WO2012014706A1 - 放射線検出器及び放射線検出器の製造方法 - Google Patents

放射線検出器及び放射線検出器の製造方法 Download PDF

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WO2012014706A1
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radiation detector
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岩切　直人
中津川　晴康
大田　恭義
西納　直行
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富士フイルム株式会社
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    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2008—Measuring radiation intensity with scintillation detectors using a combination of different types of scintillation detectors, e.g. phoswich
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10K—ORGANIC ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES
    • H10K30/00—Organic devices sensitive to infrared radiation, light, electromagnetic radiation of shorter wavelength or corpuscular radiation
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10K—ORGANIC ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES
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    • 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
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    • A61B6/4241—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using energy resolving detectors, e.g. photon counting
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
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    • Y02E10/50—Photovoltaic [PV] energy
    • Y02E10/549—Organic PV cells

Definitions

  • the present invention relates to a radiation detector and a method for manufacturing the radiation detector.
  • radiation detectors such as flat panel detectors (FPDs), in which an X-ray sensitive layer is disposed on a TFT (Thin film transistor) active matrix substrate and X-ray information can be directly converted into digital data, have been put into practical use.
  • FPDs flat panel detectors
  • TFT Thin film transistor
  • a direct conversion method in which X-rays are directly converted into charges in a semiconductor layer and stored, or X-rays are once converted into CsI: Tl, GOS.
  • a scintillator wavelength conversion unit
  • a photodetection sensor such as a photodiode and accumulated.
  • processing image processing
  • image processing in which the same part of a subject is imaged with different tube voltages, and the radiographic images obtained by imaging with the respective tube voltages are weighted.
  • processing an image portion corresponding to a hard tissue such as a bone portion in the image and an image portion corresponding to a soft tissue are emphasized and a radiation image (hereinafter referred to as “the processing”) is removed.
  • the processing a radiation image
  • Techniques for obtaining “energy subtraction images” are known. For example, when an energy subtraction image corresponding to the soft tissue of the chest is used, it is possible to see a lesion hidden by the ribs, and the diagnostic performance can be improved.
  • Patent Document 1 discloses a soft tissue image (hereinafter referred to as a low-pressure image) in which low-energy radiation appears among radiation transmitted through a subject and a hard energy in which high-energy radiation appears by irradiating radiation once.
  • a radiation detector capable of obtaining two radiographic images of a tissue image (hereinafter referred to as a high-pressure image) is disclosed.
  • the radiation detector includes a first scintillator layer that absorbs radiation and converts it to light of a first wavelength, a second scintillator layer that absorbs radiation and converts it to light of a second wavelength, A first photodetection sensor that does not respond to light of the first wavelength but responds (photoelectric conversion) to light of the second wavelength, and responds to light of the first wavelength without responding to light of the second wavelength A second photodetection sensor that performs (photoelectric conversion) is laminated. Special table 2009-511871
  • Patent Document 1 since the first light detection sensor and the second light detection sensor have a two-layer structure, the thickness of the radiation detector is increased. If the thickness of the radiation detector increases, there is a risk that it cannot be incorporated into an electronic cassette or the like due to its size.
  • the present invention has been made in view of the above-described facts, and has an object to provide a radiation detector capable of obtaining two radiation images with a single irradiation of radiation and a method for manufacturing the radiation detector. To do.
  • the radiation detector includes a first fluorescent material that is sensitive to low-energy radiation among incident radiation and converts the radiation into light having a first wavelength, and the main among the radiation.
  • a first photodetection sensor that absorbs more light of the first wavelength than the light of the second wavelength and converts it into an electric charge; and an organic material different from the organic material, the light of the first wavelength
  • a plurality of second photodetecting sensors that absorb a large amount of light of the second wavelength and convert it into charges, and are disposed in the organic photoelectric conversion layer disposed in the same plane, the organic photoelectric conversion layer, Reads the charge generated in the organic photoelectric conversion layer A substrate over which a transistor is formed, is formed by laminating the incident direction of the radiation.
  • the first fluorescent material of the first scintillator layer when radiation transmitted through the subject is irradiated, first, the first fluorescent material of the first scintillator layer responds mainly to low-energy radiation among the incident radiation and emits the first wavelength.
  • the second fluorescent material of the first scintillator layer mainly converts the incident radiation into radiation having the second wavelength in response to radiation having energy higher than the low energy.
  • the first photodetection sensor absorbs more light of the first wavelength from the first scintillator layer than the light of the second wavelength and converts it into electric charge, so that the soft tissue of the subject revealed by the low-energy radiation The low-pressure image is obtained.
  • the second light detection sensor absorbs more light of the second wavelength from the first scintillator layer than the light of the first wavelength and converts it into electric charge, so that the hard tissue of the subject that is revealed by the high-energy radiation A high-pressure image is obtained. Therefore, it is possible to obtain two radiation images, a low pressure image and a high pressure image, by irradiating the radiation once.
  • the 1st photon detection sensor which absorbs the light of 1st wavelength, and the 2nd photon detection sensor which absorbs the light of 2nd wavelength are arranged in multiple numbers in the same surface, and the organic photoelectric converting layer is comprised. Therefore, the thickness of the organic photoelectric conversion layer is reduced as compared with the case where the first photodetection sensor and the second photodetection sensor have a two-layer structure, so that the entire radiation detector can be made thin.
  • the radiation detector according to the second aspect of the present invention is a first scintillator layer that responds mainly to low-energy radiation among incident radiation and converts the radiation into light of a first wavelength, and the main out of the radiation. And a second scintillator layer that is sensitive to radiation having a higher energy than the low energy and converts the radiation into light having a second wavelength different from the first wavelength, and an organic material, Compared to the first photodetection sensor that absorbs a large amount of the light of the first wavelength and converts it into an electric charge, and the organic material different from the organic material, the light of the second wavelength is compared with the light of the first wavelength.
  • a plurality of second photo-detecting sensors that absorb a large amount and convert them into electric charges, a plurality of organic photoelectric conversion layers arranged in the same plane, and arranged between the first scintillator layer and the second scintillator layer, and on the surface To the organic photoelectric conversion layer are formed, the radiation detector comprising a light transmitting substrate where the transistor for reading charges are formed which have occurred, is formed by laminating the incident direction of the radiation in the organic photoelectric conversion layer.
  • the first scintillator layer when radiation transmitted through the subject is irradiated, the first scintillator layer first responds mainly to low-energy radiation among the incident radiation, and converts the radiation into light of the first wavelength.
  • the second scintillator layer is sensitive to radiation having a higher energy than the low energy, and converts the radiation into light having a second wavelength different from the first wavelength.
  • the first photodetection sensor absorbs more light of the first wavelength from the first scintillator layer than the light of the second wavelength and converts it into electric charge, so that the soft tissue of the subject revealed by the low-energy radiation The low-pressure image is obtained.
  • the second light detection sensor absorbs more light of the second wavelength from the second scintillator layer than the light of the first wavelength and converts it into electric charge, so that the hard tissue of the subject revealed by the high-energy radiation A high-pressure image is obtained. Therefore, it is possible to obtain two radiation images, a low pressure image and a high pressure image, by irradiating the radiation once.
  • the 1st photon detection sensor which absorbs the light of 1st wavelength, and the 2nd photon detection sensor which absorbs the light of 2nd wavelength are arranged in multiple numbers in the same surface, and the organic photoelectric converting layer is comprised. Therefore, the thickness of the organic photoelectric conversion layer is reduced as compared with the case where the first photodetection sensor and the second photodetection sensor have a two-layer structure, so that the entire radiation detector can be made thin.
  • the radiation detector according to a third aspect of the present invention is the radiation detector according to the first aspect, wherein the substrate is light transmissive, and the substrate has a second scintillator layer made of the same material as the first scintillator layer. It is arranged.
  • the second scintillator layer plays the same role as the first scintillator layer, and the thickness of the first scintillator layer can be reduced by the amount of the second scintillator layer disposed on the substrate side. If the thickness of the first scintillator layer is thin, even if radiation is irradiated in the order of the first scintillator layer, the organic photoelectric conversion layer, the substrate, and the second scintillator layer, it is mainly in the first scintillator layer. The distance between the scintillator portion that absorbs radiation and emits light becomes closer to the organic photoelectric conversion layer, and the organic photoelectric conversion layer absorbs more light and the sensitivity is improved.
  • the radiation detector according to a fourth aspect of the present invention is the radiation detector according to the first aspect, wherein the substrate side is the radiation incident surface.
  • the scintillator portion on the organic photoelectric conversion layer side mainly absorbs radiation and emits light.
  • the scintillator part which mainly absorbs radiation in the first scintillator layer and emits light is on the organic photoelectric conversion layer side, the distance between the scintillator part and the organic photoelectric conversion layer becomes close, and the organic photoelectric conversion layer becomes Absorbs more light and improves sensitivity.
  • the radiation detector according to the fifth aspect of the present invention is the radiation detector according to any one of the first to fourth aspects, wherein the first light detection sensor and the second light detection sensor have the same total light receiving area.
  • the amount of light received by the first light detection sensor and the second light detection sensor can be made the same.
  • the radiation detector according to a sixth aspect of the present invention is the radiation detector according to the fifth aspect, wherein each of the first light detection sensor and the second light detection sensor includes one pixel of a radiation image represented by the radiation transmitted through the subject. Constitute.
  • one pixel of the radiation image can be obtained by one light detection sensor.
  • a plurality of the first light detection sensors and the second light detection sensors are arranged at a ratio of 1: 1 so as to be adjacent to each other.
  • the radiation detector according to the eighth aspect of the present invention is the radiation detector according to the sixth aspect, wherein the first light detection sensors are arranged more than the second light detection sensors.
  • the number of first photodetection sensors that absorb light of the first wavelength converted from radiation in response to mainly low-energy radiation out of incident radiation and convert it into charges increases.
  • the number of low-pressure image pixels obtained from the first light detection sensor is increased, and the resolution of the low-pressure image can be increased.
  • the resolution of the low-pressure image showing the soft tissue of the subject is increased as compared with the configuration of the sixth aspect, a fine portion of the soft tissue can be reliably recognized.
  • the radiation detector according to the ninth aspect of the present invention is the radiation detector according to the eighth aspect, wherein the second light detection sensor is disposed so as to be surrounded by the plurality of first light detection sensors.
  • the pixels in the central portion surrounded by the four directions can be accurately complemented as the pixels for the low-pressure image.
  • the radiation detector according to a tenth aspect of the present invention is the radiation detector according to any one of the first to ninth aspects, wherein the first light detection sensor transmits the light of the second wavelength and transmits the light of the first wavelength.
  • the second light detection sensor transmits the light of the first wavelength and absorbs the light of the second wavelength.
  • the first photodetection sensor does not transmit and absorb the second wavelength light from the first scintillator layer, but absorbs the first wavelength light and converts it into electric charges.
  • a low-pressure image expressed by low-energy radiation can be obtained more clearly without including a high-pressure image expressed by radiation.
  • the second light detection sensor does not transmit and absorb the first wavelength light from the first scintillator layer, but absorbs the second wavelength light and converts it into electric charge, which is manifested by low energy radiation.
  • the high-pressure image displayed by the high-energy radiation can be obtained more clearly without including the low-pressure image.
  • the radiation detector according to an eleventh aspect of the present invention is the radiation detector according to any one of the first to ninth aspects, wherein the first wavelength is a wavelength of blue light, and the second wavelength is a wavelength of green light. is there.
  • a radiation detector according to a twelfth aspect of the present invention is the radiation detector according to the third aspect, wherein the first scintillator layer and the second scintillator layer are the first fluorescent material and the second fluorescent material, and the radiation is green light.
  • Gd 2 O 2 S doped with Tb for conversion into Eu and BaFX doped with Eu for converting the radiation into blue light (X is a halogen element) are mixed.
  • the organic photoelectric conversion layer absorbs extra light. Can be suppressed.
  • the radiation detector according to a thirteenth aspect of the present invention is the radiation detector according to the second aspect, wherein the first scintillator layer is made of Eu-doped BaFX (X is a halogen element) that converts radiation into blue light,
  • the 2 scintillator layer is composed of Gd 2 O 2 S doped with Tb that converts radiation into green light.
  • the first scintillator emits light having a sharp wavelength, that is, light that hardly contains a color other than blue
  • the second scintillator emits light having a sharp wavelength, that is, light that hardly contains a color other than green. Therefore, it is possible to suppress the organic photoelectric conversion layer from absorbing extra light.
  • the radiation detector according to a fourteenth aspect of the present invention is the radiation detector according to any one of the first to thirteenth aspects, wherein the active layer of the transistor is made of an amorphous oxide, and the substrate is made of a plastic resin.
  • the organic photoelectric conversion layer is composed of an organic material and the active layer of the transistor is composed of an amorphous oxide, it is possible to manufacture a radiation detector at a low temperature in all processes, and Generally, it can be made of a plastic resin having low heat resistance and flexibility. If such a plastic flexible substrate is used, it is possible to reduce the weight, which is advantageous for carrying around, for example.
  • the first scintillator layer has a columnar structure.
  • the light converted by the first scintillator layer can travel while reflecting in the columnar structure at the boundary of the columnar structure, and light scattering is reduced. Therefore, the amount of light received by the first photodetection sensor of the organic photoelectric conversion layer is increased, and a high-quality low-pressure image can be obtained.
  • a method for manufacturing a radiation detector according to a sixteenth aspect of the present invention is the method for manufacturing a radiation detector according to any one of the first to fifteenth aspects, wherein the first photodetection sensor of the organic photoelectric conversion layer and A plurality of the second light detection sensors are arranged in the same plane on the substrate by an ink jet method.
  • the photoelectric conversion layer of the radiation detector is composed of an organic material
  • an ink jet method can be used when the photoelectric conversion layer is disposed (formed).
  • different organic materials can be used.
  • the first photodetection sensor and the second photodetection sensor configured in the above can be easily arranged in the same plane.
  • the thickness of a 1st photon detection sensor and a 2nd photon sensor can be adjusted by overprinting the liquid containing an organic material by an inject method.
  • the present invention it is possible to provide a radiation detector that is thin and capable of obtaining two radiation images by a single irradiation of radiation, and a method for manufacturing the radiation detector.
  • FIG. 5 is a diagram showing the arrangement ratio of the first light detection sensor and the second light detection sensor in the radiation detector according to the first to third embodiments of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram showing a modification of the arrangement ratio of the first light detection sensor and the second light detection sensor in the radiation detector according to the first to third embodiments of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram showing a modification of the arrangement ratio of the first light detection sensor and the second light detection sensor in the radiation detector according to the first to third embodiments of the present invention.
  • the electronic cassette according to the first embodiment of the present invention has portability, detects radiation from a radiation source that has passed through the subject, generates image information of a radiographic image represented by the detected radiation, and generates the same
  • the radiographic image capturing apparatus is capable of storing the obtained image information, and is specifically configured as follows.
  • the electronic cassette may be configured not to store the generated image information.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing the arrangement of electronic cassettes during radiographic imaging.
  • the electronic cassette 10 is arranged at a distance from the radiation generation unit 12 as a radiation source for generating the radiation X at the time of capturing a radiation image.
  • the space between the radiation generation unit 12 and the electronic cassette 10 at this time is an imaging position for the patient 14 as a subject to be positioned.
  • the radiation generation unit 12 gives in advance.
  • Radiation X having a radiation dose according to the imaging conditions is emitted.
  • the radiation X emitted from the radiation generation unit 12 passes through the patient 14 located at the imaging position, and is then applied to the electronic cassette 10 after carrying image information.
  • FIG. 2 is a schematic perspective view showing the internal structure of the electronic cassette 10.
  • the electronic cassette 10 is made of a material that transmits the radiation X and includes a flat casing 16 having a predetermined thickness. And the radiation detector 20 which detects the radiation X which permeate
  • a control board 22 is provided in order.
  • FIG. 3 is a sectional view showing a sectional configuration of the radiation detector 20 according to the first exemplary embodiment of the present invention.
  • the radiation detector 20 has a rectangular flat plate shape, detects the radiation X transmitted through the patient 14 as described above, and captures a radiation image represented by the radiation X.
  • a scintillator layer 24 is formed on a photodetection substrate 23 described later.
  • the scintillator layer 24 is configured by mixing two types of fluorescent materials having different sensitivities to the radiation X (K absorption edge and emission wavelength). Specifically, in order to take a low-pressure image of a soft tissue in which low-energy radiation appears among the radiation X transmitted through the patient 14, the radiation absorption rate ⁇ does not have a K-absorption edge in the high-energy portion, that is, the high-energy portion. In order to take a high-pressure image of the first fluorescent material 26 in which the absorption rate ⁇ does not increase discontinuously and the hard tissue in which the high-energy radiation of the radiation X transmitted through the patient 14 appears, the high-energy portion Are mixed with a second fluorescent material 28 whose radiation absorption rate ⁇ is higher than that of the first fluorescent material 26.
  • the “soft tissue” means a tissue other than bone tissue such as cortical bone and / or cancellous bone, including muscle, viscera and the like.
  • the “hard tissue” is also called a hard tissue and means a bone tissue such as cortical bone and / or cancellous bone.
  • the first fluorescent material 26 and the second fluorescent material 28 can be appropriately selected from all materials generally used as scintillators as long as the fluorescent materials have different sensitivities to the radiation X.
  • the fluorescent materials listed in Table 1 below are used. Two types can be selected from the materials.
  • the first fluorescent material 26 and the second fluorescent material 28 are not only different in sensitivity to the radiation X but also different in emission color from the viewpoint of clarifying the distinction between the low pressure image and the high pressure image obtained by photographing. preferable.
  • CsBr Eu, ZnS: Cu, Gd 2 O 2 S: Eu, Lu 2 O 2 S: Tb, and the like can be selected.
  • a base material other than CsI and CsBr among the above from the viewpoint that there is no deliquescence and it is easy to form.
  • the first fluorescent material 26 and the second fluorescent material 28 are preferably a combination of green light emitting Gd 2 O 2 S: Tb and blue light emitting BaFX: Eu.
  • the first fluorescent material 26 and the second fluorescent material 28 fluorescent materials having different sensitivities to the radiation X are selected, and the emission wavelengths of the light peaks are different from each other.
  • the material 26 responds mainly to low-energy radiation among the incident radiation X and converts the radiation X into light 26A having a peak at the first wavelength
  • the second fluorescent material 28 is mainly composed of the low-energy radiation X.
  • the radiation X is converted into light 28A having a second wavelength different in peak from the first wavelength.
  • the spectral characteristics of the first fluorescent material 26 and the second fluorescent material 28 may be any other form of spectral characteristics as long as they do not deviate from the above.
  • the first wavelength is longer than the second wavelength, but may be shorter.
  • the horizontal axis in FIG. 4 indicates the wavelength of light
  • the vertical axis indicates the spectral characteristics, that is, the relative light emission intensity of light.
  • the light detection substrate 23 includes an organic photoelectric conversion layer 30 and a TFT active matrix substrate 32 (hereinafter referred to as a TFT substrate).
  • the organic photoelectric conversion layer 30 is disposed between the scintillator layer 24 and the TFT substrate 32, and receives the light emitted by the scintillator layer 24 and converts it into electric charges.
  • a plurality of first photodetection regions 30A and second photodetection regions 30B that are at least partially composed of organic materials having different light absorption characteristics are arranged in the same plane.
  • the arrangement of the plurality of first light detection areas 30A and the second light detection areas 30B is, for example, a staggered arrangement in a one-to-one ratio so as to be adjacent to each other in the same plane.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view showing a detailed configuration of the radiation detector 20 shown in FIG.
  • the first light detection sensor 40 is formed in the first light detection region 30 ⁇ / b> A of the organic photoelectric conversion layer 30, and the first light is detected in the second light detection region 30 ⁇ / b> B of the organic photoelectric conversion layer 30.
  • a second light detection sensor 42 having the same total light receiving area as that of the detection sensor 40 is formed.
  • Each of the first light detection sensor 40 and the second light detection sensor 42 constitutes one pixel of the radiation image represented by the radiation X transmitted through the patient 14.
  • the first photodetection sensor 40 includes an upper electrode 50, a lower electrode 52, and a first organic photoelectric conversion film 54 disposed between the upper and lower electrodes.
  • the second light detection sensor 42 has an upper electrode 60, a lower electrode 62, and a second organic photoelectric conversion film 64 that is disposed between the upper and lower electrodes and has a light absorption characteristic different from that of the first organic photoelectric conversion film 54. is doing.
  • the first organic photoelectric conversion film 54 absorbs more light 26A of the first wavelength emitted from the first fluorescent material 26 than light 28A of the second wavelength and converts it into charges corresponding to the absorbed light, that is, generates charges. To do.
  • a light absorption characteristic of the first organic photoelectric conversion film 54 is, for example, a characteristic 54A as shown in FIG. With this configuration, the second wavelength light 28 ⁇ / b> A is not absorbed as compared with the first wavelength light 26 ⁇ / b> A. Therefore, the second wavelength light 28 ⁇ / b> A is generated by being absorbed by the first organic photoelectric conversion film 54. Noise can be effectively suppressed.
  • the second organic photoelectric conversion film 64 absorbs the second wavelength light 28 ⁇ / b> A emitted from the second fluorescent material 28 more than the first wavelength light 26 ⁇ / b> A and converts it into charges corresponding to the absorbed light. Is generated.
  • a light absorption characteristic of the second organic photoelectric conversion film 64 is, for example, a characteristic 64A as shown in FIG. With this configuration, the first wavelength light 26 ⁇ / b> A is not absorbed as compared with the second wavelength light 28 ⁇ / b> A. Therefore, the first wavelength light 26 ⁇ / b> A is generated by being absorbed by the second organic photoelectric conversion film 64. Noise can be effectively suppressed.
  • the first organic photoelectric conversion film 54 transmits, for example, 95% or more of the light 28A having the second wavelength, and selectively absorbs the light 26A having the first wavelength.
  • the organic photoelectric conversion film 64 preferably transmits, for example, 95% or more of the first wavelength light 26A and selectively absorbs the second wavelength light 28A. Further, the first organic photoelectric conversion film 54 transmits all the light 28A having the second wavelength and selectively absorbs the light 26A having the first wavelength, and the second organic photoelectric conversion film 64 has the light 26A having the first wavelength. It is preferable to transmit all of the light and selectively absorb the light 28A having the second wavelength. In FIG.
  • the first organic photoelectric conversion film 54 is composed of green-absorbing quinacridone
  • the second organic photoelectric conversion film 64 is an n-type substance that includes a p-type material containing blue-absorbing rubrene and fullerene or higher-order fullerene.
  • An example of the spectral characteristics of each of the organic photoelectric conversion films 54 and 64 in the case of a combination of the above is shown.
  • the spectral characteristics of the first organic photoelectric conversion film 54 and the second organic photoelectric conversion film 64 are as described above. Any other form of spectral characteristic may be used without departing from.
  • the horizontal axis in FIG. 4 indicates the wavelength of light
  • the vertical axis indicates the spectral characteristics, that is, the light absorption characteristics.
  • the above-described function can be realized by configuring the first organic photoelectric conversion film 54 and the second organic photoelectric conversion film 64 with materials appropriately selected from organic materials.
  • a material of the first organic photoelectric conversion film 54 and the second organic photoelectric conversion film 64 in addition to the combination of the above-described quinacridone, a P-type substance containing rubrene and an n-type substance containing fullerene or higher-order fullerene, red absorption Phthalocyanines, blue-absorbing anthraquinones, and the like.
  • the first organic photoelectric conversion film 54 and the second organic photoelectric conversion film 64 are made of an organic material as described above.
  • An ink jet method can be used instead of the vapor deposition method used in the above.
  • the first organic photoelectric conversion film 54 and the second organic photoelectric conversion film 64 made of different organic materials can be easily arranged in the same plane.
  • the thickness of the 1st organic photoelectric conversion film 54 and the 2nd organic photoelectric conversion film 64 can be adjusted by overstripping the liquid containing an organic material by an inject method.
  • a gap is formed between the first organic photoelectric conversion film 54 and the second organic photoelectric conversion film 64 so that the charges generated from each other do not go back and forth.
  • the gap is filled with a flattening film 66 to flatten the TFT substrate 32.
  • the TFT substrate 32 is configured by forming a plurality of TFT switches 70 and 72 on a support substrate 68.
  • the TFT switch 70 converts the electric charge transferred from the first organic photoelectric conversion film 54 to the lower electrode 52 into an electric signal and outputs it.
  • the TFT switch 72 converts the electric charge transferred from the second organic photoelectric conversion film 64 to the lower electrode 62 into an electric signal and outputs it.
  • FIG. 6 is a diagram schematically showing the configuration of the TFT switch 70.
  • the TFT switch 72 is the same as the configuration of the TFT switch 70, and thus the description thereof is omitted.
  • the region where the TFT switch 70 is formed has a portion that overlaps the lower electrode 52 in a plan view. With such a configuration, the TFT switch 70 and the first light detection sensor 40 in each pixel portion are connected. There will be 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 TFT switch 70 is formed is completely covered by the lower electrode 52.
  • a gate electrode 100, a gate insulating film 102, and an active layer (channel layer) 104 are laminated, and a source electrode 106 and a drain electrode 108 are formed on the active layer 104 at a predetermined interval. Yes.
  • An insulating film 110 is provided between the TFT switch 70 and the lower electrode 52.
  • the active layer 104 of the TFT switch 70 is preferably formed of an amorphous oxide.
  • an oxide containing at least one of In, Ga, and Zn (for example, an In—O system) is preferable, and an oxide containing at least two of In, Ga, and Zn ( For example, In—Zn—O, In—Ga, and Ga—Zn—O) are more preferable, and oxides containing In, Ga, and Zn are particularly preferable.
  • an 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 active layer 104 of the TFT switch 70 is made of an amorphous oxide, it does not absorb radiation such as X-rays, or even if it absorbs it, it remains extremely small, effectively suppressing the generation of noise. can do.
  • any of the organic materials constituting the amorphous oxide and the first organic photoelectric conversion film 54 and the second organic photoelectric conversion film 64 can be formed at a low temperature. Therefore, if the active layer 104 is made of an amorphous oxide, the support substrate 68 is not limited to a highly heat-resistant substrate such as a semiconductor substrate, a quartz substrate, and a glass substrate, but a flexible substrate such as a plastic substrate. Aramid and bionanofiber can also be used.
  • flexible materials such as polyesters such as polyethylene terephthalate, polybutylene phthalate, 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 support substrate 68 includes an insulating layer for ensuring insulation, a gas barrier layer for preventing permeation of moisture and oxygen, an undercoat layer for improving flatness or adhesion to electrodes, and the like. It may be provided.
  • the transparent electrode material can be cured at a high temperature to lower its resistance, and can also be used for automatic mounting of a driver IC including a solder reflow process.
  • aramid has a thermal expansion coefficient close to that of ITO (indium tin oxide) or a glass substrate, warping after production is small and it is difficult to crack.
  • aramid can form a substrate thinner than a glass substrate or the like.
  • the support substrate 68 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 into bacterial cellulose
  • a bio-nanofiber having a light transmittance of about 90% at a wavelength of 500 nm can be obtained while containing 60-70% of the fiber.
  • Bionanofiber has a low coefficient of thermal expansion (3-7ppm) comparable to silicon crystals, and is as strong as steel (460MPa), highly elastic (30GPa), and flexible. Compared to glass substrates, etc.
  • the support substrate 68 can be formed thinly.
  • FIG. 7 is a diagram showing a wiring structure of the TFT substrate 32.
  • the TFT substrate 32 includes a pixel 120 including the first photodetection sensor 40 and the TFT switch 70, the second photodetection sensor 42, and the TFT switch. 72 are provided alternately two-dimensionally in a two-dimensional manner in a certain direction (row direction in FIG. 7) and a crossing direction with respect to the certain direction (column direction in FIG. 7).
  • the TFT substrate 32 is provided with the scanning wiring 124 in parallel for each pixel column in a fixed direction, and the signal wiring 126 is provided in parallel for each pixel column in the intersecting direction.
  • the signal wiring 126 includes two signal wirings, a first signal wiring 126A corresponding to the pixel 120 and a second signal wiring 126B corresponding to the pixel 122.
  • the TFT switch 70 has a source connected to the first light detection sensor 40, a drain connected to the first signal wiring 126A, and a gate connected to the scanning wiring 124.
  • the TFT switch 72 has a source connected to the second light detection sensor 42, a drain connected to the second signal wiring 126 ⁇ / b> B, and a gate connected to the scanning wiring 124.
  • Each of the first signal wirings 126A has an electric power corresponding to the amount of electric charge generated and accumulated in the first photodetection sensor 40 when any TFT switch 70 connected to the first signal wiring 126A is turned on.
  • a signal flows, and the amount of charge generated and accumulated in the second photodetection sensor 42 by turning on any TFT switch 72 connected to the second signal wiring 126B in each second signal wiring 126B.
  • An electrical signal according to the flow.
  • Each first signal wiring 126A and each second signal wiring 126B are connected to a signal detection circuit 200 that detects an electric signal flowing out to these wirings.
  • Each scanning wiring 124 is connected to each scanning wiring 124 with a TFT.
  • a scan signal control circuit 202 that outputs a control signal for turning on / off the switches 70 and 72 is connected.
  • the signal detection circuit 200 and the scan signal control circuit 202 are provided on the control board 22 (see FIG. 2).
  • the signal detection circuit 200 incorporates an amplification circuit that amplifies an input electric signal for each of the first signal wiring 126A and the second signal wiring 126B.
  • the signal detection circuit 200 amplifies and detects electric signals input from the first signal wirings 126 ⁇ / b> A and the second signal wirings 126 ⁇ / b> B by the respective amplification circuits, thereby providing information about each pixel constituting the low-voltage image as each pixel information.
  • the amount of charge generated in the first photodetection sensor 40 of the pixel 120 and the amount of charge generated in the second photodetection sensor 42 of each pixel 122 are detected as information on each pixel constituting the high-voltage image.
  • the information of each pixel detected by the signal detection circuit 200 is divided into image information by each first signal wiring 126A and image information by each second signal wiring 126B.
  • a signal processing device that performs predetermined processing, outputs a control signal indicating the timing of signal detection to the signal detection circuit 200, and outputs a control signal indicating the timing of output of the scan signal to the scan signal control circuit 202 204 is connected.
  • the signal processing device 204 is provided on the control board 22 (see FIG. 2).
  • the predetermined processing for example, in the image information obtained from the first signal wiring 126A, information on pixels that are insufficient is displayed around the pixel.
  • the pixel 120 is complemented to obtain a low-pressure image.
  • a process of obtaining a high-voltage image is performed by complementing the information of the missing pixel using the pixels 122 around the pixel.
  • a process for obtaining an energy subtraction image is performed by performing subtraction image processing using the obtained low-pressure image and high-pressure image.
  • FIG. 8 is a diagram for explaining the operation of the radiation detector 20 according to the first embodiment of the present invention.
  • the configuration of the radiation detector 20 according to the first embodiment of the present invention is mainly sensitive to low-energy radiation among the incident radiation X, and the peak of the radiation X has a first wavelength.
  • the scintillator layer 24 mixed with the second fluorescent material 28 to be converted into the light, and the scintillator layer 24 is disposed on the scintillator layer 24.
  • the scintillator layer 24 is made of an organic material, and has the first wavelength light compared to the second wavelength light 28A.
  • the first photodetection sensor 40 that absorbs a large amount of 26A and converts it into an electric charge, and is composed of an organic material different from the organic material, and absorbs more light of the second wavelength 28A than the light 26A of the first wavelength.
  • Electric A plurality of second photodetection sensors 42 that convert to a plurality of organic photoelectric conversion layers 30 arranged in the same plane, and arranged in the organic photoelectric conversion layer 30 to read out charges generated in the organic photoelectric conversion layer 30
  • a TFT substrate 32 on which a transistor is formed is laminated in the radiation X incident direction.
  • the radiation X transmitted through the patient 14 is irradiated to the radiation detector 20.
  • the radiation X transmitted through the patient 14 includes a low energy component and a high energy component.
  • the radiation of the low energy component of the radiation X is referred to as low energy radiation X1
  • the radiation of the high energy component of the radiation X is referred to as high energy radiation X2.
  • the irradiated radiation X is applied to the TFT substrate 32 and the organic photoelectric conversion. After passing through the layer 30, it hits the scintillator layer 24.
  • the first fluorescent material 26 of the scintillator layer 24 is mainly sensitive to the low-energy radiation X1 of the incident radiation X, and the peak of the radiation X has the first wavelength. Convert to light 26A.
  • the second fluorescent material 28 of the scintillator layer 24 responds mainly to the radiation X2 having higher energy than the low energy in the incident radiation X, and converts the radiation X into light 28A having a peak at the second wavelength. Then, the first wavelength light 26 ⁇ / b> A and the second wavelength light 28 ⁇ / b> A emitted from the scintillator layer 24 strike the organic photoelectric conversion layer 30.
  • the first photodetection sensor 40 in the first photodetection region 30A causes the first wavelength light 26A to be emitted from the second wavelength light 28A. Is also absorbed and converted to charge Q1.
  • the second light detection sensor 42 in the second light detection region 30B absorbs more light 28A having the second wavelength than light 26A having the first wavelength, and converts the light 28A into charge Q2.
  • ON signals are sequentially applied to the gates of the TFT switches 70 and 72 via the scanning wiring 124.
  • the TFT switches 70 and 72 are sequentially turned ON, and the charge Q1 generated in the first photodetection sensor 40 flows as an electrical signal through the first signal wiring 126A, and the second photodetection occurs through the second signal wiring 126B.
  • the electric charge Q2 generated in the sensor 42 flows as an electric signal.
  • the signal detection circuit 200 uses the charge amounts generated in the first light detection sensor 40 and the second light detection sensor 42 based on the electrical signals flowing out to the first signal wiring 126A and the second signal wiring 126B to form each image. Detection is performed as information on the pixels 120 and 122.
  • the signal processing device 204 divides the information of each pixel 120, 122 detected by the signal detection circuit 200 into image information by each first signal wiring 126A and image information by each second signal wiring 126B, and performs a predetermined process. . Thereby, image information indicating a radiation image (low pressure image) represented by the low energy radiation X1 incident on the radiation detector 20 and image information indicating a radiation image (high pressure image) represented by the high energy radiation X2. And can be obtained simultaneously. Therefore, by irradiating the radiation X once, it is possible to obtain two radiation images, a low pressure image and a high pressure image.
  • a plurality of the first light detection sensors 40 that absorb the light 26A having the first wavelength and the second light detection sensors 42 that absorb the light 28A having the second wavelength are arranged in the same plane. Therefore, compared with the case where the first light detection sensor 40 and the second light detection sensor 42 have a two-layer structure, the thickness of the organic photoelectric conversion layer 30 is reduced, and thus the radiation detector 20 as a whole can be made thinner.
  • the first organic photoelectric conversion film 54 of the first photodetection sensor 40 and the second organic photoelectric conversion film 64 of the second photodetection sensor 42 are made of an organic material, they are thinner and thinner than other materials.
  • the light detection sensor 40 and the second light detection sensor 42 can be arranged in the same plane.
  • the radiation detector 20 since the radiation detector 20 according to the first embodiment of the present invention uses the TFT substrate 32 side as an incident surface of the radiation X, the radiation X is in the order of the TFT substrate 32, the organic photoelectric conversion layer 30, and the scintillator layer 24. Irradiated with. At this time, since the radiation X is first irradiated to the scintillator portion on the organic photoelectric conversion layer 30 side in the scintillator layer 24, the scintillator portion on the organic photoelectric conversion layer 30 side mainly absorbs the radiation X and emits light. Will do.
  • the scintillator portion that mainly absorbs radiation X and emits light in the scintillator layer 24 is on the organic photoelectric conversion layer 30 side, the distance between the scintillator portion and the organic photoelectric conversion layer 30 is reduced, and the organic photoelectric conversion is performed.
  • the layer 30 absorbs more light and the sensitivity is improved.
  • the yield is improved.
  • the organic photoelectric conversion layer 30 has a two-layer structure
  • the light receiving rate of one of the layers is lower than that of the other layer.
  • the layer has a one-layer structure. In this case, the light reception rates of the first light detection sensor 40 and the second light detection sensor 42 are the same.
  • the electrical characteristics are improved and the generation of noise is reduced compared to the case of the two-layer structure.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view showing a cross-sectional configuration of a radiation detector 300 according to the second exemplary embodiment of the present invention.
  • the configuration of the radiation detector 300 according to the second embodiment of the present invention is the same as the configuration shown in FIG. 3 described in the first embodiment.
  • the scintillator layer 24 is divided into two layers that are radiation transmissive and light transmissive.
  • the radiation detector 300 includes a first scintillator layer 24A disposed on the upper surface of the organic photoelectric conversion layer 30, a second scintillator layer 24B disposed on the lower surface of the light-transmissive TFT substrate 32, It has.
  • radiation transparency refers to the property of transmitting a dose of at least 1% of the dose of incident radiation X.
  • light transmittance refers to a property of transmitting at least 1% or more of the amount of light emitted from the second scintillator layer 24B.
  • the light emitted from the first scintillator layer 24A directly hits the organic photoelectric conversion layer 30, and the light emitted from the second scintillator layer 24B passes through the light-transmitting TFT substrate 32, and then the organic It will hit the photoelectric conversion layer 30. Therefore, the second scintillator layer 24B plays the same role as the first scintillator layer 24B, and the thickness of the first scintillator layer 24A can be reduced by the amount of the second scintillator layer 24B disposed on the TFT substrate 32 side.
  • the thickness of the first scintillator layer 24A is thin, even if the radiation X is incident in the order of the first scintillator layer 24A, the organic photoelectric conversion layer 30, the TFT substrate 32, and the second scintillator layer 24B, In the scintillator layer 24A, the distance between the scintillator portion that mainly absorbs the radiation X and emits light and the organic photoelectric conversion layer 30 become closer, and the organic photoelectric conversion layer 30 absorbs more light and the sensitivity is improved.
  • FIG. 10 is a cross-sectional view showing a cross-sectional configuration of the radiation detector 400 according to the third exemplary embodiment of the present invention.
  • the configuration of the radiation detector 400 according to the third embodiment of the present invention is the same as that of the second embodiment, but the configuration of the scintillator layer is different.
  • the light detection substrate 23 is sandwiched between the first scintillator layer 402 and the second scintillator layer 404.
  • the first scintillator layer 402 and the second scintillator layer 404 are made of fluorescent materials having different sensitivities to the radiation X (K absorption edge and emission wavelength).
  • the first scintillator layer 402 captures a low-pressure image of a soft tissue in which low-energy radiation appears in the radiation X transmitted through the patient 14, so that the radiation absorption rate ⁇ has a K-absorption edge at a high-energy portion.
  • the first fluorescent material 26 does not have, that is, the absorptivity ⁇ does not increase discontinuously in the high energy portion.
  • the second scintillator layer 404 takes a high-pressure image of the hard tissue in which high-energy radiation appears in the radiation X transmitted through the patient 14, the radiation absorption rate ⁇ of the high-energy portion is higher than that of the first fluorescent material 26.
  • the second fluorescent material 28 is also high.
  • the same material as that of the first embodiment can be used, but it is not preferable in the first embodiment from the viewpoint of obtaining high image quality. It is preferable to select a base material of CsI or CsBr having a columnar structure. In particular, since the low-pressure image is required to have a high image quality that can sufficiently express a fine portion of the soft tissue, it is more preferable that the first scintillator layer 402 is composed of the first fluorescent material 26 having a columnar structure.
  • the first scintillator layer 402 when the first scintillator layer 402 has a columnar structure, the light converted by the first scintillator layer 402 can travel while reflecting in the columnar structure at the boundary of the columnar structure, and light scattering is reduced. . Therefore, the amount of light received by the first photodetection sensor 40 of the organic photoelectric conversion layer 30 is increased, so that a high-quality low-pressure image can be obtained.
  • the first fluorescent material 26 is blue light emitting BaFX: Eu in the second fluorescent material 28 is green emitting Gd 2 O 2 S: Combination of Tb is preferable.
  • the light detection substrate 23 receives the light emitted from the first scintillator layer 402 and the second scintillator layer 404.
  • the light detection substrate 23 includes an organic photoelectric conversion layer 30 and a TFT substrate 32.
  • the organic photoelectric conversion layer 30 is disposed between the first scintillator layer 402 and the TFT substrate 32, and receives light emitted from the first scintillator layer 402 and the second scintillator layer 404 and converts it into electric charges. It is. Specifically, a plurality of first photodetection regions 30A and second photodetection regions 30B that are at least partially composed of organic materials having different light absorption characteristics are arranged in the same plane. The arrangement of the plurality of first light detection areas 30A and the second light detection areas 30B is, for example, a staggered arrangement in a one-to-one ratio so as to be adjacent to each other in the same plane.
  • the TFT substrate 32 is provided with the above-described second scintillator layer 404 on its lower surface (back surface), is a radiation transmissive material that transmits the radiation X to the second scintillator layer 404, and the second scintillator layer.
  • 404 is a light-transmitting material that transmits light emitted.
  • radiation transparency refers to the property of transmitting a dose of at least 1% of the dose of incident radiation X.
  • the “light transmittance” refers to a property of transmitting a light amount of at least 1% of the light amount emitted from the second scintillator layer 25.
  • the active layer 104 of the TFT switch 70 in the TFT substrate 32 in this embodiment is also formed of an amorphous transparent oxide such as an oxide containing at least one of In, Ga, and Zn. Is preferred. If the active layer 104 of the TFT switch 70 is made of an amorphous transparent oxide, radiation such as X-rays is not absorbed, or even if it is absorbed, a very small amount remains. Can be suppressed. Further, the light from the second scintillator layer 404 can be sufficiently transmitted.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating the operation of the radiation detector 400 according to the third embodiment of the present invention.
  • the configuration of the radiation detector 400 according to the third exemplary embodiment of the present invention is mainly sensitive to low-energy radiation X1 among the incident radiation X, and the radiation X is light having a first wavelength.
  • the second scintillator layer 404, the first photodetection sensor 40 which is made of an organic material and absorbs more light 26A having the first wavelength than the light 28A having the second wavelength and converts it into electric charge, and the organic material.
  • a plurality of second light detection sensors 42 that are made of an organic material different from that of the first wavelength light 26A and absorb a larger amount of the second wavelength light 28A than the first wavelength light 26A and convert it into charges.
  • the organic photoelectric conversion layer 30 is disposed between the first scintillator layer 402 and the second scintillator layer 404, and the organic photoelectric conversion layer 30 is formed on the surface, and is generated in the organic photoelectric conversion layer 30.
  • a light transmissive TFT substrate 32 on which a transistor for reading out the generated charge is formed is laminated in the radiation X incident direction.
  • the radiation X transmitted through the patient 14 is irradiated to the radiation detector 20.
  • the radiation X transmitted through the patient 14 includes a low energy component X1 and a high energy component X2.
  • the radiation detector 400 since the radiation scintillator 402 side of the radiation detector 400 is the radiation X incident surface, the irradiated radiation X is emitted from the radiation detector 400. In the configuration, it first hits the first scintillator layer 402. Next, the radiation X strikes the second scintillator layer 404 after passing through the organic photoelectric conversion layer 30 and the TFT substrate 32 constituting the light detection substrate 23.
  • the first fluorescent material 26 of the first scintillator layer 402 responds mainly to the low energy radiation X1 of the incident radiation X, and the light X has a peak at the first wavelength. Convert to 26A.
  • the second fluorescent material 28 of the second scintillator layer 404 has a peak in the radiation X in response to the radiation X2 having a higher energy than the low energy.
  • the light is converted into light 28A having a second wavelength different from the first wavelength.
  • the first wavelength light 26 ⁇ / b> A and the second wavelength light 28 ⁇ / b> A emitted from the first scintillator layer 402 and the second scintillator layer 404 strike the organic photoelectric conversion layer 30.
  • the first photodetection sensor 40 in the first photodetection region 30A causes the first wavelength light 26A to be emitted from the second wavelength light 28A. Is also absorbed and converted to charge Q1.
  • the second light detection sensor 42 in the second light detection region 30B absorbs more light 28A having the second wavelength than light 26A having the first wavelength, and converts the light 28A into charge Q2.
  • ON signals are sequentially applied to the gates of the TFT switches 70 and 72 via the scanning wiring 124.
  • the TFT switches 70 and 72 are sequentially turned ON, and the charge Q1 generated in the first photodetection sensor 40 flows as an electrical signal through the first signal wiring 126A, and the second photodetection occurs through the second signal wiring 126B.
  • the electric charge Q2 generated in the sensor 42 flows as an electric signal.
  • the signal detection circuit 200 uses the charge amounts generated in the first light detection sensor 40 and the second light detection sensor 42 based on the electrical signals flowing out to the first signal wiring 126A and the second signal wiring 126B to form each image. Detection is performed as information on the pixels 120 and 122.
  • the signal processing device 204 divides the information of each pixel 120, 122 detected by the signal detection circuit 200 into image information by each first signal wiring 126A and image information by each second signal wiring 126B, and performs a predetermined process. . Thereby, image information indicating a radiation image (low pressure image) represented by the low energy radiation X1 incident on the radiation detector 400 and image information indicating a radiation image (high pressure image) represented by the high energy radiation X2. And can be obtained simultaneously. Therefore, by irradiating the radiation X once, it is possible to obtain two radiation images, a low pressure image and a high pressure image.
  • a plurality of the first light detection sensors 40 that absorb the light 26A having the first wavelength and the second light detection sensors 42 that absorb the light 28A having the second wavelength are arranged in the same plane. Therefore, the thickness of the organic photoelectric conversion layer 30 can be reduced as compared with the case where the first light detection sensor 40 and the second light detection sensor 42 have a two-layer structure, so that the radiation detector 400 as a whole can be thinned.
  • the first organic photoelectric conversion film 54 of the first photodetection sensor 40 and the second organic photoelectric conversion film 64 of the second photodetection sensor 42 are made of an organic material, they are thinner and thinner than other materials.
  • the light detection sensor 40 and the second light detection sensor 42 can be arranged in the same plane.
  • the yield is improved.
  • the organic photoelectric conversion layer 30 has a two-layer structure
  • one of the layers has a lower light receiving rate than the other layer, but in the case of a one-layer structure as in this embodiment, The light reception rates of the first light detection sensor 40 and the second light detection sensor 42 are the same.
  • the electrical characteristics are improved and the generation of noise is reduced compared to the case of the two-layer structure.
  • the thickness of the first scintillator layer 402 is larger than that in the case where not only the first fluorescent material 26 but also the second fluorescent material 28 is mixed in the first scintillator layer 402. Can be thin. And if the thickness of the 1st scintillator layer 402 is thin, even if the radiation X injects in the order of the 1st scintillator layer 402, the organic photoelectric converting layer 30, the TFT substrate 32, and the 2nd scintillator layer 404, the 1st scintillator. In the layer 402, the distance between the organic photoelectric conversion layer 30 and the scintillator part that mainly absorbs the radiation X and emits light becomes closer, and the organic photoelectric conversion layer 30 absorbs more light and the sensitivity is improved.
  • a plurality of first light detection sensors 40 and second light detection sensors 42 are arranged at a one-to-one ratio so as to be adjacent to each other. Therefore, a low-pressure image and a high-pressure image having the same resolution are obtained.
  • the arrangement ratio of the first photodetection sensor 40 and the second photodetection sensor 42 can be changed.
  • the first photodetection sensor 40 may be arranged more than the second photodetection sensor 42. good. Therefore, the arrangement ratio of the first light detection sensor and the second light detection sensor 42 can be set to a ratio of 3: 1 as shown in FIG. 13 or a ratio of 8: 1 as shown in FIG.
  • the number of low-pressure image pixels obtained from the first photodetection sensor 40 increases, and the resolution of the low-pressure image can be increased.
  • the resolution of the low-pressure image showing the soft tissue of the patient 14 is increased, a fine portion of the soft tissue can be surely visually confirmed.
  • the second light detection sensor 42 is arranged so that the four sides are surrounded by the plurality of first light detection sensors 40. Therefore, when the missing pixel of the low-voltage image is complemented, the missing pixel becomes a pixel in the center of the four directions, and therefore, the complementation with high accuracy can be performed using the four pixels 120 of the central pixel.
  • the signal wiring 126 illustrated in FIG. 7 is configured by two signal wirings of the first signal wiring 126A corresponding to the pixel 120 and the second signal wiring 126B corresponding to the pixel 122 has been described.
  • one signal wiring may be used.
  • the signal processing device 204 performs a process of classifying the pixels 120 and 122 from the information of the pixels 120 and 122 detected by the signal detection circuit 200.
  • each first signal wiring 126A and each second signal wiring 126B are connected to one signal detection circuit 200.
  • two signal detection circuits 200 are provided, and the first signal wiring 126A and the second signal wiring are provided.
  • 126B may be connected to another signal detection circuit 200.
  • substrate 23 which detects one conventional radiographic image can be used.
  • first light detection sensor 40 or second light detection sensor 42 constitutes one pixel of the radiographic image represented by the radiation X transmitted through the patient 14
  • a plurality of pixels are constituted.
  • the plurality of first light detection sensors 40 or the second light detection sensors 42 may constitute one pixel of the radiation image.
  • the radiation detector 20 which detects the radiation X which permeate
  • 22 in order has been described, in order from the incident surface 18 side where the radiation X is irradiated, a grid and a radiation detector 20 that removes scattered radiation of the radiation X that accompanies transmission through the patient 14. , And a lead plate that absorbs backscattered radiation X may be accommodated.
  • the case 16 is not particularly limited, and for example, the front view may be a square or a circle.
  • control board 22 was formed by one
  • this invention is not limited to this embodiment, Even if the control board 22 is divided into several for every function. Good.
  • control board 22 is arranged side by side in the vertical direction (thickness direction of the housing 16) with the radiation detector 20
  • it may be arranged side by side with the radiation detector 20 in the horizontal direction.
  • the radiation X is not limited to X-rays but may be ⁇ -rays, ⁇ -rays, ⁇ -rays, electron beams, ultraviolet rays, or the like.
  • the radiographic imaging device may be a large radiographic imaging device that is not portable.
  • the radiation X incident surface is on the substrate 32 side, but may be on the scintillator layer 24 side.
  • 1st Embodiment demonstrated the case where the organic photoelectric converting layer 30 and the scintillator layer 24 were laminated
  • the incident surface of the radiation X is on the first scintillator 24 side, but may be on the second scintillator layer 25 side.
  • the disclosures of Japanese application 2010-169444 and Japanese application 2010-168583 are incorporated herein by reference in their entirety. All documents, patent applications, and technical standards mentioned in this specification are to the same extent as if each individual document, patent application, and technical standard were specifically and individually described to be incorporated by reference, Incorporated herein by reference.
  • Reference numeral 14 denotes a patient (subject).
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Abstract

　厚みが薄く、放射線の１回照射で２つの放射線画像を得る。　主に低エネルギーの放射線に感応し、放射線を第１波長の光に変換する第１蛍光材料と、主に高エネルギーの放射線に感応し、放射線をピークが第１波長と異なる第２波長の光に変換する第２蛍光材料とが混合又は別々にされたシンチレータ層と、有機材料で構成され、第２波長の光に比べ第１波長の光を多く吸収して電荷に変換する第１光検出センサと、前記有機材料とは異なる有機材料で構成され、第１波長の光に比べ第２波長の光を多く吸収して電荷に変換する第２光検出センサと、が同一面内に複数配置された有機光電変換層と、を放射線Ｘの入射方向に積層して構成した。

Description

放射線検出器及び放射線検出器の製造方法
　本発明は、放射線検出器及び放射線検出器の製造方法に関する。
　近年、ＴＦＴ（Thin film transistor）アクティブマトリックス基板上にＸ線感応層を配置し、Ｘ線情報を直接デジタルデータに変換できるＦＰＤ（flat panel detector）等の放射線検出器が実用化されている。この放射線検出器は、従来のイメージングプレートに比べて、即時に画像を確認でき、動画も確認できるといったメリットがあり、急速に普及が進んでいる。
　この種の放射線検出器は、種々のタイプのものが提案されており、例えば、Ｘ線を直接、半導体層で電荷に変換して蓄積する直接変換方式や、Ｘ線を一度ＣｓＩ：Ｔｌ、ＧＯＳ（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）などのシンチレータ（波長変換部）で光に変換し、変換した光をフォトダイオードなどの光検出センサで電荷に変換して蓄積する間接変換方式がある。
　ところで、放射線画像の撮影において、被写体の同一の部位を異なる管電圧で撮影し、各管電圧での撮影によって得られた放射線画像に重みを付けて差分を演算する画像処理（以下、「サブトラクション画像処理」と呼ぶ）を行うことで、画像中の骨部等の硬部組織に相当する画像部、及び軟部組織に相当する画像部の一方を強調して他方を除去した放射線画像（以下、「エネルギーサブトラクション画像」と呼ぶ）を得る技術が知られている。例えば、胸部の軟部組織に相当するエネルギーサブトラクション画像を用いると、肋骨で隠れていた病変を見ることが可能になり、診断性能を向上させることができる。
　しかしながら、管電圧を変えて撮影する場合は、放射線の照射が２回になるため、被写体の体動等があったときに、診断性能の良い画像が得られない虞がある。
　そこで、特許文献１には、放射線を１回照射することにより、被写体を透過した放射線のうち低エネルギーの放射線が現す軟部組織の画像（以下、低圧画像という）と、高エネルギーの放射線が現す硬部組織の画像（以下、高圧画像という）と、の２つの放射線画像を得ることが可能な放射線検出器が開示されている。
　具体的に、この放射線検出器は、放射線を吸収して第１の波長の光に変換する第１シンチレータ層と、放射線を吸収して第２の波長の光に変換する第２シンチレータ層と、第１の波長の光には応答せず第２の波長の光に応答（光電変換）する第１光検出センサと、第２の波長の光には応答せず第１の波長の光に応答（光電変換）する第２光検出センサと、を積層して構成されている。
特表２００９-５１１８７１号公報
　しかしながら、特許文献１の構成では、第１光検出センサと第２光検出センサとが２層構造のため、放射線検出器の厚みが大きくなる。そして、放射線検出器の厚みが大きくなると、サイズの関係上電子カセッテ等に組み込めなくなる虞がある。
　本発明は上記事実に鑑みてなされたものであり、厚みが薄く、放射線の１回照射で２つの放射線画像を得ることができる放射線検出器及び放射線検出器の製造方法を提供することを目的とする。
　本発明の第１態様に係る放射線検出器は、入射した放射線のうち主に低エネルギーの放射線に感応し、前記放射線を第１波長の光に変換する第１蛍光材料と、前記放射線のうち主に前記低エネルギーよりも高エネルギーの放射線に感応し、前記放射線を前記第１波長と異なる第２波長の光に変換する第２蛍光材料とが混合された第１シンチレータ層と、有機材料で構成され、前記第２波長の光に比べ前記第１波長の光を多く吸収して電荷に変換する第１光検出センサと、前記有機材料とは異なる有機材料で構成され、前記第１波長の光に比べ前記第２波長の光を多く吸収して電荷に変換する第２光検出センサと、が同一面内に複数配置された有機光電変換層と、前記有機光電変換層に配設され、前記有機光電変換層で発生した電荷を読み出すトランジスタが形成された基板と、が前記放射線の入射方向に積層して構成されている。
　この構成によれば、被写体を透過した放射線が照射されると、まず、第１シンチレータ層の第１蛍光材料が、入射した放射線のうち主に低エネルギーの放射線に感応して放射線を第１波長の光に変換し、また第１シンチレータ層の第２蛍光材料が、入射した放射線のうち主に前記低エネルギーよりも高エネルギーの放射線に感応して放射線を第２波長の光に変換する。次に、第１光検出センサが第１シンチレータ層からの第１波長の光を第２波長の光よりも多く吸収し電荷に変換することによって、低エネルギーの放射線により現される被写体の軟部組織の低圧画像が得られる。また、第２光検出センサが第１シンチレータ層からの第２波長の光を第１波長の光よりも多く吸収し電荷に変換することによって、高エネルギーの放射線により現される被写体の硬部組織の高圧画像が得られる。
　従って、放射線を１回照射することにより、低圧画像と高圧画像の２つの放射線画像を得ることが可能となる。
　そして、第１波長の光を吸収する第１光検出センサと、第２波長の光を吸収する第２光検出センサと、が同一面内に複数配置されて有機光電変換層が構成されているので、第１光検出センサと第２光検出センサとが２層構造の場合に比べて、有機光電変換層の厚みが薄くなり、もって放射線検出器全体を薄くすることができる。
　本発明の第２態様に係る放射線検出器は、入射した放射線のうち主に低エネルギーの放射線に感応し、前記放射線を第１波長の光に変換する第１シンチレータ層と、前記放射線のうち主に前記低エネルギーよりも高エネルギーの放射線に感応し、前記放射線を前記第１波長と異なる第２波長の光に変換する第２シンチレータ層と、有機材料で構成され、前記第２波長の光に比べ前記第１波長の光を多く吸収して電荷に変換する第１光検出センサと、前記有機材料とは異なる有機材料で構成され、前記第１波長の光に比べ前記第２波長の光を多く吸収して電荷に変換する第２光検出センサと、が同一面内に複数配置された有機光電変換層と、前記第１シンチレータ層と前記第２シンチレータ層の間に配置され、且つ面上に前記有機光電変換層が形成されており、前記有機光電変換層で発生した電荷を読み出すトランジスタが形成された光透過性の基板と、が前記放射線の入射方向に積層して構成された放射線検出器。
　この構成によれば、被写体を透過した放射線が照射されると、まず、第１シンチレータ層が、入射した放射線のうち主に低エネルギーの放射線に感応し、放射線を第１波長の光に変換し、また第２シンチレータ層が、放射線のうち主に前記低エネルギーよりも高エネルギーの放射線に感応し、放射線を第１波長と異なる第２波長の光に変換する。次に、第１光検出センサが第１シンチレータ層からの第１波長の光を第２波長の光よりも多く吸収し電荷に変換することによって、低エネルギーの放射線により現される被写体の軟部組織の低圧画像が得られる。また、第２光検出センサが第２シンチレータ層からの第２波長の光を第１波長の光よりも多く吸収し電荷に変換することによって、高エネルギーの放射線により現される被写体の硬部組織の高圧画像が得られる。
　従って、放射線を１回照射することにより、低圧画像と高圧画像の２つの放射線画像を得ることが可能となる。
　そして、第１波長の光を吸収する第１光検出センサと、第２波長の光を吸収する第２光検出センサと、が同一面内に複数配置されて有機光電変換層が構成されているので、第１光検出センサと第２光検出センサとが２層構造の場合に比べて、有機光電変換層の厚みが薄くなり、もって放射線検出器全体を薄くすることができる。
　本発明の第３態様に係る放射線検出器は、第１態様において、前記基板は光透過性であり、前記基板には、前記第１シンチレータ層と同一の材料で構成された第２シンチレータ層が配設されている。
　この構成によれば、第２シンチレータ層で発光した光は、光透過性の基板を透過して、有機光電変換層に当たることになる。よって、第２シンチレータ層は第１シンチレータ層と同一の役割を果たすことになり、第２シンチレータ層を基板側に配設した分だけ第１シンチレータ層の厚みを薄くできる。そして、第１シンチレータ層の厚みが薄ければ、仮に放射線が、第１シンチレータ層、有機光電変換層、基板、第２シンチレータ層の順で照射されても、第１シンチレータ層の中で主に放射線を吸収して発光するシンチレータ部分と有機光電変換層との距離が近くなり、有機光電変換層がより多くの光を吸収して感度が向上する。
　本発明の第４態様に係る放射線検出器は、第１態様において、前記基板側を前記放射線の入射面とした。
　この構成によれば、放射線は、基板、有機光電変換層、第１シンチレータ層の順で照射される。このとき、放射線は、第１シンチレータ層の中では、まず有機光電変換層側のシンチレータ部分に照射されるので、当該有機光電変換層側のシンチレータ部分が主に放射線を吸収して発光することになる。そして、第１シンチレータ層の中で主に放射線を吸収して発光するシンチレータ部分が有機光電変換層側であると、当該シンチレータ部分と有機光電変換層との距離が近くなり、有機光電変換層がより多くの光を吸収して感度が向上する。
　本発明の第５態様に係る放射線検出器は、第１～第４態様の何れか１つにおいて、前記第１光検出センサ及び前記第２光検出センサの総受光面積は、同一である、
　この構成によれば、第１光検出センサと第２光検出センサの受光量を同一にすることができる。
　本発明の第６態様に係る放射線検出器は、第５態様において、前記第１光検出センサ及び前記第２光検出センサは、それぞれ被写体を透過した前記放射線により現される放射線画像の１画素を構成する。
　この構成によれば、１つの光検出センサで放射線画像の１画素が得られることになる。
　本発明の第７態様に係る放射線検出器は、第６態様において、前記第１光検出センサと前記第２光検出センサは、互いに隣り合うように１対１の割合で複数配置されている。
　この構成によれば、解像度が同じ低圧画像と高圧画像が得られる。
　本発明の第８態様に係る放射線検出器は、第６態様において、前記第１光検出センサは、前記第２光検出センサに比べて多く配置されている。
　この構成によれば、入射した放射線のうち主に低エネルギーの放射線に感応して放射線から変換された第１波長の光を吸収して電荷に変換する第１光検出センサの数が多くなることで、第１光検出センサから得られる低圧画像用の画素数が増え、低圧画像の解像度を高めることができる。このように、上記第６態様の構成と比べて、被写体の軟部組織が現されている低圧画像の解像度を高めると、軟部組織の微細な部分を確実に視認することができるようになる。
　本発明の第９態様に係る放射線検出器は、第８態様において、前記第２光検出センサは、四方が複数の前記第１光検出センサに囲まれて配置されている。
　この構成によれば、四方の複数の第１光検出センサにより得られる画素を用いて、低圧画像用の画素として、四方に囲まれた中心部分の画素を精度よく補完できる。
　本発明の第１０態様に係る放射線検出器は、第１～第９態様の何れか１つにおいて、前記第１光検出センサは、前記第２波長の光を透過して前記第１波長の光を吸収し、前記第２光検出センサは、前記第１波長の光を透過して前記第２波長の光を吸収する。
　この構成によれば、第１光検出センサが第１シンチレータ層からの第２波長の光は透過して吸収せず、第１波長の光を吸収して電荷に変換することによって、高エネルギーの放射線により現される高圧画像を含まない形で、低エネルギーの放射線により現される低圧画像をより鮮明に得ることができる。また、第２光検出センサが第１シンチレータ層からの第１波長の光は透過して吸収せず、第２波長の光を吸収して電荷に変換することによって、低エネルギーの放射線により現される低圧画像を含まない形で、高エネルギーの放射線により現される高圧画像をより鮮明に得ることができる。
　本発明の第１１態様に係る放射線検出器は、第１～第９態様の何れか１つにおいて、前記第１波長は青色の光の波長であり、前記第２波長は緑色の光の波長である。
　このように、シンチレータ層が発光する第１波長の光と第２波長の光の色を分けることで、互いの光の発光波長域が重なることを防止し、ノイズの発生を抑制することができる。
　本発明の第１２態様に係る放射線検出器は、第３態様において、前記第１シンチレータ層及び前記第２シンチレータ層は、前記第１蛍光材料及び前記第２蛍光材料として、前記放射線を緑色の光に変換するＴｂをドープしたＧｄ２Ｏ２Ｓ、及び前記放射線を青色の光に変換するＥｕをドープしたＢａＦＸ（Ｘはハロゲン元素）が混合されている。
　この構成によれば、第１シンチレータ層及び第２シンチレータ層からシャープな波長の光、すなわち緑色及び青色以外の色をほとんど含まない光を発光するので、有機光電変換層が余計な光を吸収することが抑制することができる。
　本発明の第１３態様に係る放射線検出器は、第２態様において、前記第１シンチレータ層は、放射線を青色の光に変換するＥｕをドープしたＢａＦＸ（Ｘはハロゲン元素）で構成され、前記第２シンチレータ層は、放射線を緑色の光に変換するＴｂをドープしたＧｄ２Ｏ２Ｓで構成されている。
　この構成によれば、第１シンチレータがシャープな波長の光、すなわち青色以外の色をほとんど含まない光を発光し、第２シンチレータがシャープな波長の光、すなわち緑色以外の色をほとんど含まない光を発光するので、有機光電変換層が余計な光を吸収することが抑制することができる。
　本発明の第１４態様に係る放射線検出器は、第１～第１３態様の何れか１つにおいて、前記トランジスタの活性層は非晶質酸化物で構成され、前記基板は、プラスチック樹脂で構成される。
　この構成によれば、有機光電変換層が有機材料で構成され、トランジスタの活性層が非晶質酸化物で構成されるため、全てのプロセスにおいて低温で放射線検出器の製造が可能となり、基板を一般的に耐熱性が低く、可撓性のあるプラスチック樹脂で構成することができる。そして、このようなプラスチック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。
　本発明の第１５態様に係る放射線検出器は、第２態様又は第１３態様において、前記第１シンチレータ層は、柱状構造である。
　この構成によれば、第１シンチレータ層で変換された光は柱状構造の中を当該柱状構造の境界で反射しつつ進むことができ、光散乱が少なくなる。したがって、有機光電変換層の第１光検出センサの光の受光量が多くなり、もって高画質の低圧画像を得ることができるようになる。
　本発明の第１６態様に係る放射線検出器の製造方法は、第１～第１５態様の何れか１つの放射線検出器の製造方法であって、前記有機光電変換層の前記第１光検出センサと前記第２光検出センサをインクジェット方式で前記基板上の同一面内に複数配置する。
　この方法によれば、放射線検出器の光電変換層を有機材料で構成するため、光電変換層を配置（形成）する際にインクジェット方式を用いることができ、このインクジェット方式を用いると、異なる有機材料で構成された第１光検出センサと第２光検出センサとを同一面内に容易に配置することができる。また、インジェット方式で有機材料を含んだ液体を重ね打ちすることで、第１光検出センサと第２光検出センサの厚みを調整できる。
　本発明によれば、厚みが薄く、放射線の１回照射で２つの放射線画像を得ることができる放射線検出器及び放射線検出器の製造方法を提供することができる。
放射線画像撮影時における電子カセッテの配置を示す概略図である。 電子カセッテの内部構造を示す概略斜視図である。 本発明の第１実施形態に係る放射線検出器の断面構成を示した断面図である。 波長とスペクトル特性の関係を示す図である。 図３に示す放射線検出器の詳細構成を示した断面図である。 ＴＦＴスイッチの構成を概略的に示す図である。 ＴＦＴ基板の配線構造を示す図である。 本発明の第１実施形態に係る放射線検出器の作用を説明する図である。 本発明の第２実施形態に係る放射線検出器の断面構成を示した断面図である。 本発明の第３実施形態に係る放射線検出器の断面構成を示した断面図である。 本発明の第３実施形態に係る放射線検出器の作用を説明する図である。 本発明の第１～３実施形態に係る放射線検出器における第１光検出センサと第２光検出センサの配置割合を示す図である。 本発明の第１～３実施形態に係る放射線検出器における第１光検出センサと第２光検出センサの配置割合の変形例を示す図である。 本発明の第１～３実施形態に係る放射線検出器における第１光検出センサと第２光検出センサの配置割合の変形例を示す図である。
（第１実施形態）
　以下、添付の図面を参照しながら、本発明の第１実施形態に係る放射線検出器及び放射線検出器の製造方法について具体的に説明する。なお、図中、同一又は対応する機能を有する部材（構成要素）には同じ符号を付して適宜説明を省略する。
－放射線画像撮影装置の構成－
　まず、本発明の第１実施形態に係る放射線画像撮影装置の一例としての電子カセッテの構成を説明する。
　本発明の第１実施形態に係る電子カセッテは、可搬性を有し、被写体を透過した放射線源からの放射線を検出し、その検出した放射線により表わされる放射線画像の画像情報を生成し、その生成した画像情報を記憶可能な放射線画像撮影装置であり、具体的には以下に示すように構成されている。なお、電子カセッテは、生成した画像情報を記憶しない構成であっても良い。
　図１は、放射線画像撮影時における電子カセッテの配置を示す概略図である。
　電子カセッテ１０は、放射線画像の撮影時において、放射線Ｘを発生させる放射線源としての放射線発生部１２と間隔を空けて配置される。このときの放射線発生部１２と電子カセッテ１０との間は、被写体としての患者１４が位置するための撮影位置とされており、放射線画像の撮影が指示されると、放射線発生部１２は予め与えられた撮影条件等に応じた放射線量の放射線Ｘを射出する。放射線発生部１２から射出された放射線Ｘは、撮影位置に位置している患者１４を透過することで画像情報を担持した後に電子カセッテ１０に照射される。
　図２は、電子カセッテ１０の内部構造を示す概略斜視図である。
　電子カセッテ１０は、放射線Ｘを透過させる材料から成り、所定の厚みを有する平板状の筐体１６を備えている。そして、この筐体１６の内部に、放射線Ｘが照射される筐体１６の入射面１８側から、患者１４を透過した放射線Ｘを検出する放射線検出器２０、及び当該放射線検出器２０を制御する制御基板２２が順に設けられている。
－放射線検出器２０の構成－
　次に、本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０の構成について説明する。図３は、本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０の断面構成を示した断面図である。
　本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０は、矩形平板状とされ、上述のように患者１４を透過した放射線Ｘを検出して、放射線Ｘにより現される放射線画像を撮影するものであり、後述する光検出基板２３上にシンチレータ層２４が形成されている。
　このシンチレータ層２４は、放射線Ｘに対する感度（Ｋ吸収端及び発光波長）が互い異なる２種類の蛍光材料が混合されて構成される。具体的には、患者１４を透過した放射線Ｘのうち低エネルギーの放射線が現す軟部組織の低圧画像を撮影するため、放射線吸収率μが高エネルギー部分にＫ吸収端を持たない、すなわち高エネルギー部分で吸収率μが不連続的に増加することのない第１蛍光材料２６と、患者１４を透過した放射線Ｘのうち高エネルギーの放射線が現す硬部組織の高圧画像を撮影するため、高エネルギー部分の放射線吸収率μが第１蛍光材料２６よりも高くなっている第２蛍光材料２８と、が混合されている。
　なお、「軟部組織」とは、筋肉、内臓等を含み、皮質骨及び／又は海綿骨等の骨組織以外の組織を意味する。また、「硬部組織」とは、硬組織とも呼ばれ、皮質骨及び／又は海綿骨等の骨組織を意味する。
　第１蛍光材料２６と第２蛍光材料２８は、放射線Ｘに対する感度が互い異なる蛍光材料であれば、シンチレータとして一般的に用いられるもの全てから適宜選択できるが、例えば以下の表１に列挙した蛍光材料から２種類選択することができる。なお、第１蛍光材料２６と第２蛍光材料２８は、撮影により得られる低圧画像と高圧画像の区別を明確にする観点から、放射線Ｘに対する感度が互い異なるだけなく、発光色も互いに異なることが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
 
　なお、表１の蛍光材料の他にも、ＣｓＢｒ：Ｅｕ、ＺｎＳ：Ｃｕ、Ｇｄ2 Ｏ2 Ｓ：Ｅｕ、Ｌｕ2Ｏ2Ｓ:Ｔｂ等も選択可能である。
　ただし、潮解性がなく形成し易いという観点から、上述の中でも母体材料がＣｓＩ、ＣｓＢｒ以外のものを選択することが好ましい。
　また、所定の波長の光を吸収（遮光）するカラーフィルターが無くても撮影した放射線画像にノイズを与えないという観点から、上述の材料の中でもＣｓＩ：Ｔｌ、（Ｚｎ,Ｃｄ）Ｓ：Ａｇ、ＣａＷＯ４：Ｐｂ、Ｌａ２ＯＢｒ：Ｔｂ、ＺｎＳ：Ａｇ、ＣｓＩ：Ｎａ以外の、ブロードでないシャープ（発光波長の狭い）な波長の光を発光するものが好ましい。このようなシャープな波長の光を発光する蛍光材料としては、例えば緑発光のＧｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、Ｌａ2Ｏ2Ｓ：Ｔｂ、青発光のＢａＦＸ：Ｅｕ（ただし、Ｘは、Ｂｒ、Ｃｌ等のハロゲン元素）が挙げられる。この中でも、特に、第１蛍光材料２６と第２蛍光材料２８は、緑発光のＧｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂと青発光のＢａＦＸ：Ｅｕの組み合わせが好ましい。
　そして、第１蛍光材料２６と第２蛍光材料２８とは、放射線Ｘに対する感度が互い異なる蛍光材料が選択されて、光のピークの発光波長が互いに異なり、図４に示すように、第１蛍光材料２６は、入射した放射線Ｘのうち主に低エネルギーの放射線に感応して放射線Ｘをピークが第１波長の光２６Ａに変換し、第２蛍光材料２８は、放射線Ｘのうち主に前記低エネルギーよりも高エネルギーの放射線に感応して放射線Ｘをピークが第１波長と異なる第２波長の光２８Ａに変換する。
　なお、図４では、第１蛍光材料２６が緑発光のＧｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂであり、第２蛍光材料２８が青発光のＢａＦＢｒ：Ｅｕである場合の各蛍光材料２６,２８のスペクトル特性の一例を示しているが、第１蛍光材料２６と第２蛍光材料２８のスペクトル特性は、上記の趣旨を逸脱しない限り、他の如何なる形のスペクトル特性であってもよい。また、図４では第１波長は、第２波長よりも波長が長いが、短い場合であってもよい。さらにまた、図４中の横軸は、光の波長を示し、縦軸はスペクトル特性、すなわち光の相対発光強度を示している。
　図３に戻って、シンチレータ層２４が発光した光は、光検出基板２３が受光する。光検出基板２３は、有機光電変換層３０と、ＴＦＴアクティブマトリクス基板３２（以下、ＴＦＴ基板という）と、を備えている。
　有機光電変換層３０は、シンチレータ層２４とＴＦＴ基板３２との間に配設されており、シンチレータ層２４が発光した光を受光して電荷に変換するものである。具体的には、光吸収特性が互いに異なる有機材料で少なくとも一部が構成された第１光検出領域３０Ａと第２光検出領域３０Ｂと、を同一面内に複数配置して構成されている。これら複数の第１光検出領域３０Ａと第２光検出領域３０Ｂの配置は、例えば同一平面内において、互いに隣り合うように１対１の割合とされた千鳥状の配置である。
　図５は、図３に示す放射線検出器２０の詳細構成を示した断面図である。
　図５に示すように、有機光電変換層３０の第１光検出領域３０Ａには、第１光検出センサ４０が形成され、有機光電変換層３０の第２光検出領域３０Ｂには、第１光検出センサ４０の総受光面積と同一の総受光面積を有した第２光検出センサ４２が形成されている。そして、これら第１光検出センサ４０及び第２光検出センサ４２は、それぞれ患者１４を透過した放射線Ｘにより現される放射線画像の１画素を構成している。
　第１光検出センサ４０は、上部電極５０、下部電極５２、及び該上下の電極間に配置された第１有機光電変換膜５４を有している。また、第２光検出センサ４２は、上部電極６０、下部電極６２、及び該上下の電極間に配置され、第１有機光電変換膜５４と光吸収特性が異なる第２有機光電変換膜６４を有している。
　第１有機光電変換膜５４は、第１蛍光材料２６から発光する第１波長の光２６Ａを第２波長の光２８Ａよりも多く吸収し、吸収した光に応じた電荷に変換、すなわち電荷を発生するものである。このような第１有機光電変換膜５４の光吸収特性は、例えば図４に示すような特性５４Ａである。このような構成にすれば、第２波長の光２８Ａは第１波長の光２６Ａに比べて吸収されないので、第２波長の光２８Ａが第１有機光電変換膜５４で吸収されることによって発生するノイズを効果的に抑制することができる。
　また、第２有機光電変換膜６４は、第２蛍光材料２８から発光する第２波長の光２８Ａを第１波長の光２６Ａよりも多く吸収し、吸収した光に応じた電荷に変換、すなわち電荷を発生するものである。このような第２有機光電変換膜６４の光吸収特性は、例えば図４に示すような特性６４Ａである。このような構成にすれば、第１波長の光２６Ａは第２波長の光２８Ａに比べて吸収されないので、第１波長の光２６Ａが第２有機光電変換膜６４で吸収されることによって発生するノイズを効果的に抑制することができる。
　なお、上記ノイズをより抑制するという観点から、第１有機光電変換膜５４は、第２波長の光２８Ａを例えば９５％以上透過して第１波長の光２６Ａを選択的に吸収し、第２有機光電変換膜６４は、第１波長の光２６Ａを例えば９５％以上透過して第２波長の光２８Ａを選択的に吸収することが好ましい。さらに、第１有機光電変換膜５４は、第２波長の光２８Ａを全て透過して第１波長の光２６Ａを選択的に吸収し、第２有機光電変換膜６４は、第１波長の光２６Ａを全て透過して第２波長の光２８Ａを選択的に吸収することが好ましい。
　また、図４では、第１有機光電変換膜５４が緑吸収のキナクリドンで構成され、第２有機光電変換膜６４が青吸収のルブレンを含むＰ型物質とフラーレン又は高次フラーレンを含むｎ型物質の組み合わせで構成される場合の各有機光電変換膜５４,６４のスペクトル特性の一例を示しているが、第１有機光電変換膜５４と第２有機光電変換膜６４のスペクトル特性は、上記の趣旨を逸脱しない限り、他の如何なる形のスペクトル特性であってもよい。また、図４中の横軸は、光の波長を示し、縦軸はスペクトル特性、すなわち光の吸収特性を示している。
　上述のような機能は、第１有機光電変換膜５４及び第２有機光電変換膜６４を、有機材料の中から適宜選択した材料で構成することによって実現が可能となる。
　第１有機光電変換膜５４及び第２有機光電変換膜６４の材料としては、上述のキナクリドンや、ルブレンを含むＰ型物質とフラーレン又は高次フラーレンを含むｎ型物質の組み合わせの他に、赤吸収のフタロシアニンや、青吸収のアントラキノン等が挙げられる。
　第１有機光電変換膜５４及び第２有機光電変換膜６４の形成方法としては、上述のように第１有機光電変換膜５４及び第２有機光電変換膜６４を有機材料で構成するため、一般的に用いられる蒸着法に変えてインクジェット方式を用いることができる。このインクジェット方式を用いると、異なる有機材料で構成された第１有機光電変換膜５４と第２有機光電変換膜６４とを同一面内に容易に配置することができる。また、インジェット方式で有機材料を含む液体を重ね打ちすることで、第１有機光電変換膜５４と第２有機光電変換膜６４の厚みを調整できる。
　また、第１有機光電変換膜５４と第２有機光電変換膜６４との間には、互いに発生した電荷が行き来しないように、隙間が形成されている。そして、この隙間には、ＴＦＴ基板３２上を平坦化するために、平坦化膜６６が埋められている。
　また、第１有機光電変換膜５４と第２有機光電変換膜６４で発生した電荷は、ＴＦＴ基板３２によって読み出される。このＴＦＴ基板３２は、支持基板６８上に複数のＴＦＴスイッチ７０,７２が形成されて構成される。ＴＦＴスイッチ７０は、第１有機光電変換膜５４から下部電極５２に移動した電荷を電気信号に変換して出力するものである。一方、ＴＦＴスイッチ７２は、第２有機光電変換膜６４から下部電極６２に移動した電荷を電気信号に変換して出力するものである。
　図６は、ＴＦＴスイッチ７０の構成を概略的に示す図である。なお、ＴＦＴスイッチ７２については、ＴＦＴスイッチ７０の構成と同様であるので、説明を省略する。
　ＴＦＴスイッチ７０の形成された領域は、平面視において下部電極５２と重なる部分を有しており、このような構成とすることで、各画素部におけるＴＦＴスイッチ７０と第１光検出センサ４０とが厚さ方向で重なりを有することとなる。なお、放射線検出器２０（画素部）の平面積を最小にするために、ＴＦＴスイッチ７０の形成された領域が下部電極５２によって完全に覆われていることが望ましい。
　ＴＦＴスイッチ７０は、ゲート電極１００、ゲート絶縁膜１０２、及び活性層（チャネル層）１０４が積層され、さらに、活性層１０４上にソース電極１０６とドレイン電極１０８が所定の間隔を開けて形成されている。また、ＴＦＴスイッチ７０と下部電極５２との間には、絶縁膜１１０が設けられている。
　ここで、ＴＦＴスイッチ７０の活性層１０４は、非晶質酸化物により形成されていることが好ましい。この非晶質酸化物としては、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも１つを含む酸化物（例えばＩｎ－Ｏ系）が好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも２つを含む酸化物（例えばＩｎ－Ｚｎ－Ｏ系、Ｉｎ－Ｇａ系、Ｇａ－Ｚｎ－Ｏ系）がより好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎを含む酸化物が特に好ましい。Ｉｎ－Ｇａ－Ｚｎ－Ｏ系非晶質酸化物としては、結晶状態における組成がＩｎＧａＯ３（ＺｎＯ）ｍ（ｍは６未満の自然数）で表される非晶質酸化物が好ましく、特に、ＩｎＧａＺｎＯ４がより好ましい。
　ＴＦＴスイッチ７０の活性層１０４を非晶質酸化物で構成したものとすれば、Ｘ線等の放射線を吸収せず、あるいは吸収したとしても極めて微量に留まるため、ノイズの発生を効果的に抑制することができる。
　また、非晶質酸化物や第１有機光電変換膜５４及び第２有機光電変換膜６４を構成する有機材料は、いずれも低温での形成が可能である。従って、活性層１０４を非晶質酸化物で構成すれば、支持基板６８としては、半導体基板、石英基板、及びガラス基板等の耐熱性の高い基板に限定されず、プラスチック等の可撓性基板、アラミド、バイオナノファイバを用いることもできる。具体的には、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンフタレート、ポリエチレンナフタレート等のポリエステル、ポリスチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルスルホン、ポリアリレート、ポリイミド、ポリシクロオレフィン、ノルボルネン樹脂、ポリ（クロロトリフルオロエチレン）等の可撓性基板を用いることができる。このようなプラスチック製の可撓性基板を用いれば、軽量化を図ることもでき、例えば持ち運び等に有利となる。なお、支持基板６８には、絶縁性を確保するための絶縁層、水分や酸素の透過を防止するためのガスバリア層、平坦性あるいは電極等との密着性を向上するためのアンダーコート層等を設けてもよい。
　アラミドは、２００度以上の高温プロセスを適用できるために、透明電極材料を高温硬化させて低抵抗化でき、また、ハンダのリフロー工程を含むドライバＩＣの自動実装にも対応できる。また、アラミドは、ＩＴＯ（indium tin oxide）やガラス基板と熱膨張係数が近いため、製造後の反りが少なく、割れにくい。また、アラミドは、ガラス基板等と比べて薄く基板を形成できる。なお、超薄型ガラス基板とアラミドを積層して支持基板６８を形成してもよい。
　バイオナノファイバは、バクテリア(酢酸菌、Acetobacter Xylinum)が産出するセルロースミクロフィブリル束（バクテリアセルロース）と透明樹脂とを複合したものである。セルロースミクロフィブリル束は、幅５０ｎｍと可視光波長に対して１／１０のサイズで、かつ、高強度、高弾性、低熱膨である。バクテリアセルロースにアクリル樹脂、エポキシ樹脂等の透明樹脂を含浸・硬化させることで、繊維を６０－７０％も含有しながら、波長５００nmで約９０％の光透過率を示すバイオナノファイバが得られる。バイオナノファイバは、シリコン結晶に匹敵する低い熱膨張係数（３－７ｐｐｍ）を有し、鋼鉄並の強度(４６０ＭＰa)、高弾性(３０ＧＰａ)で、かつフレキシブルであることから、ガラス基板等と比べて薄く支持基板６８を形成できる。
　図７は、ＴＦＴ基板３２の配線構造を示す図である。
　ＴＦＴ基板３２には、図７に示すように、上述の第１光検出センサ４０と、ＴＦＴスイッチ７０と、を含んで構成される画素１２０と、上述の第２光検出センサ４２と、ＴＦＴスイッチ７２と、を含んで構成される画素１２２と、が一定方向（図７の行方向）及び当該一定方向に対する交差方向（図７の列方向）に２次元状に交互に複数設けられている。
　また、ＴＦＴ基板３２は、一定方向の各画素列毎に走査配線１２４が並列に設けられ、交差方向の各画素列毎に信号配線１２６が並列に設けられている。この信号配線１２６は、画素１２０に対応する第１信号配線１２６Ａと、画素１２２に対応する第２信号配線１２６Ｂと、の２本の信号配線で構成されている。
　そして、ＴＦＴスイッチ７０は、ソースが第１光検出センサ４０に接続され、ドレインが第１信号配線１２６Ａに接続され、ゲートが走査配線１２４に接続されている。また、ＴＦＴスイッチ７２は、ソースが第２光検出センサ４２に接続され、ドレインが第２信号配線１２６Ｂに接続され、ゲートが走査配線１２４に接続されている。
　各第１信号配線１２６Ａには、当該第１信号配線１２６Ａに接続された何れかのＴＦＴスイッチ７０がＯＮされることにより第１光検出センサ４０に発生して蓄積された電荷量に応じた電気信号が流れ、各第２信号配線１２６Ｂには、当該第２信号配線１２６Ｂに接続された何れかのＴＦＴスイッチ７２がＯＮされることにより第２光検出センサ４２に発生して蓄積された電荷量に応じた電気信号が流れる。
　各第１信号配線１２６Ａ及び各第２信号配線１２６Ｂには、これらの配線に流れ出した電気信号を検出する信号検出回路２００が接続されており、各走査配線１２４には、各走査配線１２４にＴＦＴスイッチ７０,７２をＯＮ／ＯＦＦするための制御信号を出力するスキャン信号制御回路２０２が接続されている。なお、これら信号検出回路２００及びスキャン信号制御回路２０２は、制御基板２２（図２参照）に設けられている。
　信号検出回路２００は、第１信号配線１２６Ａ及び第２信号配線１２６Ｂのそれぞれ毎に、入力される電気信号を増幅する増幅回路を内蔵している。信号検出回路２００では、各第１信号配線１２６Ａ及び各第２信号配線１２６Ｂより入力される電気信号を各増幅回路により増幅して検出することにより、低圧画像を構成する各画素の情報として、各画素１２０の第１光検出センサ４０に発生した電荷量及び、高圧画像を構成する各画素の情報として、各画素１２２の第２光検出センサ４２に発生した電荷量をそれぞれ検出する。
　この信号検出回路２００及びスキャン信号制御回路２０２には、信号検出回路２００において検出された各画素の情報を各第１信号配線１２６Ａによる画像情報と各第２信号配線１２６Ｂによる画像情報とに分けて所定の処理を施すとともに、信号検出回路２００に対して信号検出のタイミングを示す制御信号を出力し、スキャン信号制御回路２０２に対してスキャン信号の出力のタイミングを示す制御信号を出力する信号処理装置２０４が接続されている。
　信号処理装置２０４は、制御基板２２（図２参照）に設けられており、上記所定の処理として、例えば第１信号配線１２６Ａから得られる画像情報において、足りない画素の情報を当該画素の周囲の画素１２０を用いて補完し低圧画像を得る処理を行う。また、例えば第２信号配線１２６Ｂから得られる画像情報において、足りない画素の情報を当該画素の周囲の画素１２２を用いて補完し高圧画像を得る処理を行う。さらに、必要がある場合に、得られた低圧画像と高圧画像を用いてサブトラクション画像処理を行うことにより、エネルギーサブトラクション画像を得る処理を行う。
－作用－
　次に、本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０の作用について説明する。
　図８は、本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０の作用を説明する図である。
　本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０の構成は、上記で説明したように、入射した放射線Ｘのうち主に低エネルギーの放射線に感応し、前記放射線Ｘをピークが第１波長の光２６Ａに変換する第１蛍光材料２６と、前記放射線Ｘのうち主に前記低エネルギーよりも高エネルギーの放射線に感応し、前記放射線Ｘをピークが前記第１波長と異なる第２波長の光２８Ａに変換する第２蛍光材料２８とが混合されたシンチレータ層２４と、前記シンチレータ層２４に配設されており、有機材料で構成され、前記第２波長の光２８Ａに比べ前記第１波長の光２６Ａを多く吸収して電荷に変換する第１光検出センサ４０と、前記有機材料とは異なる有機材料で構成され、前記第１波長の光２６Ａに比べ前記第２波長２８Ａの光を多く吸収して電荷に変換する第２光検出センサ４２と、が同一面内に複数配置された有機光電変換層３０と、前記有機光電変換層３０に配設され、前記有機光電変換層３０で発生した電荷を読み出すトランジスタが形成されたＴＦＴ基板３２と、が前記放射線Ｘの入射方向に積層して構成されている。
　このような構成において、放射線画像を撮影する場合、放射線検出器２０に患者１４を透過した放射線Ｘが照射される。この患者１４を透過した放射線Ｘには、低エネルギーな成分と高エネルギーな成分が含まれる。以下、放射線Ｘのうち低エネルギーな成分の放射線を低エネルギーの放射線Ｘ１と呼称し、放射線Ｘのうち高エネルギーな成分の放射線を高エネルギーの放射線Ｘ２と呼称する。
　本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０では、放射線検出器２０のうち、ＴＦＴ基板３２側を放射線Ｘの入射面とするため、照射された放射線Ｘは、ＴＦＴ基板３２及び有機光電変換層３０を透過した後、シンチレータ層２４に当たる。
　放射線Ｘがシンチレータ層２４に当たると（入射すると）、シンチレータ層２４の第１蛍光材料２６が、入射した放射線Ｘのうち主に低エネルギーの放射線Ｘ１に感応して放射線Ｘをピークが第１波長の光２６Ａに変換する。また、シンチレータ層２４の第２蛍光材料２８が、入射した放射線Ｘのうち主に前記低エネルギーよりも高エネルギーの放射線Ｘ２に感応して放射線Ｘをピークが第２波長の光２８Ａに変換する。そして、シンチレータ層２４から発光された第１波長の光２６Ａと第２波長の光２８Ａは、有機光電変換層３０に当たる。
　第１波長の光２６Ａと第２波長の光２８Ａが有機光電変換層３０に当たると、第１光検出領域３０Ａの第１光検出センサ４０が第１波長の光２６Ａを第２波長の光２８Ａよりも多く吸収し電荷Ｑ１に変換する。また、第２光検出領域３０Ｂの第２光検出センサ４２が第２波長の光２８Ａを第１波長の光２６Ａよりも多く吸収し電荷Ｑ２に変換する。
　次に、図７に示すように、ＴＦＴスイッチ７０,７２のゲートに走査配線１２４を介して順次ＯＮ信号が印加される。これにより、ＴＦＴスイッチ７０,７２は順次ＯＮされ、第１信号配線１２６Ａには、第１光検出センサ４０に発生した電荷Ｑ１が電気信号として流れ、第２信号配線１２６Ｂには、第２光検出センサ４２に発生した電荷Ｑ２が電気信号として流れる。
　信号検出回路２００は、第１信号配線１２６Ａ及び第２信号配線１２６Ｂに流れ出した電気信号に基づいて第１光検出センサ４０及び第２光検出センサ４２に発生した電荷量を、画像を構成する各画素１２０,１２２の情報として検出する。信号処理装置２０４は、信号検出回路２００において検出された各画素１２０,１２２の情報を各第１信号配線１２６Ａによる画像情報と各第２信号配線１２６Ｂによる画像情報とに分けて所定の処理を施す。これにより、放射線検出器２０に入射した低エネルギーの放射線Ｘ１により現される放射線画像（低圧画像）を示す画像情報と、高エネルギーの放射線Ｘ２により現される放射線画像（高圧画像）を示す画像情報と、を同時に得ることができる。
　従って、放射線Ｘを１回照射することにより、低圧画像と高圧画像の２つの放射線画像を得ることが可能となる。
　そして、上述のような第１波長の光２６Ａを吸収する第１光検出センサ４０と、第２波長の光２８Ａを吸収する第２光検出センサ４２と、が同一面内に複数配置されているので、第１光検出センサ４０と第２光検出センサ４２とが２層構造の場合に比べて、有機光電変換層３０の厚みが薄くなり、もって放射線検出器２０全体を薄くすることができる。
　また、第１光検出センサ４０の第１有機光電変換膜５４と第２光検出センサ４２の第２有機光電変換膜６４を有機材料で構成するので、他の材料に比べて、より薄く第１光検出センサ４０と第２光検出センサ４２を同一面内に配置することができる。
　また、本発明の第１実施形態に係る放射線検出器２０は、ＴＦＴ基板３２側を放射線Ｘの入射面としているので、放射線Ｘは、ＴＦＴ基板３２、有機光電変換層３０、シンチレータ層２４の順で照射される。このとき、放射線Ｘは、シンチレータ層２４の中では、まず有機光電変換層３０側のシンチレータ部分に照射されるので、当該有機光電変換層３０側のシンチレータ部分が主に放射線Ｘを吸収して発光することになる。そして、シンチレータ層２４の中で主に放射線Ｘを吸収して発光するシンチレータ部分が有機光電変換層３０側であると、当該シンチレータ部分と有機光電変換層３０との距離が近くなり、有機光電変換層３０がより多くの光を吸収して感度が向上する。
　また、有機光電変換層３０が二層構造である場合に比べて、製造工程数が減るので歩留まりが向上する。また、有機光電変換層３０が二層構造の場合、何れか一方の層が他方の層に比べて光の受光率が低下することになるが、本第１実施形態のように１層構造の場合、第１光検出センサ４０と第２光検出センサ４２の光の受光率は同一となる。また、二層構造の場合に比べ、電気特性が良くなりノイズの発生が少なくなる。
（第２実施形態）
　次に、本発明の第２実施形態に係る放射線検出器について説明する。
－放射線検出器の構成－
　図９は、本発明の第２実施形態に係る放射線検出器３００の断面構成を示した断面図である。
　同図に示すように、本発明の第２実施形態に係る放射線検出器３００の構成は、第１実施形態で説明した図３に示す構成と同様の構成を備えているが、ＴＦＴ基板３２が放射線透過性で且つ光透過性であり、シンチレータ層２４が二層に分割された構成である。具体的には、放射線検出器３００は、有機光電変換層３０の上面に配設された第１シンチレータ層２４Ａと、光透過性のＴＦＴ基板３２の下面に配置された第２シンチレータ層２４Ｂと、を備えている。
　なお、本実施形態で「放射線透過性」とは、入射した放射線Ｘの線量の少なくとも１％以上の線量を透過させる性質をいう。また、「光透過性」とは、第２シンチレータ層２４Ｂから発光された光量の少なくとも１％以上の光量を透過させる性質を言う。
－作用－
　この構成によれば、第１シンチレータ層２４Ａで発光した光は、有機光電変換層３０に直に当たり、第２シンチレータ層２４Ｂで発光した光は、光透過性のＴＦＴ基板３２を透過した後、有機光電変換層３０に当たることになる。よって、第２シンチレータ層２４Ｂは第１シンチレータ層２４Ｂと同様の役割を果たすことになり、第２シンチレータ層２４ＢをＴＦＴ基板３２側に配設した分だけ第１シンチレータ層２４Ａの厚みを薄くできる。そして、第１シンチレータ層２４Ａの厚みが薄ければ、仮に放射線Ｘが、第１シンチレータ層２４Ａ、有機光電変換層３０、ＴＦＴ基板３２、第２シンチレータ層２４Ｂの順で入射されても、第１シンチレータ層２４Ａの中で主に放射線Ｘを吸収して発光するシンチレータ部分と有機光電変換層３０との距離が近くなり、有機光電変換層３０がより多くの光を吸収して感度が向上する。
（第３実施形態）
　次に、本発明の第３実施形態に係る放射線検出器について説明する。
－放射線検出器の構成－
　図１０は、本発明の第３実施形態に係る放射線検出器４００の断面構成を示した断面図である。
　同図に示すように、本発明の第３実施形態に係る放射線検出器４００の構成は、第２実施形態と同様であるが、シンチレータ層の構成が異なる。
　具体的に、光検出基板２３が第１シンチレータ層４０２と第２シンチレータ層４０４とで挟まれている。そして、これら第１シンチレータ層４０２と第２シンチレータ層４０４とは、放射線Ｘに対する感度（Ｋ吸収端及び発光波長）が互い異なる蛍光材料で構成されている。具体的には、第１シンチレータ層４０２は、患者１４を透過した放射線Ｘのうち低エネルギーの放射線が現す軟部組織の低圧画像を撮影するため、放射線吸収率μが高エネルギー部分にＫ吸収端を持たない、すなわち高エネルギー部分で吸収率μが不連続的に増加することのない第１蛍光材料２６で構成されている。また、第２シンチレータ層４０４は、患者１４を透過した放射線Ｘのうち高エネルギーの放射線が現す硬部組織の高圧画像を撮影するため、高エネルギー部分の放射線吸収率μが第１蛍光材料２６よりも高くなっている第２蛍光材料２８で構成されている。
　第３実施形態の第１蛍光材料２６と第２蛍光材料２８は、第１実施形態と同一の材料を用いることができるが、高画質が得られるという観点から、第１実施形態では好ましくないとしていた柱状構造となるＣｓＩやＣｓＢｒの母体材料を選択することが好ましい。特に、低圧画像は軟部組織の微細な部分を十分に表現できるような高画質が求められるため、第１シンチレータ層４０２が柱状構造となる第１蛍光材料２６で構成することがより好ましい。具体的に、第１シンチレータ層４０２を柱状構造とすると、第１シンチレータ層４０２で変換された光は柱状構造の中を当該柱状構造の境界で反射しつつ進むことができ、光散乱が少なくなる。したがって、有機光電変換層３０の第１光検出センサ４０の光の受光量が多くなり、もって高画質の低圧画像を得ることができるようになる。また、第１蛍光材料２６と第２蛍光材料２８の組み合わせとしては、第１蛍光材料２６が青発光のＢａＦＸ：Ｅｕで第２蛍光材料２８が緑発光のＧｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂの組み合わせが好ましい。
　第１シンチレータ層４０２と第２シンチレータ層４０４が発光した光は、光検出基板２３が受光する。光検出基板２３は、有機光電変換層３０と、ＴＦＴ基板３２と、を備えている。
　有機光電変換層３０は、第１シンチレータ層４０２とＴＦＴ基板３２との間に配設されており、第１シンチレータ層４０２及び第２シンチレータ層４０４が発光した光を受光して電荷に変換するものである。具体的には、光吸収特性が互いに異なる有機材料で少なくとも一部が構成された第１光検出領域３０Ａと第２光検出領域３０Ｂと、を同一面内に複数配置して構成されている。これら複数の第１光検出領域３０Ａと第２光検出領域３０Ｂの配置は、例えば同一平面内において、互いに隣り合うように１対１の割合とされた千鳥状の配置である。
　ＴＦＴ基板３２は、その下面（裏面）に上述の第２シンチレータ層４０４が配設されており、第２シンチレータ層４０４まで放射線Ｘを透過させる放射線透過性のものであり、且つ、第２シンチレータ層４０４が発光する光を透過させる光透過性のものとなっている。
　なお、本実施形態で「放射線透過性」とは、入射した放射線Ｘの線量の少なくとも１％以上の線量を透過させる性質をいう。また、「光透過性」とは、第２シンチレータ層２５から発光された光量の少なくとも１％以上の光量を透過させる性質を言う。
　また、本実施形態でのＴＦＴ基板３２におけるＴＦＴスイッチ７０の活性層１０４も、例えばＩｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも１つを含む酸化物等の非晶質透明酸化物により形成されていることが好ましい。ＴＦＴスイッチ７０の活性層１０４を非晶質透明酸化物で構成したものとすれば、Ｘ線等の放射線を吸収せず、あるいは吸収したとしても極めて微量に留まるため、ノイズの発生を効果的に抑制することができる。また、第２シンチレータ層４０４からの光を十分に透過させることができる。
－作用－
　次に、本発明の第３実施形態に係る放射線検出器４００の作用について説明する。
　図１１は、本発明の第３実施形態に係る放射線検出器４００の作用を説明する図である。
　本発明の第３実施形態に係る放射線検出器４００の構成は、上記で説明したように、入射した放射線Ｘのうち主に低エネルギーの放射線Ｘ１に感応し、前記放射線Ｘを第１波長の光２６Ａに変換する第１シンチレータ層４０２と、前記放射線Ｘのうち主に前記低エネルギーよりも高エネルギーの放射線Ｘ２に感応し、前記放射線Ｘを前記第１波長と異なる第２波長の光２８Ａに変換する第２シンチレータ層４０４と、有機材料で構成され、前記第２波長の光２８Ａに比べ前記第１波長の光２６Ａを多く吸収して電荷に変換する第１光検出センサ４０と、前記有機材料とは異なる有機材料で構成され、前記第１波長の光２６Ａに比べ前記第２波長の光２８Ａを多く吸収して電荷に変換する第２光検出センサ４２と、が同一面内に複数配置された有機光電変換層３０と、前記第１シンチレータ層４０２と前記第２シンチレータ層４０４の間に配置され、且つ面上に前記有機光電変換層３０が形成されており、前記有機光電変換層３０で発生した電荷を読み出すトランジスタが形成された光透過性のＴＦＴ基板３２と、が前記放射線Ｘの入射方向に積層して構成されている。
　このような構成において、放射線画像を撮影する場合、放射線検出器２０に患者１４を透過した放射線Ｘが照射される。この患者１４を透過した放射線Ｘには、低エネルギーな成分Ｘ１と高エネルギーな成分Ｘ２が含まれる。
　本発明の第３実施形態に係る放射線検出器４００では、放射線検出器４００のうち、第１シンチレータ層４０２側を放射線Ｘの入射面とするため、照射された放射線Ｘは、放射線検出器４００の構成の中ではまず第１シンチレータ層４０２に当たる。次に、放射線Ｘは、光検出基板２３を構成する有機光電変換層３０及びＴＦＴ基板３２を透過した後に、第２シンチレータ層４０４に当たる。
　放射線Ｘが第１シンチレータ層４０２に当たると、第１シンチレータ層４０２の第１蛍光材料２６が入射した放射線Ｘのうち主に低エネルギーの放射線Ｘ１に感応して放射線Ｘをピークが第１波長の光２６Ａに変換する。また、放射線Ｘが第２シンチレータ層４０４に当たると、第２シンチレータ層４０４の第２蛍光材料２８が放射線Ｘのうち主に前記低エネルギーよりも高エネルギーの放射線Ｘ２に感応して放射線Ｘをピークが第１波長と異なる第２波長の光２８Ａに変換する。そして、第１シンチレータ層４０２及び第２シンチレータ層４０４から発光された第１波長の光２６Ａと第２波長の光２８Ａは、有機光電変換層３０に当たる。
　第１波長の光２６Ａと第２波長の光２８Ａが有機光電変換層３０に当たると、第１光検出領域３０Ａの第１光検出センサ４０が第１波長の光２６Ａを第２波長の光２８Ａよりも多く吸収し電荷Ｑ１に変換する。また、第２光検出領域３０Ｂの第２光検出センサ４２が第２波長の光２８Ａを第１波長の光２６Ａよりも多く吸収し電荷Ｑ２に変換する。
　次に、図７に示すように、ＴＦＴスイッチ７０,７２のゲートに走査配線１２４を介して順次ＯＮ信号が印加される。これにより、ＴＦＴスイッチ７０,７２は順次ＯＮされ、第１信号配線１２６Ａには、第１光検出センサ４０に発生した電荷Ｑ１が電気信号として流れ、第２信号配線１２６Ｂには、第２光検出センサ４２に発生した電荷Ｑ２が電気信号として流れる。
　信号検出回路２００は、第１信号配線１２６Ａ及び第２信号配線１２６Ｂに流れ出した電気信号に基づいて第１光検出センサ４０及び第２光検出センサ４２に発生した電荷量を、画像を構成する各画素１２０,１２２の情報として検出する。信号処理装置２０４は、信号検出回路２００において検出された各画素１２０,１２２の情報を各第１信号配線１２６Ａによる画像情報と各第２信号配線１２６Ｂによる画像情報とに分けて所定の処理を施す。これにより、放射線検出器４００に入射した低エネルギーの放射線Ｘ１により現される放射線画像（低圧画像）を示す画像情報と、高エネルギーの放射線Ｘ２により現される放射線画像（高圧画像）を示す画像情報と、を同時に得ることができる。
　従って、放射線Ｘを１回照射することにより、低圧画像と高圧画像の２つの放射線画像を得ることが可能となる。
　そして、上述のような第１波長の光２６Ａを吸収する第１光検出センサ４０と、第２波長の光２８Ａを吸収する第２光検出センサ４２と、が同一面内に複数配置されているので、第１光検出センサ４０と第２光検出センサ４２とが２層構造の場合に比べて、有機光電変換層３０の厚みが薄くなり、もって放射線検出器４００全体を薄くすることができる。
　また、第１光検出センサ４０の第１有機光電変換膜５４と第２光検出センサ４２の第２有機光電変換膜６４を有機材料で構成するので、他の材料に比べて、より薄く第１光検出センサ４０と第２光検出センサ４２を同一面内に配置することができる。
　また、有機光電変換層３０が二層構造である場合に比べて、製造工程数が減るので歩留まりが向上する。また、有機光電変換層３０が二層構造の場合、何れか一方の層が他方の層に比べて光の受光率が低下することになるが、本実施形態のように１層構造の場合、第１光検出センサ４０と第２光検出センサ４２の光の受光率は同一となる。また、二層構造の場合に比べ、電気特性が良くなりノイズの発生が少なくなる。
　また、第１実施形態や第２実施形態のように、第１シンチレータ層４０２に第１蛍光材料２６だけでなく第２蛍光材料２８も混ぜ合わせた場合に比べ、第１シンチレータ層４０２の厚みを薄くできる。そして、第１シンチレータ層４０２の厚みが薄ければ、放射線Ｘが、第１シンチレータ層４０２、有機光電変換層３０、ＴＦＴ基板３２、第２シンチレータ層４０４の順で入射しても、第１シンチレータ層４０２の中で主に放射線Ｘを吸収して発光するシンチレータ部分と有機光電変換層３０との距離が近くなり、有機光電変換層３０がより多くの光を吸収して感度が向上する。
（変形例）
　なお、本発明を特定の第１～第３実施形態について詳細に説明したが、本発明はかかる実施形態に限定されるものではなく、本発明の範囲内にて他の種々の実施形態が可能であることは当業者にとって明らかであり、例えば上述の複数の実施形態は、適宜、組み合わされて実施可能である。また、以下の変形例同士を、適宜、組み合わせてもよい。
　例えば、本発明の第１～３実施形態では、第１光検出センサ４０と第２光検出センサ４２は、図１２に示すように、互いに隣り合うように１対１の割合で複数配置されているので、解像度が同じ低圧画像と高圧画像を得ることになる。しかしながら、第１光検出センサ４０と第２光検出センサ４２の配置割合は、変更することができ、例えば第１光検出センサ４０は、第２光検出センサ４２に比べて多く配置されていても良い。よって、第１光検出センサと第２光検出センサ４２の配置割合を、図１３に示すような３対１の割合や、図１４に示すような８対１の割合にすることもできる。
　このように、入射した放射線Ｘのうち主に低エネルギーの放射線Ｘ１に感応して放射線Ｘから変換された第１波長の光２６Ａを吸収して電荷Ｑ１に変換する第１光検出センサ４０の数が多くなることで、第１光検出センサ４０から得られる低圧画像用の画素数が増え、低圧画像の解像度を高めることができる。そして、患者１４の軟部組織が現されている低圧画像の解像度を高めると、軟部組織の微細な部分を確実に視認することができるようになる。
　また、図１４に示す配置にすると、第２光検出センサ４２は、四方が複数の第１光検出センサ４０に囲まれて配置されることとなる。したがって、低圧画像の足りない画素の補完をする場合、足りない画素が四方の中心にある画素となるので、当該中心画素の四方の画素１２０を用いて精度のよい補完を行うことができる。
　また、図７に示す信号配線１２６は、画素１２０に対応する第１信号配線１２６Ａと、画素１２２に対応する第２信号配線１２６Ｂと、の２本の信号配線で構成されている場合を説明したが、１本の信号配線であってもよい。この場合は、信号処理装置２０４が、信号検出回路２００において検出された各画素１２０,１２２の情報から、画素１２０と画素１２２とを仕分けする処理を行う。
　また、図７では、各第１信号配線１２６Ａ及び各第２信号配線１２６Ｂを１つの信号検出回路２００に接続したが、信号検出回路２００を２つ設け、第１信号配線１２６Ａと第２信号配線１２６Ｂを別な信号検出回路２００に接続するようにしてもよい。これにより、従来の１つの放射線画像を検出する光検出基板２３に使用される信号検出回路を使用することができる。
　また、１つの第１光検出センサ４０又は第２光検出センサ４２が、それぞれ患者１４を透過した放射線Ｘにより現される放射線画像の１画素を構成する場合を説明したが、複数の画素を構成するようにしてもくよく、逆に、複数の第１光検出センサ４０又は第２光検出センサ４２が放射線画像の１画素を構成するようにしてもよい。
　また、第１実施形態では、筐体１６の内部には、放射線Ｘが照射される筐体１６の入射面１８側から、患者１４を透過した放射線Ｘを検出する放射線検出器２０、及び制御基板２２が順に設けられている場合を説明したが、放射線Ｘが照射される入射面１８側から順に、患者１４を透過することに伴って生ずる放射線Ｘの散乱線を除去するグリッド、放射線検出器２０、及び放射線Ｘのバック散乱線を吸収する鉛板が収容されていてもよい。
　また、第１実施形態では、筐体１６の形状が矩形平板状である場合を説明したが、特に限定されるものではなく、例えば正面視が正方形や円形になるようにしてもよい。
　また、第１実施形態では、制御基板２２を１つで形成した場合について説明したが、本発明はかかる実施形態に限定されるものではなく、制御基板２２が機能毎に複数に分かれていてもよい。さらに、制御基板２２を、放射線検出器２０と垂直方向（筐体１６の厚み方向）に並んで配置する場合を説明したが、放射線検出器２０と水平方向に並んで配置するようにしてもよい。
　また、放射線Ｘは、Ｘ線だけに限られず、α線，β線，γ線，電子線又は紫外線等であってもよい。
　また、放射線画像撮影装置が可搬性のある電子カセッテ１０である場合を説明したが、放射線画像撮影装置は、可搬性のない大型の放射線画像撮影装置であってもよい。
　また、第１実施形態では、放射線Ｘの入射面を基板３２側としたが、シンチレータ層２４側としてもよい。
　また、第１実施形態では、放射線Ｘの入射面としてのＴＦＴ基板３２から順に、有機光電変換層３０、シンチレータ層２４が積層されている場合を説明したが、積層の順番は適宜変更でき、例えば放射線Ｘの入射面をシンチレータ層２４とし、ＴＦＴ基板３２、有機光電変換層３０が積層されていてもよい。
　また、第３実施形態では、放射線Ｘの入射面を第１シンチレータ２４側としたが、第２シンチレータ層２５側としてもよい。
　なお、日本出願２０１０－１６９４４４及び日本出願２０１０－１６８５８３の開示はその全体が参照により本明細書に取り込まれる。
　本明細書に記載された全ての文献、特許出願、および技術規格は、個々の文献、特許出願、および技術規格が参照により取り込まれることが具体的かつ個々に記載された場合と同程度に、本明細書中に参照により取り込まれる。
符号１４は、患者（被写体）である。
符号２０は、３００、４００ 放射線検出器である。
符号２４は、シンチレータ層（第１シンチレータ層）である。
符号２４Ａ、４０２は、第１シンチレータ層である。
符号２４Ｂ、４０４は、第２シンチレータ層である。
符号２６は、第１蛍光材料である。
符号２６Ａは、ピークが第１波長の光である。
符号２８は、第２蛍光材料である。
符号２８Ａは、ピークが第２波長の光である。
符号３０は、有機光電変換層である。
符号３２は、アクティブマトリクス基板、ＴＦＴ基板（基板）である。
符号４０は、第１光検出センサである。
符号４２は、第２光検出センサである。
符号７０、７２は、ＴＦＴスイッチ（トランジスタ）である。
符号１０４は、活性層である。
符号１２０、１２２は、画素である。
符号Ｑ１、Ｑ２は、電荷である。
符号Ｘは、放射線である。
符号Ｘ１は、低エネルギーの放射線である。
符号Ｘ２は、高エネルギーの放射線である。 

Claims (16)

  1. 　入射した放射線のうち主に低エネルギーの放射線に感応し、前記放射線を第１波長の光に変換する第１蛍光材料と、前記放射線のうち主に前記低エネルギーよりも高エネルギーの放射線に感応し、前記放射線を前記第１波長と異なる第２波長の光に変換する第２蛍光材料とが混合された第１シンチレータ層と、
    　有機材料で構成され、前記第２波長の光に比べ前記第１波長の光を多く吸収して電荷に変換する第１光検出センサと、前記有機材料とは異なる有機材料で構成され、前記第１波長の光に比べ前記第２波長の光を多く吸収して電荷に変換する第２光検出センサと、が同一面内に複数配置された有機光電変換層と、
    　前記有機光電変換層に配設され、前記有機光電変換層で発生した電荷を読み出すトランジスタが形成された基板と、
    　が前記放射線の入射方向に積層して構成された放射線検出器。
  2. 　入射した放射線のうち主に低エネルギーの放射線に感応し、前記放射線を第１波長の光に変換する第１シンチレータ層と、
    　前記放射線のうち主に前記低エネルギーよりも高エネルギーの放射線に感応し、前記放射線を前記第１波長と異なる第２波長の光に変換する第２シンチレータ層と、
    　有機材料で構成され、前記第２波長の光に比べ前記第１波長の光を多く吸収して電荷に変換する第１光検出センサと、前記有機材料とは異なる有機材料で構成され、前記第１波長の光に比べ前記第２波長の光を多く吸収して電荷に変換する第２光検出センサと、が同一面内に複数配置された有機光電変換層と、
    　前記第１シンチレータ層と前記第２シンチレータ層の間に配置され、且つ面上に前記有機光電変換層が形成されており、前記有機光電変換層で発生した電荷を読み出すトランジスタが形成された光透過性の基板と、
    　が前記放射線の入射方向に積層して構成された放射線検出器。
  3. 　前記基板は光透過性であり、
    　前記基板には、前記第１シンチレータ層と同一の材料で構成された第２シンチレータ層が配設されている、
    　請求項１に記載の放射線検出器。
  4. 　前記基板側を前記放射線の入射面とした、
    　請求項１に記載の放射線検出器。
  5. 　前記第１光検出センサ及び前記第２光検出センサの総受光面積は、同一である、
    　請求項１～請求項４の何れか１項に記載の放射線検出器。
  6. 　前記第１光検出センサ及び前記第２光検出センサは、それぞれ被写体を透過した前記放射線により現される放射線画像の１画素を構成する、
    　請求項５に記載の放射線検出器。
  7. 　前記第１光検出センサと前記第２光検出センサは、互いに隣り合うように１対１の割合で複数配置されている、
    　請求項６に記載の放射線検出器。
  8. 　前記第１光検出センサは、前記第２光検出センサに比べて多く配置されている、
    　請求項６に記載の放射線検出器。
  9. 　前記第２光検出センサは、四方が複数の前記第１光検出センサに囲まれて配置されている、
    　請求項８に記載の放射線検出器。
  10. 　前記第１光検出センサは、前記第２波長の光を透過して前記第１波長の光を吸収し、
    　前記第２光検出センサは、前記第１波長の光を透過して前記第２波長の光を吸収する、
    　請求項１～請求項４の何れか１項に記載の放射線検出器。
  11. 　前記第１波長は青色の光の波長であり、前記第２波長は緑色の光の波長である、
    　請求項１～請求項４の何れか１項に記載の放射線検出器。
  12. 　前記第１シンチレータ層及び前記第２シンチレータ層は、前記第１蛍光材料及び前記第２蛍光材料として、前記放射線を緑色の光に変換するＴｂをドープしたＧｄ２Ｏ２Ｓ、及び前記放射線を青色の光に変換するＥｕをドープしたＢａＦＸ（Ｘはハロゲン元素）が混合されている、
    　請求項３に記載の放射線検出器。
  13. 　前記第１シンチレータ層は、放射線を青色の光に変換するＥｕをドープしたＢａＦＸ（Ｘはハロゲン元素）で構成され、
    　前記第２シンチレータ層は、放射線を緑色の光に変換するＴｂをドープしたＧｄ２Ｏ２Ｓで構成されている、
    　請求項２に記載の放射線検出器。
  14. 　前記トランジスタの活性層は非晶質酸化物で構成され、
    　前記基板は、プラスチック樹脂で構成される、
    　請求項１～請求項４の何れか１項に記載の放射線検出器。
  15. 　前記第１シンチレータ層は、柱状構造である、
    　請求項２又は請求項１３に記載の放射線検出器。
  16. 　請求項１～請求項４の何れか１項に記載の放射線検出器の製造方法であって、
    　前記有機光電変換層の前記第１光検出センサと前記第２光検出センサをインクジェット方式で前記基板上の同一面内に複数配置する、
    　放射線検出器の製造方法。
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