検出器２０のＴＦＴ基板３０を剥離可能に接着する接着部材８０が設けられている。接着部材８０としては、例えば、両面テープが用いられる。この場合、両面テープは、一方の接着面の接着力が他方の接着面の接着力よりも強くなるように形成されている。
　具体的には、接着力の弱い面（弱接着面）は、１８０°ピール接着力で１．０Ｎ／ｃｍ以下に設定されている。そして、接着力の強い面（強接着面）が天板４１Ｂに接し、弱接着面がＴＦＴ基板３０に接する。これにより、ねじ等の固定部材等によって放射線検出器２０を天板４１Ｂに固定する場合と比べて電子カセッテ４０の厚みを薄くすることができる。また、衝撃や荷重で天板４１Ｂが変形しても、放射線検出器２０は剛性の高い天板４１Ｂの変形に追従するため、大きな曲率（緩やかな曲がり）しか発生せず、局所的な低曲率で放射線検出器２０が破損する可能性が低くなる。さらに、放射線検出器２０が天板４１Ｂの剛性の向上にも寄与する。前記両面テープは、ＴＦＴ基板３０および天板４１Ｂと接する面以外の面にも接着力を有する。
　図６に示すように、接着部材８０は、帯状に形成された状態で筐体４１の側壁に沿って配置されている。これにより、ＴＦＴ基板３０を天板４１Ｂに接着した状態で、ＴＦＴ基板３０および天板４１Ｂの間に内部空間Ｂが形成される（図５も参照）。
　図７に示すように、接着部材８０には、天板４１Ｂの角部に対応する部位に内部空間Ｂと外部空間Ａを連通する通気部としての連通路８２が形成されている。連通路８２は、曲がっており、詳細には、４つの角部８４を有している。つまり、連通路８２は、折り曲げられるようにして形成されたラビリンス構造を有している。連通路８２の折り曲げられた部位（角部８４）の折り曲げ角度は、任意に設定することができ、弓なりに曲がっていてもよい。連通路８２の通路幅ｄは、空気が流通できる程度の範囲内において、できる限り狭く設定されている。ただし、連通路８２の通路幅ｄは、任意に設定してよい。
　このように、本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、放射線検出器２０を筐体４１の天板４１Ｂの内部に貼り付けている。そのため、筐体４１が、天板４１Ｂ側と背面部４１Ｃ側とで２つに分離可能とされており、放射線検出器２０を天板４１Ｂに貼り付けたり、放射線検出器２０を天板４１Ｂから剥離したりする際には、筐体４１を天板４１Ｂ側と背面部４１Ｃ側とで２つに分離した状態とされる。
　本実施の形態では、放射線検出器２０の天板４１Ｂへの接着をクリーンルーム等で行わなくてもよい。なぜなら、放射線検出器２０および天板４１Ｂの間に放射線を吸収する金属片等の異物が混入した場合に、放射線検出器２０を天板４１Ｂから剥離して当該異物を除去できるからである。
　放射線検出器２０を直接把持して天板４１Ｂから放射線検出器２０を剥離する場合、筐体４１の側壁が邪魔になる。そのため、図８に示すように、放射線検出器２０のＴＦＴ基板３０に耳８６を設けてもよい。これにより、作業者は、耳８６を把持した状態で放射線検出器２０を天板４１Ｂから容易に剥離することができる。なお、耳８６は、ＴＦＴ基板３０に固定されていてもよいし、ＴＦＴ基板３０に着脱可能であってもよい。後者の場合、放射線画像の撮影時に耳８６が邪魔にならないようにできる。
　図９には、本実施の形態に係る電子カセッテ４０の電気系の要部構成を示すブロック図が示されている。
　放射線検出器２０は、隣り合う２辺の一辺側にゲート線ドライバ５２が配置され、他辺側に信号処理部５４が配置されている。ＴＦＴ基板３０の個々のゲート配線３４はゲート線ドライバ５２に接続され、ＴＦＴ基板３０の個々のデータ配線３６は信号処理部５４に接続されている。
　筐体４１の内部には、画像メモリ５６と、カセッテ制御部５８と、無線通信部６０と、が備えられいる。
　ＴＦＴ基板３０の各薄膜トランジスタ１０は、ゲート線ドライバ５２からゲート配線３４を介して供給される信号により行単位で順にオンにされる。オン状態とされた薄膜トランジスタ１０によって読み出された電荷は、電気信号としてデータ配線３６を伝送されて信号処理部５４に入力される。これにより、電荷は行単位で順に読み出され、二次元状の放射線画像が取得可能となる。
　図示は省略するが、信号処理部５４は、個々のデータ配線３６毎に、入力される電気信号を増幅する増幅回路およびサンプルホールド回路を備えている。個々のデータ配線３６を伝送された電気信号は増幅回路で増幅された後にサンプルホールド回路に保持される。サンプルホールド回路の出力側にはマルチプレクサ、Ａ／Ｄ（アナログ／デジタル）変換器が順に接続されており、個々のサンプルホールド回路に保持された電気信号はマルチプレクサに順に（シリアルに）入力され、Ａ／Ｄ変換器によってデジタルの画像データへ変換される。
　信号処理部５４には画像メモリ５６が接続されており、信号処理部５４のＡ／Ｄ変換器から出力された画像データは画像メモリ５６に順に記憶される。画像メモリ５６は所定枚分の画像データを記憶可能な記憶容量を有しており、放射線画像の撮影が行われる毎に、撮影によって得られた画像データが画像メモリ５６に順次記憶される。
　画像メモリ５６はカセッテ制御部５８と接続されている。カセッテ制御部５８はマイクロコンピュータを含んで構成され、ＣＰＵ（中央処理装置）５８Ａ、ＲＯＭ（Read Only Memory）およびＲＡＭ（Random Access Memory）を含むメモリ５８Ｂ、フラッシュメモリ等からなる不揮発性の記憶部５８Ｃを備えており、電子カセッテ４０全体の動作を制御する。
　カセッテ制御部５８には、歪みゲージ４６が接続され、当該歪みゲージ４６における抵抗が組み込まれたホイートストーン・ブリッジを有し、当該ホイートストーン・ブリッジを用いて歪みゲージ４６の配設部位における放射線検出器２０の歪み量を測定する歪み測定部５８Ｄが備えられている。カセッテ制御部５８は、歪みゲージ４６の抵抗値の変化量に基づいて、放射線検出器２０の平面視中央部の歪み量を把握することができる。
　さらに、カセッテ制御部５８には無線通信部６０が接続されている。無線通信部６０は、ＩＥＥＥ（Institute of Electrical and Electronics Engineers）８０２．１１ａ／ｂ／ｇ等に代表される無線ＬＡＮ（Local Area Network）規格に対応しており、無線通信による外部機器との間での各種情報の伝送を制御する。カセッテ制御部５８は、無線通信部６０を介して、放射線画像の撮影に関する制御を行うコンソールなどの外部装置と無線通信が可能とされており、コンソール等との間で各種情報（データ）の送受信が可能とされている。
　電子カセッテ４０には電源部７０が設けられている。上述した各種回路や各素子（ゲート線ドライバ５２、信号処理部５４、画像メモリ５６、無線通信部６０、カセッテ制御部５８として機能するマイクロコンピュータ）は、電源部７０から供給された電力によって作動する。電源部７０は、電子カセッテ４０の可搬性を損なわないように、バッテリ（充電可能な二次電池）を内蔵しており、充電されたバッテリから各種回路・素子へ電力を供給する。なお、図９では、電源部７０と各種回路や各素子を接続する配線を省略している。
　前述したように、本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、放射線検出器２０の放射線入射方向に対する歪みに起因する、撮影によって得られた画像データにより示される放射線画像の歪みを補正する画像補正機能を有している。このため、本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、メモリ５８ＢのＲＯＭに一例として図１０に示す変換情報（データ）が予め記憶されている。
　図１０に示すように、本実施の形態に係る変換データは、歪みゲージ４６および歪み測定部５８Ｄにより測定される放射線検出器２０の平面視中央部の予め定められた歪み量毎に、変換前座標および変換後座標により構成される変換テーブルが記憶されて構成されている。
　上記変換テーブルは、放射線検出器２０の平面視中央部の歪み量が、対応する歪み量である場合に、上記画像データを構成する各画素データの位置座標を、変換前座標から変換後座標に置き換えることにより、上記歪み量が０（零）である場合の位置座標に変換することができるものとして予め導出されたものである。
　本実施の形態に係る電子カセッテ４０では、画像補正機能により画像補正を行う上記歪み量の下限値（本実施の形態では、３ｍｍ）が予め定められている。上記変換データには、当該下限値以上で、かつ予め定められた刻み幅の歪み量毎の変換テーブルが記憶されている。
　次に、本実施の形態に係る電子カセッテ４０の作用を説明する。
　本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、放射線画像の撮影を行う場合、天板４１Ｂを上とし、図５に示すように、放射線Ｘを発生する放射線発生装置７２と間隔を空けて配置され、撮影領域上に患者の撮影対象部位Ｃが配置される。放射線発生装置７２は予め与えられた撮影条件等に応じた放射線量の放射線Ｘを射出する。放射線発生装置７２から射出された放射線Ｘは、撮影対象部位Ｃを透過することで画像情報を担持した後に電子カセッテ４０に照射される。
　放射線発生装置７２から照射された放射線Ｘは、撮影対象部位Ｃを透過した後に電子カセッテ４０に到達する。これにより、電子カセッテ４０に内蔵された放射線検出器２０の各センサ部１３には照射された放射線Ｘの線量に応じた電荷が発生し、コンデンサ９にはセンサ部１３で発生した電荷が蓄積される。
　カセッテ制御部５８は、放射線Ｘの照射終了後に、ゲート線ドライバ５２を制御し、ゲート線ドライバ５２から放射線検出器２０の各ゲート配線３４に１ラインずつ順にオン信号を出力させて画像情報（データ）の読み出しを行う。放射線検出器２０から読み出された画像データは、画像メモリ５６に記憶される。
　次に、図１１を参照して、撮影によって得られた画像データをコンソールに送信する際の電子カセッテ４０の作用を説明する。なお、図１１は、画像メモリ５６に１画像（フレーム）分の画像データが記憶されるたびにカセッテ制御部５８により実行される画像送信処理プログラムの処理の流れを示すフローチャートであり、当該プログラムはメモリ５８ＢのＲＯＭに予め記憶されている。
　図１１のステップ１００では、画像メモリ５６に記憶されている画像情報を読み出し、次のステップ１０２では、この時点の放射線検出器２０の平面視中央部の歪み量を歪み測定部５８Ｄにより測定する。
　次のステップ１０４では、上記ステップ１０２の処理によって測定した歪み量が上記下限値（本実施の形態では、３ｍｍ）以上であるか否かを判定することにより、上記画像補正機能による画像補正が必要か否かを判定し、否定判定となった場合は後述するステップ１０８に移行する一方、肯定判定となった場合にはステップ１０６に移行する。
　ステップ１０６では、上記ステップ１０２の処理によって測定した歪み量に対応する変換テーブルを変換データ（図１０も参照）から読み出し、読み出した変換テーブルを用いて、上記ステップ１００の処理によって読み出した画像データの画素毎の座標位置を変換することにより、上記画像補正機能による画像補正を実行した後、ステップ１０８に移行する。
　ステップ１０８では、以上の処理によって得られた画像データを、無線通信部６０を介してコンソールに送信し、その後に本画像送信処理プログラムを終了する。
　本実施の形態に係る電子カセッテ４０は、図５に示すように、放射線検出器２０がＴＦＴ基板３０側から放射線Ｘが照射されるように内蔵されている。
　ここで、放射線検出器２０は、図１２に示すように、シンチレータ８が形成された表側から放射線が照射（「表面照射」、「裏面読取方式」（所謂ＰＳＳ（Penetration Side Sampling）方式）ともいう）された場合、シンチレータ８の図１２上面側（ＴＦＴ基板３０の反対側）でより強く発光する。ＴＦＴ基板３０側（裏側）から放射線が照射（「裏面照射」、「表面読取方式」（所謂ＩＳＳ（Irradiation Side Sampling）方式））ともいう。）された場合、ＴＦＴ基板３０を透過した放射線がシンチレータ８に入射してシンチレータ８のＴＦＴ基板３０側がより強く発光する。ＴＦＴ基板３０に設けられた各センサ部１３には、シンチレータ８で発生した光により電荷が発生する。このため、放射線検出器２０は、裏側から放射線が照射された場合の方が表側から放射線が照射された場合よりもＴＦＴ基板３０に対するシンチレータ８の発光位置が近いため、撮影によって得られる放射線画像の分解能が高い。
　また、放射線検出器２０は、光電変換膜４を有機光電変換材料により構成しており、光電変換膜４で放射線がほとんど吸収されない。このため、本実施の形態に係る放射線検出器２０は、裏面照射により放射線がＴＦＴ基板３０を透過する場合でも光電変換膜４による放射線の吸収量が少ないため、放射線に対する感度の低下を抑えることができる。裏面照射では、放射線がＴＦＴ基板３０を透過してシンチレータ８に到達するが、このように、ＴＦＴ基板３０の光電変換膜４を有機光電変換材料により構成した場合、光電変換膜４での放射線の吸収が殆どなく放射線の減衰を少なく抑えることができるため、裏面照射に適している。
　薄膜トランジスタ１０の活性層１７を構成する非晶質酸化物や光電変換膜４を構成する有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。このため、基板１を放射線の吸収が少ないプラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバで形成することができる。このように形成された基板１は放射線の吸収量が少ないため、裏面照射により放射線がＴＦＴ基板３０を透過する場合でも、放射線に対する感度の低下を抑えることができる。
　本実施の形態によれば、図５に示すように、放射線検出器２０をＴＦＴ基板３０が天板４１Ｂ側となるように筐体４１内の天板４１Ｂに貼り付けている。基板１を剛性の高いプラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバで形成した場合、放射線検出器２０自体の剛性が高いため、筐体４１の天板４１Ｂを薄く形成することができる。また、基板１を剛性の高いプラスチック樹脂やアラミド、バイオナノファイバで形成した場合、放射線検出器２０自体が可撓性を有するため、撮影領域４１Ａに衝撃が加わった場合でも放射線検出器２０が破損しづらい。
　以上詳細に説明したように、本実施の形態では、放射線が照射されることにより光を発生するシンチレータ８、当該シンチレータ８で発生した光を受光することにより電荷が発生する有機光電変換材料を含んで構成されたセンサ部１３、および当該センサ部１３で発生された電荷を読み出すための薄膜トランジスタ１０が形成された基板１を有する放射線検出器２０が、被写体を透過した放射線Ｘが透過する透過面を有する天板４１Ｂの前記放射線が入射される面の反対（裏）側の面に直接的に取り付けられている。そのため、装置の薄型化や軽量化を図りつつ、耐衝撃性を向上させることができる。
　本実施の形態では、放射線画像の撮影時における放射線検出器２０の湾曲の度合いを計測し、当該計測結果に応じて、放射線検出器２０によって得られた画像データにより示される放射線画像の歪みを補正している。そのため、放射線検出器２０が湾曲した場合であっても、当該湾曲に起因する放射線画像の歪みを抑制することができる。
　また、本実施の形態では、天板４１Ｂが放射線検出器２０を収容する筐体４１の一部を構成しているので、天板を筐体とは別に構成する場合に比較して、より簡易に天板を構成することができる。
　本実施の形態では、ＴＦＴ基板３０および天板４１Ｂの間に内部空間Ｂが形成されている。そのため、放射線検出器２０の天板４１Ｂへの接着時に、ＴＦＴ基板３０および天板４１Ｂに対する接着部材８０の接着面に空気が残存していても、その残存していた空気を内部空間Ｂに逃がすことができる。また、内部空間Ｂと外部空間Ａを連通する連通路８２が接着部材８０に形成されているので、外部空間Ａの気圧が変化した場合でも、内部空間Ｂの圧力と外部空間Ａの気圧とを一定に保つことができる。これにより、気圧変化によって天板４１Ｂに対するＴＦＴ基板３０の接着性が低下することを防止することができる。
　本実施の形態では、連通路８２が角部８４を有している。そのため、外部空間Ａから連通路８２に空気と共に空気よりも質量の大きい異物が流入した場合でも、角部８４を流通する空気の流れに前記異物が追従することができないので、前記異物が内部空間Ｂに混入することを防止することができる。これにより、放射線画像の品質低下に繋がる異物混入を抑えることができる。
　さらに、連通路８２が接着部材８０に形成され、接着部材８０がその全面に接着力を有しているので、角部８４において、空気に追従できなかった異物が連通路８２の壁面に付着し易くなる。従って、前記異物を連通路８２内で確実に捕捉することができる。よって、内部空間Ｂへの異物の混入をより一層確実に防止することができる。
　本実施の形態によれば、連通路８２の通路幅ｄを空気が流通できる範囲内において、できる限り狭く設定されているので、比較的小さな金属粉等の異物の混入に対応することができる。なお、想定される異物の大きさに応じて連通路８２の通路幅ｄを設定すると、効率的に異物の混入を防止することができる。
　一般的に、シンチレータ８はＴＦＴ基板３０よりも脆弱である。そのため、シンチレータ８を天板４１Ｂに接着部材８０にて接着した場合、放射線検出器２０を剥離するときにシンチレータ８が破損するおそれがある。しかしながら、本実施の形態では、接着部材８０にてＴＦＴ基板３０を天板４１Ｂに接着しているので、放射線検出器２０を剥離するときにシンチレータ８が破損するおそれはない。
　撮影環境によっては、天板４１Ｂに被写体（患者）を乗せた状態で撮影を行うことがある。この場合、天板４１Ｂに傷が付き易い。天板４１Ｂに傷が付いた場合、当該傷が固定パターンノイズとして放射線画像に表示されることがあるため、筐体４１を交換することが望ましい。しかしながら、天板４１Ｂに放射線検出器２０を剥離不能に貼り付けた場合、筐体４１を交換するときに、高価な放射線検出器２０も一緒に交換する必要がありコストが掛かることがある。しかし、本実施の形態によれば、放射線検出器２０を天板４１Ｂに対して剥離可能に接着しているので、効率的に筐体４１の交換を行うことができる。
　本実施の形態は、上述した構成に限定されない。一例として図１３に示すように、連通路９０は、角部９２を１つだけ有していてもよい。これにより、接着部材８０に連通路９０を容易に形成することができる。
　天板４１Ｂから放射線検出器２０を剥離するときに、有機溶剤等を接着部材に流し込み、接着部材８０の接着性を弱くした上で放射線検出器２０を剥離してもよい。この場合、接着部材８０が角部を有しているので、前記有機溶剤が接着部材８０にしみ込み易くなる。
　［第２の実施の形態］
　次に、第２の実施の形態に係る電子カセッテ４０について図１４を参照しながら説明する。なお、第２の実施の形態は、上記第１の実施の形態と共通する構成には同一の参照符号を付し、重複する説明を省略する。
　図１４に示すように、本実施の形態では、連通路９４の構成が第１の実施の形態と異なると共に、フィルタ部材９６が追加されている。具体的には、連通路９４は、第１の実施の形態の角部９２が省略されている。フィルタ部材９６は、連通路９４の外部空間Ａ側の開口部を塞ぐようにして天板４１Ｂの内面に貼り付けられている。フィルタ部材９６には、外部空間Ａと連通路９４との間の空気の流れを許可し、かつ外部空間Ａから連通路９４への異物の混入を阻止できる程度の微細な孔が形成されている。これにより、第２の実施の形態は、第１の実施の形態と同等の効果を奏する。なお、本実施の形態においては、連通路９４およびフィルタ部材９６が通気部に相当する。
　［第３の実施の形態］
　次に、第３の実施の形態に係る電子カセッテ４０について図１５を参照しながら説明する。なお、第３の実施の形態は、第１の実施の形態と共通する構成には同一の参照符号を付し、重複する説明を省略する。
　図１５に示すように、本実施の形態では、各連通路８２の外部空間Ａ側の開口部を塞ぐようにして天板４１Ｂの内面にフィルタ部材９８が貼り付けられている。フィルタ部材９８には、外部空間Ａと連通路８２との間の空気の流れを許可し、かつ外部空間Ａから連通路８２への異物の混入を阻止できる程度の微細な孔が形成されている。これにより、連通路８２に混入する異物を抑制することができるので、内部空間Ｂへの異物の混入の抑制効果をさらに高めることができる。本実施の形態においては、連通路８２およびフィルタ部材９８が通気部に相当する。
　［第４の実施の形態］
　次に、第４の実施の形態に係る電子カセッテ４０について図１６を参照しながら説明する。なお、第４の実施の形態は、第１の実施の形態と共通する構成には同一の参照符号を付し、重複する説明を省略する。また、本実施の形態は、第２および第３の実施の形態に対しても適用することができる。図１６は、理解を容易にするために、筐体内部において、放射線検出器以外の部品の図示を省略している。
　図１６に示すように、本実施の形態では、放射線検出器２０’の構成が第１の実施の形態と異なる。具体的には、放射線検出器２０’は、シンチレータ８’を挟んでＴＦＴ基板３０’の反対側に位置し、かつシンチレータ８’に接触する接触部材８８と、接触部材８８をＴＦＴ基板３０’側に押し付け可能な押付部材８９とをさらに有している。押付部材８９としては、ねじ等を用いることができる。この場合、背面部４１Ｃ側からＴＦＴ基板３０’にねじを締付けることによって、接触部材８８をＴＦＴ基板３０’側に押し付けることができる。ＴＦＴ基板３０’にねじの締付孔を形成することが難しい場合には、ＴＦＴ基板３０’にナット等を取り付けてもよい。
　本実施の形態によれば、押付部材８９にて接触部材８８をＴＦＴ基板３０’側に押し付けた場合、シンチレータ８’がＴＦＴ基板３０’および接触部材８８に狭持されるので、ＴＦＴ基板３０’、シンチレータ８’、および接触部材８８が一体となる。これにより、接着部材等によってシンチレータ８’をＴＦＴ基板３０’に接着させた場合と比べて放射線検出器２０’の強度（剛性）を向上させることができる。また、接触部材８８の押し付けを解除した場合、シンチレータ８’およびＴＦＴ基板３０’が分離される。これにより、シンチレータ８’およびＴＦＴ基板３０’のいずれか一方が故障した場合に、いずれか他方を再利用することができる。さらに、接着部材等を用いてシンチレータ８’をＴＦＴ基板３０’に接着していないので、シンチレータ８’をＴＦＴ基板３０’から取り外すときに、シンチレータ８’が破損することもない。
　本発明は、上述した第１～第４の実施の形態に限定されず、種々の形態で実施することができる。例えば、接着部材として、接着剤を利用してもよい。この場合、接着剤としては、外的要因が作用することにより接着力が変化する接着剤が用いられる。外的要因とは、例えば、光や熱等の物理的なものや、薬剤などの化学的なものがある。このような接着剤としては、例えば、熱可塑性接着剤、通電加熱可塑性接着剤、紫外線可塑性接着剤、または吸水可塑性接着剤等の解体型接着剤を用いることができる。
　これにより、接着部材の接着力を変化させることができるので、例えば、放射線検出器を天板から剥離する場合に接着部材の接着力を低下させたり、放射線検出器を天板に接着する場合に接着部材の接着力を上昇させたりすることができる。よって、放射線検出器の天板からの剥離時に放射線検出器が破損したり、天板に接着されている放射線検出器が剥離したりする懸念を排除することができる。接着部材は、前記接着剤と両面テープを組み合わせたものでもよい。
　本発明は、ＴＦＴ基板を接着部材にて天板の内面に接着させる例に限定されない。例えば、上述した放射線検出器のＴＦＴ基板とシンチレータの位置を入れ替えて、シンチレータを接着部材にて天板の内面に接着させてもよい。
　さらに、本発明は、放射線検出器を天板の内面に接着する形態に限らない。例えば、本発明は、天板と放射線検出器の間に中間部材を配設して、前記中間部材に前記放射線検出器を接着させてもよい。
　図１７に示すように、筐体４１’は、天板４１Ｂ’を板状に形成すると共に、天板４１Ｂ’を除く部分筐体４１Ｄを断面コ字状に形成してもよい。なお、図１７は、筐体４１’内部に収容される部品の図示を省略している。この場合、天板４１Ｂ’は、ＣＦＲＰ等の繊維強化樹脂等で構成され、部分筐体４１Ｄは、天板４１Ｂ’と材質の異なる樹脂や金属等で構成される。
　さらに、本発明の筐体は、種々の材質で構成してよい。例えば、図１８に示すように、筐体４１’’は、複数の炭素繊維シートを積層して構成してもよい。この場合、荷重が集中的に生じる箇所に対して炭素繊維シートの積層数を増加して、荷重が集中的に生じない箇所に比べて補強することが可能である。
　図１９に示すように、筐体４１’’’は、複数のハニカム構造体９９Ａをカバー部材９９Ｂで挟み込むようにして構成してもよい。この場合、カバー部材９９Ｂは、ＣＦＲＰで形成され、ハニカム構造体９９Ａは、例えば、アラミド材や発泡材で形成されている。発泡材としては、発泡スチロール、アクリル発泡体、塩ビ発泡体、発泡シリコン、ポリウレタン発泡体等が用いられる。ただし、発泡材として、アクリル発泡体である発泡ポリプロピレンを用いた場合、他の発泡材を利用した場合よりもコストを低く抑えることができる。
　本発明に係る放射線画像撮影装置は、所定の位置に固定されている放射線画像撮影装置として用いられてもよい。
　また、上記各実施の形態では、画像補正機能における画像補正処理を、変換テーブルを用いて実行する場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、変換前座標を代入することにより変換後座標を得ることのできる演算式を予め導出しておき、当該演算式を用いて画像補正処理を実行する形態としてもよい。
　さらに、上記各実施の形態では、電子カセッテ４０の筐体４１の内部にカセッテ制御部５８や電源部７０を収容するケース４２と放射線検出器２０とを重ならないように配置した場合について説明したが、これに限定されるものではない。例えば、放射線検出器２０とカセッテ制御部５８や電源部７０を重なるように配置してもよい。
　また、放射線検出器２０のセンサ部１３として、光電変換膜４を、有機光電変換材料を含む材料で構成した有機ＣＭＯＳセンサを用いてもよい。放射線検出器２０のＴＦＴ基板３０として、薄膜トランジスタ１０としての有機材料を含む有機トランジスタを、可撓性を有するシート上にアレイ状に配列した有機ＴＦＴアレイ・シートを用いてもよい。上記の有機ＣＭＯＳセンサは、例えば、特開２００９－２１２３７７号公報に開示されている。また、上記の有機ＴＦＴアレイ・シートは、例えば「日本経済新聞、“東京大学、「ウルトラフレキシブル」な有機トランジスタを開発”、[online]、[平成２３年５月８日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.nikkei.com/tech/trend/article/g=96958A9C93819499E2EAE2E0E48DE2EAE3E3E0E2E3E2E2E2E2E2E2E2;p=9694E0E7E2E6E0E2E3E2E2E0E2E0＞」に開示されている。
　放射線検出器２０のセンサ部１３としてＣＭＯＳセンサを用いる場合、高速に光電変換を行うことができる利点や、基板を薄くすることができる結果、ＩＳＳ方式を採用した場合に放射線の吸収を抑制することができると共に、マンモグラフィによる撮影にも好適に適用することができる利点がある。
　これに対し、放射線検出器２０のセンサ部１３としてＣＭＯＳセンサを用いる場合の欠点として、結晶シリコン基板を用いた場合において放射線に対する耐性が低いことが挙げられる。このため、従来は、センサ部とＴＦＴ基板との間にＦＯＰ（ファイバ光学プレート）を設ける等といった対策を行う技術もあった。
　この欠点を踏まえて、放射線に対する耐性の高い半導体基板として、ＳｉＣ（炭化ケイ素）基板を用いる技術が適用できる。ＳｉＣ基板を用いることにより、ＩＳＳ方式として用いることができる利点や、ＳｉＣはＳｉと比較して内部抵抗が小さく、発熱量が少ないため、動画撮影を行う際の発熱量の抑制、ＣｓＩの温度上昇に伴う感度低下を抑制することができる利点がある。
　このように、ＳｉＣ基板等の放射線に対する耐性が高い基板は一般にワイドキャップ（～３ｅＶ程度）なので、一例として図２０に示すように、吸収端が青領域に対応する４４０ｎｍ程度である。よって、この場合は、緑領域で発光するＣｓＩ：Ｔｌや、ＧＯＳ等のシンチレータを用いることができない。
　これに対し、アモルファスシリコンの感度特性から、これらの緑領域で発光するシンチレータの研究が盛んに行われてきたため、当該シンチレータを用いることの要望が高い。このため、光電変換膜４を緑領域での発光を吸収する有機光電変換材料を含む材料で構成することにより、緑領域で発光するシンチレータを用いることができる。
　光電変換膜４を、有機光電変換材料を含む材料により構成し、薄膜トランジスタ１０を、ＳｉＣ基板を用いて構成した場合、光電変換膜４と薄膜トランジスタ１０との感度波長領域が異なるので、シンチレータによる発光が薄膜トランジスタ１０のノイズとならない。
　また、光電変換膜４として、ＳｉＣと有機光電変換材料を含む材料とを積層させれば、ＣｓＩ：Ｎａのような、主として青領域の発光を受光することに加えて、緑領域の発光も受光することができる結果、感度の向上に繋がる。また、有機光電変換材料は放射線の吸収が殆どないため、ＩＳＳ方式に好適に用いることができる。
　ＳｉＣが放射線に対する耐性が高いのは、放射線が当たっても原子核が弾き飛ばされにくいためであり、この点は、例えば、「日本原子力研究所、“宇宙や原子力分野などの高放射線環境下で長く使える半導体素子を開発”、[online]、[平成２３年５月８日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.jaea.go.jp/jari/jpn/publish/01/ff/ff36/sic.html＞」に開示されている。
　ＳｉＣ以外の放射線に対する耐性が高い半導体材料として、Ｃ（ダイヤモンド）、ＢＮ、ＧａＮ、ＡｌＮ、ＺｎＯ等が挙げられる。これらの軽元素半導体材料が耐放射線性が高いのは、主としてワイドギャップ半導体であるがために電離（電子－正孔対形成）に要するエネルギーが高く、反応断面積が小さいことや、原子間のボンディングが強く、原子変位生成が起こりにくいことに起因する。この点については、例えば、「電子技術総合研究所、“原子力エレクトロニクスの新展開”、[online]、[平成２３年５月８日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.aist.go.jp/ETL/jp/results/bulletin/pdf/62-10to11/kobayashi150.pdf＞」に開示されている。ＧａＮの耐放射線性については、例えば、「東北大学、“窒化ガリウム素子の放射線耐性評価”、[online]、[平成２３年５月８日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://cycgw1.cyric.tohoku.ac.jp/~sakemi/ws2007/ws/pdf/narita.pdf＞」に開示されている。
　ＧａＮは青色ＬＥＤ以外の用途として熱伝導性がよいことと、絶縁耐性が高いことから、パワー系の分野でＩＣ化が研究されている。ＺｎＯは、主に青～紫外線領域で発光するＬＥＤが研究されている。
　ＳｉＣを用いる場合、バンドギャップＥｇがＳｉの約１．１ｅＶから約２．８ｅＶとなるため、光の吸収波長λが短波長側にシフトする。具体的には、波長λ＝１．２４／Ｅｇ×１０００であるので、４４０ｎｍ程度までの波長に感度が変化する。よって、ＳｉＣを用いる場合、一例として図２１に示すように、シンチレータも緑領域で発光するＣｓＩ：Ｔｌ（ピーク波長：約５６５ｎｍ）よりも青領域で発光するＣｓＩ：Ｎａ（ピーク波長：約４２０ｎｍ）の方が発光波長として適していることになる。蛍光体としては青発光がよいので、ＣｓＩ：Ｎａ（ピーク波長：約４２０ｎｍ）、ＢａＦＸ：Ｅｕ（ＸはＢｒ，Ｉ等のハロゲン、ピーク波長：約３８０ｎｍ）、ＣａＷＯ４（ピーク波長：約４２５ｎｍ）、ＺｎＳ：Ａｇ（ピーク波長：約４５０ｎｍ）、ＬａＯＢｒ：Ｔｂ、Ｙ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ等が適している。特に、ＣｓＩ：ＮａとＣＲカセッテ等で用いられているＢａＦＸ：Ｅｕ、スクリーンやフイルム等で用いられているＣａＷＯ４が好適に用いられる。
　一方、放射線に対する耐性が高いＣＭＯＳセンサとして、ＳＯＩ（Silicon On Insulator）によりＳｉ基板／厚膜ＳｉＯ２／有機光電変換材料の構成を用いてＣＭＯＳセンサを構成してもよい。
　なお、この構成に適用可能な技術としては、例えば、「宇宙航空研究開発機構（ＪＡＸＡ）宇宙科学研究所、“民生用最先端ＳＯＩ技術と宇宙用耐放射線技術の融合により耐放射線性を持つ高機能論理集積回路の開発基盤を世界で初めて構築”、[online]、[平成２３年５月８日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.jaxa.jp/press/2010/11/20101122_soi_j.html＞」が挙げられる。
　ＳＯＩにおいては膜厚ＳＯＩの放射線耐性が高いため、高放射線耐久性素子としては、完全分離型厚膜ＳＯＩ、部分分離型厚膜ＳＯＩ等が例示される。なお、これらのＳＯＩについては、例えば、「特許庁、“ＳＯＩ（Silicon On Insulator）技術に関する特許出願技術動向調査報告”、[online]、[平成２３年５月８日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.jpo.go.jp/shiryou/pdf/gidou-houkoku/soi.pdf＞」に開示されている。
　さらに、放射線検出器２０の薄膜トランジスタ１０等が光透過性を有しない構成（例えば、アモルファスシリコン等の光透過性を有しない材料で活性層１７を形成した構成）であっても、この薄膜トランジスタ１０等を、光透過性を有する基板１（例えば合成樹脂製の可撓性基板）上に配置し、基板１のうち薄膜トランジスタ１０等が形成されていない部分は光が透過するように構成することで、光透過性を有する放射線検出器２０を得ることは可能である。光透過性を有しない構成の薄膜トランジスタ１０等を、光透過性を有する基板１上に配置することは、第１の基板上に作製した微小デバイスブロックを第１の基板から切り離して第２の基板上に配置する技術、具体的には、例えばＦＳＡ（Fluidic Self-Assembly）を適用することで実現できる。上記のＦＳＡは、例えば「富山大学、“微少半導体ブロックの自己整合配置技術の研究”、[online]、[平成２３年５月８日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www3.u-toyama.ac.jp/maezawa/Research/FSA.html＞」に開示されている。

Claims (14)

  1. 　放射線が照射されることにより光を発生する発光層、および前記発光層で発生した光を受光することにより電荷が発生する有機光電変換材料を含んで構成されたセンサ部が形成された基板を有する放射線検出器と、
    　被写体を透過した放射線が透過する透過面を有すると共に、前記放射線が入射される面の反対側の面に前記放射線検出器が直接的に取り付けられた天板と、
    　を備えた放射線画像撮影装置。
  2. 　前記放射線検出器の前記基板は、前記センサ部で発生された電荷を読み出すためのスイッチング素子がさらに形成されている
    　請求項１記載の放射線画像撮影装置。
  3. 　前記天板は、前記放射線検出器の前記基板が直接的に取り付けられている
    　請求項１記載の放射線画像撮影装置。
  4. 　前記基板は、プラスチック樹脂、アラミド、バイオナノファイバの何れかにより構成されている
    　請求項１記載の放射線画像撮影装置。
  5. 　前記スイッチング素子は、活性層に非晶質酸化物を含む薄膜トランジスタである
    　請求項２記載の放射線画像撮影装置。
  6. 　前記天板は、強化繊維樹脂を含む材料により構成されている
    　請求項１記載の放射線画像撮影装置。
  7. 　前記強化繊維樹脂は、炭素繊維強化プラスチックである
    　請求項６記載の放射線画像撮影装置。
  8. 　放射線画像の撮影時における前記放射線検出器の湾曲の度合いを計測する計測部と、
    　前記計測部による計測結果に応じて、前記放射線検出器によって得られた画像データにより示される放射線画像の歪みを補正する補正部と、
    　をさらに備えた請求項１記載の放射線画像撮影装置。
  9. 　前記放射線検出器は、前記天板から取り外し可能に取り付けられている
    　請求項１記載の放射線画像撮影装置。
  10. 　前記放射線検出器と前記天板との間に内部空間が形成されるように前記放射線検出器を前記天板に対して接着する接着部材と、
    　前記内部空間および外部を連通すると共に、外部から前記内部空間への異物の混入を阻止する通気部と、
    　をさらに備えた請求項１記載の放射線画像撮影装置。
  11. 　前記通気部は、前記接着部材に形成されて前記内部空間および外部を曲がった状態で連通する連通路である
    　請求項１０記載の放射線画像撮影装置。
  12. 　前記通気部は、前記接着部材に形成されて前記内部空間および外部を連通する連通路と、前記連通路と外部との間の空気の流れを許可し、かつ外部から前記連通路への異物の混入を阻止するフィルタ部材と、を備える
    　請求項１０記載の放射線画像撮影装置。
  13. 　前記接着部材は、外的要因が作用することにより接着力が変化する材質で構成されている
    　請求項１０記載の放射線画像撮影装置。
  14. 　前記天板は、前記放射線検出器を収容する筐体の一部を構成する
    　請求項１記載の放射線画像撮影装置。
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