WO2012147814A1 - 放射線画像検出装置、及び放射線撮影装置 - Google Patents

放射線画像検出装置、及び放射線撮影装置 Download PDF

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WO2012147814A1
WO2012147814A1 PCT/JP2012/061136 JP2012061136W WO2012147814A1 WO 2012147814 A1 WO2012147814 A1 WO 2012147814A1 JP 2012061136 W JP2012061136 W JP 2012061136W WO 2012147814 A1 WO2012147814 A1 WO 2012147814A1
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WO
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sensor panel
image detection
detection apparatus
fluorescence
radiation image
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PCT/JP2012/061136
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English (en)
French (fr)
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中津川　晴康
岩切　直人
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富士フイルム株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to a radiation image detection apparatus and a radiation imaging apparatus provided with the radiation image detection apparatus.
  • a scintillator formed of a fluorescent composition that emits fluorescence by radiation exposure and an array of pixels that detect the fluorescence generated in the scintillator and convert it into an electric signal are used as a substrate And a sensor panel provided.
  • the radiation transmitted through the subject is converted to light by the scintillator, and the fluorescence of the scintillator is converted to electrical signals by the pixels of the sensor panel, thereby generating image data.
  • the radiation image detecting apparatus described in Patent Document 1 includes a scintillator formed by uniformly mixing two types of fluorescent materials A and B, two sensor panels disposed facing each other with the scintillator interposed therebetween, and It is comprised by two filters each interposed between a sensor panel and a scintillator.
  • the fluorescent materials A and B one absorbs mainly the low energy component of radiation, and the other absorbs mainly the high energy component of radiation, and the peak wavelengths of fluorescence emitted upon absorption of radiation are different from each other.
  • one filter blocks the fluorescence of the fluorescent material A and transmits the fluorescence of the other fluorescent material B, and the other filter blocks the fluorescence of the fluorescent material B and transmits the fluorescence of the other fluorescent material A.
  • one sensor panel receives only the fluorescence of the fluorescent material A and generates image data based on the low energy component of the radiation, and the other sensor panel receives the fluorescence of the fluorescent material B only To generate image data based on the high energy component of the radiation.
  • the present invention has been made in view of the above-described circumstances, and an object thereof is to provide a radiation image detecting apparatus and a radiation imaging apparatus capable of obtaining a good energy subtraction image by a simple apparatus configuration.
  • a first sensor panel disposed on a radiation incident side of the phosphor comprising: a phosphor including a fluorescent composition; and an array of first pixels for detecting the first fluorescence; And a second sensor panel arranged to face the first sensor panel with the phosphor interposed between the second pixel array for detecting the two fluorescences;
  • the contents of the first fluorescent composition and the second fluorescent composition are higher on the first sensor panel side with respect to the first fluorescent composition, and on the second sensor panel side with respect to the second fluorescent composition.
  • Radiographic image detector with high fluorescent composition is Radiographic image detector with high fluorescent composition.
  • the first fluorescence of the first fluorescent composition is mainly on the first sensor panel side of the phosphor
  • the second fluorescence of the second fluorescent composition is mainly on the phosphor It occurs on the second sensor panel side.
  • the first fluorescence is attenuated by absorption by the phosphor itself and the like before reaching the second sensor panel
  • the second fluorescence is similarly attenuated before reaching the first sensor panel. It is attenuated.
  • the first fluorescence is mainly detected to generate image data based on the low energy component of the radiation
  • the second fluorescence is mainly detected to be the radiation Image data based on the high energy component of
  • the fluorescence received at each sensor panel can be sorted without using a filter, and a good energy subtraction image can be obtained by a simple device configuration.
  • FIG. 1 shows an exemplary configuration of a radiation image detection apparatus and a radiation imaging apparatus for explaining an embodiment of the present invention
  • FIG. 2 shows a control block of the radiation imaging apparatus of FIG.
  • the X-ray imaging apparatus 1 is an X-ray diagnostic apparatus for imaging a subject (patient) H in a standing position, and is disposed opposite to the X-ray source 2 for emitting a cone beam X-ray to the subject H X-ray image detection apparatus 3 which detects X-rays transmitted through the object H from the X-ray source 2 and generates image data, and the exposure operation of the X-ray source 2 and X-ray image based on the operation of the operator It is roughly divided into a console 4 that controls the imaging operation of the detection device 3 and processes the image data acquired by the X-ray image detection device 3.
  • the X-ray source 2 is held by an X-ray source holder 5 suspended from a ceiling.
  • the X-ray image detection device 3 is held by a stand 6 installed on the floor.
  • the X-ray source 2 is emitted from the X-ray tube 12 which generates X-rays in accordance with the high voltage applied from the high voltage generator 11 under the control of the X-ray source control unit 10 and the X-ray tube 12
  • a collimator unit 14 having a movable collimator 13 for limiting an irradiation field so as to shield a portion which does not contribute to the inspection area of the subject H among X-rays.
  • the X-ray source holding device 5 is connected to the carriage 16 configured to be movable in the horizontal direction (z direction) along the ceiling rail 15 installed on the ceiling, and extends downward from the carriage 16
  • a plurality of support posts 17, a drive mechanism for moving the carriage 16 along the ceiling rail, and a drive mechanism for extending and retracting the support posts 17 are provided.
  • the X-ray source 2 is attached to the tip of the support 17.
  • the stand 6 is provided with a main body 18 installed on the floor, a holding portion 19 mounted movably in the vertical direction on the main body 18, and a drive mechanism for moving the holding portion 19 up and down.
  • the X-ray image detection device 3 is attached to the holding unit 19.
  • the drive mechanism is controlled by the console 4 based on the setting operation of the operator.
  • the console 4 is provided with a control device 20 including a CPU, a ROM, a RAM, and the like.
  • the control device 20 includes an input device 21 through which an operator inputs an imaging instruction and the content of the instruction, and an image processing unit 22 processing the image data acquired by the X-ray image detection device 3 to generate an X-ray image.
  • an image storage unit 23 for storing an X-ray image, a monitor 24 for displaying an X-ray image and the like, and an interface (I / F) 25 connected to each unit of the X-ray imaging apparatus 1.
  • the control device 20, the input device 21, the image processing unit 22, the image storage unit 23, the monitor 24, and the I / F 25 are connected via a bus 26.
  • the distance between the X-ray source 2-X-ray image detection device 3 (shooting distance) SID, X-ray shooting conditions such as tube voltage, shooting timing and the like are input.
  • the control device 20 moves the X-ray source 2 to a position to be the above-described input imaging distance SID based on the horizontal position of the X-ray source 2 supplied from the X-ray source holding device 5.
  • the radiation source holding device 5 is driven.
  • the control device 20 moves the X-ray source 2 to the vertical position facing the X-ray image detection device 3 based on the vertical position of the X-ray image detection device 3 supplied from the stand 6.
  • the radiation source holding device 5 is driven.
  • the X-ray image detection device 3 includes a scintillator (phosphor) 30 including a fluorescent composition that emits fluorescence by X-ray exposure, and a first sensor panel 31 and a second sensor disposed so as to sandwich the scintillator 30 therebetween. And a panel 32.
  • a scintillator (phosphor) 30 including a fluorescent composition that emits fluorescence by X-ray exposure
  • a first sensor panel 31 and a second sensor disposed so as to sandwich the scintillator 30 therebetween.
  • a panel 32 a panel 32.
  • the X-ray image detection apparatus 3 of this example is attached to the holding unit 19 (see FIG. 1) such that the first sensor panel 31 is located on the X-ray source 2 side, and the X-ray is a first sensor It enters the X-ray image detection device 3 from the panel 31 side.
  • X-rays (hereinafter referred to as incident X-rays) incident on the X-ray image detection device 3 pass through the first sensor panel 31 and enter the scintillator 30, and fluorescence is generated in the scintillator 30 subjected to X-ray exposure.
  • the first sensor panel 31 detects a part of the fluorescence generated in the scintillator 30, and generates image data corresponding to the detected X-ray.
  • the second sensor panel 32 also detects part of the fluorescence generated in the scintillator 30, and generates image data corresponding to the detected X-rays.
  • Both image data generated by the first sensor panel 31 and the second sensor panel 32 are respectively sent to the image processing unit 22 (see FIG. 2) of the console 4.
  • the image processing unit 22 appropriately weights, for example, both image data, and generates an energy subtraction image by subtracting the other image data from one image data.
  • FIG. 3 shows the configuration of the X-ray image detection device 3.
  • the first sensor panel 31 has an insulating substrate 40 such as a glass substrate and an array of first pixels 41 provided on the insulating substrate 40.
  • Each of the first pixels 41 includes a photoelectric conversion element 42 that receives the fluorescence of the scintillator 30 to generate an electric charge, and a readout circuit unit 43 for reading out the electric charge generated in the photoelectric conversion element.
  • the read out circuit unit 43 is formed of a thin film transistor (TFT: Thin Film Transistor), and is formed on the insulating substrate 40.
  • the photoelectric conversion element 42 is a thin film photodiode in which a photoelectric conversion film is provided between a pair of electrodes, and is formed on the insulating substrate 40.
  • Amorphous silicon (a-Si) is used for the photoelectric conversion film, and the spectral sensitivity of the a-Si photodiode is that the peak wavelength is 550 nm to 600 nm and it is in the green wavelength range (495 nm to 570 nm) But are widely distributed up to the blue wavelength range.
  • the blue wavelength range includes the near ultraviolet range, and refers to the range of wavelengths of 200 nm to 495 nm.
  • the charges generated in each of the photoelectric conversion elements 42 are sequentially read out via the corresponding read out circuit unit 43, and converted into electric signals in a signal processing unit (not shown) to which these read out circuit units 43 are connected. , Digital image data is generated.
  • the photoelectric conversion element 42 and the readout circuit unit 43 are formed in different layers, and the layer of the photoelectric conversion element 42 is disposed on the scintillator 30 side.
  • the photoelectric conversion element 42 and the read out circuit unit 43 may be formed in one same layer, or the layer of the read out circuit unit 43 and the layer of the photoelectric conversion element 42 may be formed in this order from the scintillator 30 side.
  • the size of the photoelectric conversion element 42 can be increased by forming the photoelectric conversion element 42 and the read out circuit unit 43 in different layers as in the illustrated example.
  • the photoelectric conversion element 42 can be disposed closer to the scintillator 30, and the sensitivity is improved. Do.
  • the second sensor panel 32 has an insulating substrate 50 such as a glass substrate and an array of second pixels 51 provided on the insulating substrate 50.
  • Each of the second pixels 51 includes a photoelectric conversion element 52 and a read out circuit unit 53.
  • the configurations of the photoelectric conversion element 52 and the readout circuit unit 53 are the same as the configurations of the photoelectric conversion element 42 and the readout circuit unit 43 in the first pixel 41, and the description thereof will be omitted.
  • the scintillator 30 is formed of a mixture of a first fluorescent composition and a second fluorescent composition.
  • the first fluorescent composition emits fluorescence mainly by absorbing the low energy component of the X-ray, with the K absorption edge in a relatively low energy region.
  • the second fluorescent composition emits fluorescence by absorbing the high energy component of X-rays more than the first fluorescent composition, with the K absorption edge being at a higher energy range than the first fluorescent composition.
  • europium-activated barium barium fluoride halide (BaFX: Eu (X is a halogen such as Cl, Br or I)) is used as the first fluorescent composition, and calcium tungstate (CaWO) is used as the second fluorescent composition. 4 ) is used.
  • the peak wavelength (380 nm) of the fluorescence emitted by the first fluorescent composition (BaFX: Eu)
  • the peak wavelength (425 nm) of the fluorescence emitted by the second fluorescent composition (CaWO 4 ) are all blue. In the wavelength range of
  • FIG. 4 shows the contents of the first fluorescent composition and the second fluorescent composition in the scintillator 30.
  • the content ratio of the first fluorescent composition and the second fluorescent composition is the thickness direction of the scintillator 30 (the first sensor panel 31 and the second sensor panel 32 facing each other with the scintillator 30 interposed therebetween). Change in the opposite direction).
  • the content of the first fluorescent composition is higher than that of the second fluorescent composition, and opposite to the X-ray incident side in the scintillator 30
  • the content of the second fluorescent composition is higher than that of the first fluorescent composition.
  • the change in the content ratio of the first fluorescent composition and the second fluorescent composition in the scintillator 30 is, for example, a resin that transmits light of each particle of the first fluorescent composition and the second fluorescent composition. And cure the resin to produce a scintillator, in which the particle size of the first fluorescent composition and the particle size of the second fluorescent composition are made different, and under appropriate stirring conditions. Can be obtained by relatively settling particles of any of the fluorescent compositions.
  • the content rates of the first fluorescent composition and the second fluorescent composition may change linearly in the thickness direction of the scintillator 30, or may change non-linearly, or change stepwise. You may
  • incident X-rays pass through the first sensor panel 31 and enter the scintillator 30.
  • the content of the first fluorescent composition mainly absorbing the low energy component of the X-ray is relatively high.
  • the low energy component of the incident X-ray is mainly absorbed.
  • a fluorescence Lb1 corresponding to the absorbed X-rays is generated, and this fluorescence Lb1 is detected by the first sensor panel 31.
  • image data based on the low energy component of the incident X-ray is generated.
  • the high energy component of the incident X-ray is not absorbed by the first sensor panel 31 side of the scintillator 30 having a high content of the first fluorescent composition, and the deep portion of the scintillator 30, ie, the first fluorescent composition It reaches the side of the second sensor panel 32 where the content of the second fluorescent composition that absorbs the high energy component of X-ray more than that of the object is relatively high, and is absorbed there. Then, on the second sensor panel 32 side of the scintillator 30, a fluorescence Lb2 corresponding to the absorbed X-rays is generated, and this fluorescence Lb2 is detected by the second sensor panel 32. Thereby, image data based on the high energy component of the incident X-ray is generated.
  • the peak wavelength (380 nm) of the fluorescence emitted by the first fluorescent composition (BaFX: Eu) and the peak wavelength (425 nm) of the fluorescence emitted by the second fluorescent composition (CaWO 4 ) are both blue.
  • the fluorescence Lb2 which is in the wavelength range and which is produced on the second sensor panel side 32 of the scintillator 30 by the high energy component of the incident X-rays can also be detected by the first sensor panel 31, but the fluorescence Lb2 is While reaching the sensor panel 31, it is attenuated by absorption by the scintillator 30 itself and the like.
  • the fluorescence Lb2 is prevented from being mixed and detected in the fluorescence Lb1 generated on the first sensor panel 31 side of the scintillator 30 by the low energy component of the incident X-ray.
  • the influence of the high energy component of the incident X-ray is reduced.
  • the fluorescence Lb1 can be detected by the second sensor panel 32, the fluorescence Lb1 is attenuated by absorption by the scintillator 30 itself and the like before reaching the second sensor panel 32. Therefore, in the second sensor panel 32, the fluorescence Lb1 is prevented from being mixed and detected in the fluorescence Lb2. Thereby, in the image data based on the high energy component of the incident X-ray, the influence of the low energy component of the incident X-ray is reduced.
  • the fluorescence Lb1 of the first fluorescent composition is mainly on the side of the first sensor panel 31 of the scintillator 30, and the fluorescence Lb2 of the second fluorescent composition is mainly on the second of the scintillator 30. Occurs on the sensor panel 32 side of the The fluorescence Lb1 is attenuated by absorption by the scintillator 30 itself or the like before reaching the second sensor panel 32, and the fluorescence Lb2 is similarly attenuated during reaching the first sensor panel 31. Ru.
  • the fluorescence Lb1 is mainly detected to generate image data based on the low energy component of the radiation
  • the fluorescence Lb2 is mainly detected and the radiation is high. Image data based on the energy component is generated.
  • the fluorescence received at each of the sensor panels 31 and 32 can be sorted without using a filter, and a good energy subtraction image can be obtained by a simple device configuration.
  • the insulating substrates 40 and 50 included in the first sensor panel 31 and the second sensor panel 32 are not limited to glass substrates, and flexible substrates made of a resin material or the like can be used. Moreover, although inorganic semiconductor materials, such as a-Si, are typically used for TFT which comprises the read-out circuit parts 43 and 53, an organic semiconductor material and an amorphous oxide semiconductor material can also be used. These materials will be described later.
  • FIG. 5 shows another example of a radiation image detection apparatus for describing an embodiment of the present invention.
  • description is abbreviate
  • the X-ray image detection apparatus 103 shown in FIG. 5 includes a scintillator 130, a first sensor panel 31 and a second sensor panel 32 disposed so as to sandwich the scintillator 130, a scintillator 130, and a first sensor panel. 31 and a second filter 134 provided between the scintillator 130 and the second sensor panel 32.
  • the scintillator 130 is formed of a mixture of the first fluorescent composition and the second fluorescent composition.
  • the first fluorescent composition emits fluorescence mainly by absorbing the low energy component of the X-ray, with the K absorption edge in a relatively low energy region.
  • the second fluorescent composition has a K absorption edge at a higher energy range than the fluorescent composition forming the first scintillator 31, and absorbs a high energy component of X-rays more than the first fluorescent composition.
  • the peak wavelength of the fluorescence is in a second wavelength range out of the first wavelength range where the peak wavelength of the fluorescence of the first fluorescent composition is present.
  • europium activated barium fluorohalide (BaFX: Eu) is used as the first fluorescent composition
  • terbium activated gadolinium oxide (Gd 2 O 2 S: Tb) is used as the second fluorescent composition.
  • the peak wavelength (380 nm) of the fluorescence emitted from the first fluorescent composition (BaFX: Eu) is in the blue wavelength range
  • the fluorescence emitted from the second fluorescent composition (Gd 2 O 2 S: Tb) Peak wavelength (545 nm) is in the green wavelength range.
  • the content ratio of the first fluorescent composition and the second fluorescent composition is the second fluorescent composition on the X-ray incident side (the first sensor panel 31 side) in the scintillator 130.
  • the content ratio of the first fluorescent composition is higher than that of the first fluorescent composition on the side (the second sensor panel 32 side) opposite to the X-ray incident side in the scintillator 130 as compared to the first fluorescent composition.
  • the content of the composition is high.
  • the first filter 133 selectively blocks the light in the green wavelength range where the peak wavelength of the fluorescence of the second fluorescent composition (Gd 2 O 2 S: Tb) is present, and the first fluorescent composition (Gd 2 O 2 S: Tb) It is a filter that transmits light in the blue wavelength range where the peak wavelength of fluorescence of BaFX: Eu) is present.
  • the second filter 134 is a filter that selectively blocks light in the green wavelength range and transmits light in the blue wavelength range.
  • a color filter that selectively absorbs light of a specific wavelength range can be used, but in this example, light of a specific wavelength range is used.
  • a dichroic filter that selectively reflects is used.
  • incident X-rays pass through the first sensor panel 31 and enter the scintillator 130.
  • the content of the first fluorescent composition that mainly absorbs the low energy component of the X-ray is relatively high.
  • the low energy component of the incident X-ray is mainly absorbed.
  • fluorescence Lb of a blue wavelength range corresponding to the absorbed X-rays is generated, and this fluorescence Lb is transmitted through the first filter 133 to be the first sensor It is detected by the panel 31. Thereby, image data based on the low energy component of the incident X-ray is generated.
  • the high energy component of the incident X-ray is not absorbed by the first sensor panel 31 side of the scintillator 130 having a high content of the first fluorescent composition, and the deep portion of the scintillator 130, that is, the first fluorescent composition It reaches the side of the second sensor panel 32 where the content of the second fluorescent composition that absorbs the high energy component of X-ray more than that of the object is relatively high, and is absorbed there. Then, on the second sensor panel 32 side of the scintillator 130, fluorescence Lg in a green wavelength range corresponding to the absorbed X-rays is generated, and this fluorescence Lg passes through the second filter 134 to be transmitted to the second sensor It is detected by the panel 32. Thereby, image data based on the high energy component of the incident X-ray is generated.
  • the photoelectric conversion element formed of the a-Si photodiode included in each of the first pixel 41 of the first sensor panel 31 and the second pixel 51 of the second sensor panel 32 has a visible range. Widely have spectral sensitivity. Therefore, although the fluorescence Lg generated on the second sensor panel side 32 of the scintillator 130 by the high energy component of the incident X-rays can be detected also by the first sensor panel 31, the fluorescence Lg is detected in the first sensor panel It is attenuated by absorption etc. by the scintillator 130 itself until it reaches, and is further reflected by the first filter 133 that reflects light in the green wavelength range.
  • the fluorescence Lg is prevented from being mixed and detected in the fluorescence Lb generated on the first sensor panel 31 side of the scintillator 130 by the low energy component of the incident X-ray.
  • the influence of the high energy component of the incident X-ray is reduced.
  • the fluorescence Lb generated on the first sensor panel side 31 of the scintillator 130 by the low energy component of the incident X-rays may also be detected by the second sensor panel 32, but the fluorescence Lb is detected by the second sensor panel Until reaching 32, the light is attenuated by absorption by the scintillator 130 itself or the like, and is further reflected by the second filter 134 that reflects light in the blue wavelength range. Therefore, in the second sensor panel 32, the fluorescence Lb is prevented from being mixed and detected by the fluorescence Lg generated on the second sensor panel 32 side of the scintillator 130 by the high energy component of the incident X-ray. Thereby, in the image data based on the high energy component of the incident X-ray, the influence of the low energy component of the incident X-ray is reduced.
  • the fluorescence Lg reflected by the first filter 133 is detected by the second sensor panel 32, and the fluorescence Lb reflected by the second filter 134 is detected by the first sensor panel 31. . Thereby, the sensitivity in the first sensor panel 31 and the second sensor panel 32 is improved.
  • FIG. 6 shows another example of a radiation image detection apparatus for describing an embodiment of the present invention.
  • description is abbreviate
  • the X-ray image detection apparatus 203 shown in FIG. 6 includes a scintillator 130, and a first sensor panel 231 and a second sensor panel 232 disposed so as to sandwich the scintillator 130 therebetween.
  • the first sensor panel 231 has an insulating substrate 40 and an array of first pixels 241 provided on the insulating substrate 40.
  • Each of the first pixels 241 includes a photoelectric conversion element 242 and a read out circuit unit 43 for reading out the charge generated in the photoelectric conversion element.
  • the read out circuit unit 43 is formed of a thin film transistor (TFT: Thin Film Transistor), and is formed on the insulating substrate 40.
  • the photoelectric conversion element 242 is a thin film photodiode in which a photoelectric conversion film is provided between a pair of electrodes, and is formed on the insulating substrate 40. Then, an organic photoelectric conversion film (hereinafter referred to as “photoelectric conversion film”) generates a charge by absorbing light in a blue wavelength range where there is a peak wavelength of the first fluorescent composition (BaFX: Eu) contained in the scintillator 130 , Blue absorption OPC (Organic photoelectric conversion) film) is used.
  • the photoelectric conversion element 242 Since the OPC film generally has a sharp absorption spectrum, the photoelectric conversion element 242 has spectral sensitivity substantially only in the blue wavelength range. Also, due to the sharp absorption spectrum of the OPC film, the photoelectric conversion element using the OPC film hardly absorbs X-rays, so it is excellent in X-ray resistance and noise generated by absorbing X-rays. Is suppressed.
  • an OPC film described in JP-A-2009-218599 can be used.
  • the second sensor panel 232 is configured in the same manner as the first sensor panel 231, and includes an insulating substrate 50 and an array of second pixels 251 provided on the insulating substrate. Each of the second pixels 251 is configured of a photoelectric conversion element 252 and a read out circuit unit 53.
  • the photoelectric conversion element 252 is a thin film photodiode in which a photoelectric conversion film is provided between a pair of electrodes, and is formed on the insulating substrate 50. Then, the photoelectric conversion film absorbs light in a green wavelength range having a peak wavelength of the second fluorescent composition (Gd 2 O 2 S: Tb) contained in the scintillator 130 to generate an electric charge.
  • a conversion film (hereinafter referred to as a green absorption OPC (Organic photoelectric conversion) film) is used. Since the OPC film generally has a sharp absorption spectrum, the photoelectric conversion element 252 has spectral sensitivity substantially only in the green wavelength range.
  • OPC Organic photoelectric conversion
  • an OPC film using quinacridone described in, for example, JP-A-2009-32854 can be used.
  • incident X-rays pass through the first sensor panel 231 and enter the scintillator 130.
  • the content of the first fluorescent composition that mainly absorbs the low energy component of the X-ray is relatively high.
  • the low energy component of the incident X-ray is mainly absorbed.
  • fluorescence Lb in a blue wavelength range corresponding to the absorbed X-rays is generated, and this fluorescence Lb is detected by the first sensor panel 231. Thereby, image data based on the low energy component of the incident X-ray is generated.
  • the high energy component of the incident X-ray is not absorbed by the first sensor panel 231 side of the scintillator 130 having a high content of the first fluorescent composition, and the deep portion of the scintillator 130, that is, the first fluorescent composition It reaches the side of the second sensor panel 232 where the content of the second fluorescent composition that absorbs the high energy component of X-ray more than that of the object is relatively high, and is absorbed there. Then, on the second sensor panel 232 side of the scintillator 130, fluorescence Lg in a green wavelength range corresponding to the absorbed X-rays is generated, and this fluorescence Lg is detected by the second sensor panel 232. Thereby, image data based on the high energy component of the incident X-ray is generated.
  • the organic photoelectric conversion element 242 included in the first pixel 241 of the first sensor panel 231 substantially has spectral sensitivity only in the blue wavelength range. Therefore, the fluorescence Lg in the green wavelength range generated on the second sensor panel side 32 of the scintillator 130 by the high energy component of the incident X-ray is not detected by the first sensor panel 231. Thereby, in the image data based on the low energy component of the incident X-ray, the influence of the high energy component of the incident X-ray is reduced.
  • the organic photoelectric conversion element 252 included in the second pixel 251 of the second sensor panel 232 has spectral sensitivity substantially only in the green wavelength range.
  • the fluorescence Lb in the blue wavelength range produced on the first sensor panel side 231 of the scintillator 130 by the low energy component of the incident X-rays is not detected by the second sensor panel 232. Thereby, in the image data based on the high energy component of the incident X-ray, the influence of the low energy component of the incident X-ray is reduced.
  • FIG. 7 shows another example of a radiation image detection apparatus for explaining an embodiment of the present invention.
  • description is abbreviate
  • An X-ray image detection apparatus 303 shown in FIG. 7 includes a scintillator 30 and a first sensor panel 331 and a second sensor panel 332 disposed so as to sandwich the scintillator 30 therebetween.
  • the scintillator 30 is formed of a mixture of a first fluorescent composition and a second fluorescent composition, and as the first fluorescent composition, europium activated barium barium halide halide (BaFX: Eu (X is Cl or Br) And halogens such as I), etc., calcium tungstate (CaWO 4 ) is used as the second fluorescent composition.
  • the peak wavelength (380 nm) of the fluorescence emitted by the first fluorescent composition (BaFX: Eu) and the peak wavelength (425 nm) of the fluorescence emitted by the second fluorescent composition (CaWO 4 ) are all blue. In the wavelength range of
  • the first sensor panel 331 has a semiconductor substrate 340 and an array of first pixels 341 provided on the semiconductor substrate 340.
  • the semiconductor substrate 340 is formed of a semiconductor material having a band gap of 2.8 eV or more, and has an absorption characteristic to light in the blue wavelength range.
  • a semiconductor material SiC (band gap: 2.8 eV), ZnO (band gap: 3.2 eV), GaN (band gap: 3.4 eV), etc. can be illustrated.
  • Each of the first pixels 341 is a photoelectric conversion element 342 such as a photodiode which receives fluorescence of the scintillator 30 to generate electric charge, and a CCD (Charge Coupled Device) for reading out the electric charge generated in the photoelectric conversion element 342 And a readout circuit portion 343 such as a complementary metal oxide semiconductor (CMOS).
  • CMOS complementary metal oxide semiconductor
  • the photoelectric conversion element 342 and the readout circuit portion 343 which constitute the first pixel 341 are both formed on the semiconductor substrate 340.
  • the photoelectric conversion element 342 formed on the semiconductor substrate 340 having an absorption characteristic to light in the blue wavelength range has spectral sensitivity substantially only in the blue wavelength range.
  • the band gap of the semiconductor substrate 340 is single crystal Si.
  • a semiconductor material such as SiC having a band gap of 1.1 eV or more is used, and the X-ray resistance of the photoelectric conversion element 342 and the readout circuit portion 343 formed on the semiconductor substrate 340 is formed on a single crystal Si semiconductor substrate. It is superior to things.
  • the first sensor panel 331 is disposed on the X-ray incident side, and is directly exposed to the incident X-rays. Therefore, it is preferable that the photoelectric conversion element 342 and the readout circuit unit 343 have excellent X-ray resistance.
  • the readout circuit unit 343 such as a CCD or CMOS formed on the semiconductor substrate 340 is superior in readout speed to the readout circuit unit formed of a TFT formed on a glass substrate.
  • the second sensor panel 332 is configured similarly to the first sensor panel 331, and includes a semiconductor substrate 350 and an array of second pixels 351 provided on the semiconductor substrate 350.
  • the semiconductor substrate 350 is formed of a semiconductor material having a band gap of 2.8 eV or more, and has an absorption characteristic to light in the blue wavelength range.
  • Each of the second pixels 351 is composed of the photoelectric conversion element 352 and the readout circuit portion 353, and both the photoelectric conversion element 352 and the readout circuit portion 353 are formed on the semiconductor substrate 350.
  • the photoelectric conversion element 352 formed on the semiconductor substrate 350 having absorption characteristics for light in the blue wavelength range has spectral sensitivity substantially only in the blue wavelength range.
  • incident X-rays pass through the first sensor panel 331 and enter the scintillator 30.
  • the content of the first fluorescent composition that mainly absorbs the low energy component of the X-ray is relatively high.
  • the low energy component of the incident X-ray is mainly absorbed.
  • a fluorescence Lb1 corresponding to the absorbed X-rays is generated, and this fluorescence Lb1 is detected by the first sensor panel 331. Thereby, image data based on the low energy component of the incident X-ray is generated.
  • the high energy component of the incident X-ray is not absorbed by the first sensor panel 331 side of the scintillator 30 having a high content of the first fluorescent composition, and the deep portion of the scintillator 30, ie, the first fluorescent composition It reaches the side of the second sensor panel 332 where the content of the second fluorescent composition that absorbs the high energy component of X-rays more than that of the object is relatively high, and is absorbed there. Then, on the second sensor panel 332 side of the scintillator 30, a fluorescence Lb2 corresponding to the absorbed X-rays is generated, and this fluorescence Lb2 is detected by the second sensor panel 332. Thereby, image data based on the high energy component of the incident X-ray is generated.
  • the first fluorescent composition and the second fluorescent composition are not limited to the combination of BaFX: Eu and CaWO 4 described above, but may be any of the fluorescent compositions shown in the following table as long as the K absorption edge can be distinguished. It can use combining suitably from inside.
  • the first fluorescent composition BaFX: in the case of using Eu
  • the second phosphor composition instead of CaWO 4, BaSO4: Eu, HfP2O7 , YTaO4, etc. can also be used.
  • the photoelectric conversion elements 342 and 352 included in each of the pixels 341 and 351 of the first sensor panel 331 and the second sensor panel 332 are light in the blue wavelength range.
  • the first fluorescent composition and the second fluorescent composition Among the fluorescent compositions shown in the following table, it is preferable to use one having a blue wavelength range (200 nm to 495 nm).
  • FIG. 8 shows another example of a radiation image detection apparatus for explaining an embodiment of the present invention.
  • description is abbreviate
  • An X-ray image detection apparatus 403 shown in FIG. 8 includes a scintillator 130 and a first sensor panel 431 and a second sensor panel 432 which are disposed so as to sandwich the scintillator 130 therebetween.
  • the scintillator 130 is formed of a mixture of a first fluorescent composition and a second fluorescent composition, and europium activated barium barium halide (BaFX: Eu) as the first fluorescent composition is used as the second fluorescent composition.
  • Eu europium activated barium barium halide
  • Terbium-activated gadolinium oxide (Gd 2 O 2 S: Tb) is used as a composition.
  • the peak wavelength (380 nm) of the fluorescence emitted from the first fluorescent composition (BaFX: Eu) is in the blue wavelength range
  • the fluorescence emitted from the second fluorescent composition Peak wavelength (545 nm) Peak wavelength is in the green wavelength range.
  • the first sensor panel 431 includes a semiconductor substrate 340 formed of a semiconductor material having a band gap of 2.8 eV or more, and an array of first pixels 441 provided on the semiconductor substrate 340.
  • Each of the first pixels 441 is configured of a photoelectric conversion element 242 and a readout circuit portion 343.
  • the photoelectric conversion element 242 is an organic photoelectric conversion element in which a blue absorption OPC film is used for the photoelectric conversion film, has spectral sensitivity substantially only in the blue wavelength range, and is formed on the semiconductor substrate 340 There is.
  • the read out circuit unit 343 is formed on the semiconductor substrate 340.
  • the second sensor panel 432 includes a semiconductor substrate 350 formed of a semiconductor material having a band gap of 2.8 eV or more, and an array of second pixels 451 provided on the semiconductor substrate 350.
  • Each of the second pixels 451 is composed of a photoelectric conversion element 252 and a readout circuit portion 353.
  • the photoelectric conversion element 252 is an organic photoelectric conversion element in which a green absorption OPC film is used for the photoelectric conversion film, has spectral sensitivity substantially only in the green wavelength range, and is formed on the semiconductor substrate 350 There is.
  • the read out circuit unit 353 is formed on the semiconductor substrate 350.
  • incident X-rays pass through the first sensor panel 431 and enter the scintillator 130.
  • the content of the first fluorescent composition mainly absorbing the low energy component of the X-ray is relatively high.
  • the low energy component of the incident X-ray is mainly absorbed.
  • fluorescence Lb in a blue wavelength range corresponding to the absorbed X-rays is generated, and this fluorescence Lb is detected by the first sensor panel 431. Thereby, image data based on the low energy component of the incident X-ray is generated.
  • the high energy component of the incident X-ray is not absorbed by the first sensor panel 431 side of the scintillator 130 having a high content of the first fluorescent composition, and the deep portion of the scintillator 130, that is, the first fluorescent composition It reaches the side of the second sensor panel 432 where the content of the second fluorescent composition that absorbs the high energy component of X-ray more than that of the object is relatively high, and is absorbed there. Then, on the second sensor panel 432 side of the scintillator 130, fluorescence Lg in a green wavelength range corresponding to the absorbed X-rays is generated, and this fluorescence Lg is detected by the second sensor panel 432. Thereby, image data based on the high energy component of the incident X-ray is generated.
  • the organic photoelectric conversion element 242 included in the first pixel 441 of the first sensor panel 431 has spectral sensitivity substantially only in the blue wavelength range, and the second photoelectric conversion element of the second sensor panel 432.
  • the organic photoelectric conversion element 252 included in the pixel 451 has spectral sensitivity substantially only in the green wavelength range. Therefore, the fluorescence Lg is prevented from being mixed and detected in the fluorescence Lb in the first sensor panel 431, and the fluorescence Lb is mixed and detected in the fluorescence Lg in the second sensor panel 432. Is prevented.
  • the above-described radiation image detecting apparatus can detect a radiation image with high sensitivity and high definition, and therefore, it is required to detect a sharp image with a low radiation dose
  • X-ray imaging apparatus for medical diagnosis such as mammography
  • they can be used by being incorporated into various devices. For example, it can be used for nondestructive inspection as an industrial X-ray imaging apparatus, or as a detection apparatus for particle beams (alpha ray, beta ray, gamma ray) other than electromagnetic waves, and its application range is wide. .
  • the TFTs constituting the readout circuit units 43 and 53 in the above-described X-ray image detection apparatus 3 and materials that can be used for the insulating substrates 40 and 50 will be described.
  • TFT For example, an inorganic semiconductor material such as amorphous silicon is often used as the active layer of the TFT, but an organic material can be used as described in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-212389.
  • the organic TFT may have any type of structure, but the most preferred is a field effect transistor (FET) structure.
  • FET field effect transistor
  • a gate electrode is provided on a part of the upper surface of the insulating substrate, and an insulator layer is provided so as to cover the electrode and to be in contact with the substrate at portions other than the electrode.
  • a semiconductor active layer is provided on the upper surface of the insulator layer, and the transparent source electrode and the transparent drain electrode are disposed separately on a part of the upper surface.
  • a top contact type device a bottom contact type device in which the source electrode and the drain electrode are under the semiconductor active layer can also be preferably used.
  • a vertical transistor structure in which carriers flow in the film thickness direction of the organic semiconductor film may be used.
  • the organic semiconductor material referred to here is an organic material exhibiting the characteristics of a semiconductor, and like a semiconductor made of an inorganic material, a p-type organic semiconductor material (or simply p-type) which conducts holes as a carrier Materials, also referred to as hole transport materials), and n-type organic semiconductor materials (or simply referred to as n-type materials or electron transport materials) that conduct electrons as carriers.
  • p-type organic semiconductor materials or simply referred to as n-type materials or electron transport materials
  • Many organic semiconductor materials generally exhibit better characteristics in the case of p-type materials, and since p-type transistors are generally superior in transistor operation stability under the atmosphere, here, p-type organic semiconductors are used here. The materials will be described.
  • One of the characteristics of the organic thin film transistor is carrier mobility (also referred to simply as mobility) ⁇ which indicates the mobility of carriers in the organic semiconductor layer.
  • the mobility can be high, preferably 1.0 ⁇ 10 ⁇ 7 cm 2 / Vs or higher, and more preferably 1.0 ⁇ 10 ⁇ 6 cm 2 / Vs or higher Preferably, it is more preferably 1.0 ⁇ 10 ⁇ 5 cm 2 / Vs or more.
  • the mobility can be determined by characteristics when a field effect transistor (FET) element is manufactured or a time of flight measurement (TOF) method.
  • FET field effect transistor
  • TOF time of flight measurement
  • the p-type organic semiconductor material may be a low molecular weight material or a high molecular weight material, but is preferably a low molecular weight material.
  • the low molecular weight material can be easily purified because it can be applied to various purification methods such as sublimation purification, recrystallization, column chromatography, etc., and its molecular structure is fixed, so it is easy to take a crystal structure with high order, Many exhibit high characteristics for reasons such as
  • the molecular weight of the low molecular weight material is preferably 100 or more and 5000 or less, more preferably 150 or more and 3000 or less, and still more preferably 200 or more and 2000 or less.
  • a phthalocyanine compound or a naphthalocyanine compound can be exemplified, and specific examples are shown below.
  • M represents a metal atom
  • Bu represents a butyl group
  • Pr represents a propyl group
  • Et represents an ethyl group
  • Ph represents a phenyl group.
  • the material constituting the gate electrode, the source electrode, or the drain electrode is not particularly limited as long as it has the necessary conductivity, and for example, ITO (indium-doped tin oxide), IZO (indium-doped zinc oxide), Transparent conductive oxides such as SnO 2 , ATO (antimony-doped tin oxide), ZnO, AZO (aluminum-doped zinc oxide), GZO (gallium-doped zinc oxide), TiO 2 , FTO (fluorine-doped tin oxide), PEDOT / PSS
  • transparent conductive polymers such as (poly (3,4-ethylenedioxythiophene) / polystyrene sulfonic acid) and carbon materials such as carbon nanotubes.
  • These electrode materials can be formed into a film by methods, such as a vacuum evaporation method, sputtering, the solution application method, etc., for example.
  • the material used for the insulating layer is not particularly limited as long as it has a necessary insulating effect, but, for example, inorganic materials such as silicon dioxide, silicon nitride, and alumina, polyester (PEN (polyethylene naphthalate), PET ( Examples include organic materials such as polyethylene terephthalate), polycarbonates, polyimides, polyamides, polyacrylates, epoxy resins, polyparaxylylene resins, novolac resins, PVA (polyvinyl alcohol), PS (polystyrene) and the like.
  • These insulating film materials can be formed into a film by methods, such as a vacuum evaporation method, sputtering, the solution application method, etc., for example.
  • the description of Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-212389 can be referred to.
  • an amorphous oxide described in, for example, JP-A-2010-186860 can also be used in the active layer of the TFT.
  • an active layer containing an amorphous oxide which the field effect transistor described in JP-A-2010-186860 has will be described.
  • the active layer functions as a channel layer of a field effect transistor in which electrons or holes move.
  • the active layer is configured to include an amorphous oxide semiconductor.
  • the amorphous oxide semiconductor is preferably formed over a flexible substrate because it can be deposited at low temperature.
  • the amorphous oxide semiconductor used for the active layer is preferably an amorphous oxide containing at least one element selected from the group consisting of In, Sn, Zn or Cd, more preferably In And an amorphous oxide containing at least one selected from the group consisting of Sn and Zn, more preferably an amorphous oxide containing at least one selected from the group consisting of In and Zn.
  • amorphous oxide used in the active layer include In 2 O 3 , ZnO, SnO 2 , CdO, Indium-Zinc-Oxide (IZO), Indium-Tin-Oxide (ITO), and Gallium- Zinc-Oxide (GZO), Indium-Gallium-Oxide (IGO), Indium-Gallium-Zinc-Oxide (IGZO) may be mentioned.
  • a film formation method of the active layer it is preferable to use a vapor phase film formation method with a polycrystalline sintered body of an oxide semiconductor as a target.
  • vapor deposition methods sputtering and pulsed laser deposition (PLD) are suitable.
  • PLD pulsed laser deposition
  • film formation is performed by controlling the degree of vacuum and the flow rate of oxygen by RF magnetron sputtering deposition.
  • the formed active layer is an amorphous film by a well-known X-ray diffraction method.
  • the composition ratio of the active layer is determined by RBS (Rutherford backscattering) analysis.
  • the electric conductivity of the active layer is preferably 10 -4 Scm -1 or more and 10 2 Scm -1 or more, more preferably 10 -1 Scm -1 or more and 10 2 Scm -1 or less.
  • Examples of the method of adjusting the electrical conductivity of the active layer include a known method of adjusting with oxygen defects, a method of adjusting with the composition ratio, a method of adjusting with impurities, and a method of adjusting with an oxide semiconductor material.
  • the description in JP-A-2010-186860 can be referred to.
  • plastic films include polyethylene terephthalate (PET), polyethylene naphthalate (PEN), polyethersulfone (PES), polyetherimide, polyetheretherketone, polyphenylene sulfide, polyarylate, polyimide, polycarbonate (PC), cellulose triacetate Examples include films made of (TAC), cellulose acetate propionate (CAP) and the like.
  • PET polyethylene terephthalate
  • PEN polyethylene naphthalate
  • PES polyethersulfone
  • PES polyetherimide
  • polyetheretherketone polyphenylene sulfide
  • PC polycarbonate
  • cellulose triacetate examples include films made of (TAC), cellulose acetate propionate (CAP) and the like.
  • these plastic films may contain an organic or inorganic filler.
  • a flexible substrate formed using aramid, bio-nanofiber, or the like having characteristics that can not be obtained with existing glass or plastic, such as flexible, low thermal expansion, and high strength,
  • the aramid material has high heat resistance with a glass transition temperature of 315 ° C., high rigidity with a Young's modulus of 10 GPa, and high dimensional stability with a thermal expansion coefficient of -3 to 5 ppm / ° C. For this reason, when a film made of aramid is used, high quality film formation of the semiconductor layer can be easily performed as compared with the case of using a general resin film. In addition, due to the high heat resistance of the aramid material, the electrode material can be cured at high temperature to reduce resistance. Furthermore, it is possible to cope with automatic mounting of an IC including a solder reflow process.
  • the thermal expansion coefficient is close to that of ITO (indium tin oxide), gas barrier film, and glass substrate, warpage after manufacturing is small. And it is hard to break.
  • a halogen-free (free from JPCA-ES01-2003) aramid material which does not contain a halogen from the viewpoint of environmental load reduction.
  • the aramid film may be laminated with a glass substrate or a PET substrate, or may be attached to the housing of the device.
  • an aramid material that is easy to form into a colorless, transparent, and thin film by solving the low solubility in a solvent by the height of cohesion (hydrogen bonding) between aramid molecules by molecular design. It can be used for Solubility is maintained while maintaining a highly linear rod-like molecular structure that leads to high rigidity and dimensional stability of the aramid material by controlling the order of the monomer unit and the molecular species design to control the substituent species and position on the aromatic ring. Good ease of molding is obtained. This molecular design can realize halogen-free.
  • the aramid material by which the characteristic of the in-plane direction of a film was optimized.
  • a rod-shaped molecular structure with high linearity and anisotropy in physical properties by controlling tension conditions for each step of solution casting, longitudinal stretching, and transverse stretching according to the strength of the aramid film which changes gradually during molding. It is possible to balance the in-plane characteristics of the aramid film which tends to occur.
  • the solution casting step isotropicization of physical properties in the in-plane thickness direction by controlling the drying speed of the solvent, and optimization of the strength of the film containing the solvent and the peeling strength from the cast drum are achieved.
  • the longitudinal stretching step the stretching conditions according to the strength of the film, which gradually changes during stretching, and the amount of residual solvent are precisely controlled.
  • control of the conditions of transverse drawing according to the change in film strength which changes due to heating, and control of the conditions of transverse drawing for relieving the residual stress of the film are achieved.
  • the use of such an aramid material can solve the problem of curling of the aramid film after molding.
  • the rod-like molecular structure with high linearity unique to the aramid is maintained in any of the above-mentioned device for the ease of molding and the device for the balance of the characteristics in the film in-plane direction, so the thermal expansion coefficient can be maintained low. It is also possible to further reduce the thermal expansion coefficient by, for example, changing the stretching conditions at the time of film formation.
  • Nanofibers can be used as a reinforcement for transparent and flexible resin materials, since components small enough to the wavelength of light do not cause light scattering.
  • the cellulose microfibril bundle produced by bacteria acetate bacteria, Acetobacter Xylinum
  • a transparent bio-nano nano that exhibits about 90% light transmittance at a wavelength of 500 nm while containing fibers at a high ratio of about 60 to 70% by impregnating and curing a transparent resin such as an acrylic resin or an epoxy resin in a bacterial cellulose sheet.
  • a transparent resin such as an acrylic resin or an epoxy resin in a bacterial cellulose sheet.
  • This bionanofiber provides a low coefficient of thermal expansion (about 3 to 7 ppm), comparable strength to steel (about 460 MPa), and high elasticity (about 30 GPa) comparable to silicon crystals.
  • the configuration of the above-described bio-nanofiber can be referred to, for example, the description of Japanese Patent Application Publication No. 2008-34556.
  • a first sensor panel disposed on a radiation incident side of the phosphor comprising: a phosphor including a fluorescent composition; and an array of first pixels for detecting the first fluorescence; And a second sensor panel arranged to face the first sensor panel with the phosphor interposed between the second pixel array for detecting the two fluorescences;
  • the contents of the first fluorescent composition and the second fluorescent composition are higher on the first sensor panel side with respect to the first fluorescent composition, and on the second sensor panel side with respect to the second fluorescent composition.
  • Radiographic image detector with high fluorescent composition (2) The radiographic image detection device according to (1), wherein the peak wavelength of the first fluorescence is in a first wavelength range, and the peak wavelength of the second fluorescence is the first wavelength A radiation image detection device in a second wavelength range out of range. (3) The radiation image detecting apparatus according to (2), wherein the light of the second wavelength range is selectively reflected between the phosphor and the first sensor panel to form the first image. The radiographic image detection apparatus provided with the filter which permeate
  • a radiation image detection device comprising a filter that transmits light in a wavelength range.
  • the peak wavelength of the spectral sensitivity of the first pixel is in the first wavelength range
  • the peak wavelength of the spectral sensitivity of the second pixel A radiation image detection apparatus in the second wavelength range.
  • the first pixel includes an organic photoelectric conversion element.
  • the first wavelength range is a blue wavelength range
  • the first sensor panel is provided with the array of the first pixels.
  • the semiconductor material has a semiconductor substrate, and the semiconductor material forming the semiconductor substrate has a band gap larger than that of single crystal Si, and each of the first pixels includes radiation including a photoelectric conversion element formed on the semiconductor substrate.
  • Image detection device (8) The radiographic image detection device according to (7), wherein the semiconductor material is any one selected from the group consisting of SiC, GaN, ZnO, C (diamond), BN, and AlN. apparatus. (9) The radiographic image detection device according to (7), wherein each of the first pixels further includes a readout circuit unit that reads out the charge generated in the photoelectric conversion element of the first pixel, and the readout The circuit part is a radiographic image detection apparatus currently formed in the said semiconductor substrate.
  • the radiographic image detection device (10) The radiographic image detection device according to (5), wherein the second pixel includes an organic photoelectric conversion element.
  • (11) The radiographic image detection device according to (2), wherein the peak wavelength of the first fluorescence is in a blue wavelength range, and the peak wavelength of the second fluorescence is in a green wavelength range Radiation image detector.
  • (12) The radiographic image detection device according to (11), wherein the first fluorescent composition is BaFX: Eu (X is a halogen), and the second fluorescent composition is Gd 2 O 2.
  • S The radiation image detection apparatus which is Tb.
  • (13) The radiation image detection apparatus according to (1), wherein the peak wavelength of the first fluorescence and the peak wavelength of the second fluorescence are both in the blue wavelength range.
  • the radiographic image detection device (13), wherein the first fluorescent composition is BaFX: Eu (X is a halogen), and the second fluorescent composition is CaWO 4 Radiation image detector.
  • the first sensor panel has a semiconductor substrate on which the array of the first pixels is provided, and the first sensor panel The semiconductor material forming the semiconductor substrate has a band gap larger than that of single crystal Si, and each of the first pixels includes a photoelectric conversion element and a readout circuit portion for reading out the charge generated in the photoelectric conversion element, A radiation image detection apparatus, wherein the photoelectric conversion element and the readout circuit unit are formed on the semiconductor substrate.
  • the radiographic image detection device (13), wherein the semiconductor material forming the semiconductor substrate of the first sensor panel is a group of SiC, GaN, ZnO, C (diamond), BN, and AlN.
  • the radiation image detection apparatus which is any one chosen from.
  • the second sensor panel includes a semiconductor substrate on which the array of the second pixels is provided, and the second sensor panel The semiconductor material forming the semiconductor substrate has a band gap larger than that of single crystal Si, and each of the second pixels includes a photoelectric conversion element, and a readout circuit portion for reading out the charge generated in the photoelectric conversion element, A radiation image detection apparatus, wherein the photoelectric conversion element and the readout circuit unit are formed on the semiconductor substrate.
  • the radiation image detecting apparatus wherein the semiconductor material forming the semiconductor substrate of the second sensor panel is a group of SiC, GaN, ZnO, C (diamond), BN, and AlN.
  • the radiation image detection apparatus which is any one chosen from. (19) Using the radiation image detection device according to (1), the first image data generated by the first sensor panel, and the second image data generated by the second sensor panel And an image processing unit configured to generate an energy subtraction image.
  • the first fluorescence of the first fluorescent composition is mainly on the first sensor panel side of the phosphor
  • the second fluorescence of the second fluorescent composition is mainly on the phosphor It occurs on the second sensor panel side.
  • the first fluorescence is attenuated by absorption by the phosphor itself and the like before reaching the second sensor panel
  • the second fluorescence is similarly attenuated before reaching the first sensor panel. It is attenuated.
  • the first fluorescence is mainly detected to generate image data based on the low energy component of the radiation
  • the second fluorescence is mainly detected to be the radiation Image data based on the high energy component of
  • the fluorescence received at each sensor panel can be sorted without using a filter, and a good energy subtraction image can be obtained by a simple device configuration.

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Abstract

　放射線画像検出装置３は、Ｘ線の低エネルギー成分を主として吸収して第１の蛍光を発する第１の蛍光組成物、及びＸ線の高エネルギー成分を主として吸収して第２の蛍光を発する第２の蛍光組成物を含有してなる蛍光体３０と、蛍光体３０の放射線入射側に配置される第１のセンサパネル３１と、蛍光体３０を挟んで第１のセンサパネル３２と対向して配置される第２のセンサパネル３２と、を備え、蛍光体３０における第１の蛍光組成物及び第２の蛍光組成物の含有率は、第１のセンサパネル側においては第１の蛍光組成物が高く、第２のセンサパネル側では第２の蛍光組成物が高い。

Description

放射線画像検出装置、及び放射線撮影装置
　本発明は、放射線画像検出装置、及び該放射線画像検出装置を備えた放射線撮影装置に関する。
　近年、放射線像を検出してデジタル画像データを生成する放射線画像検出装置が実用化されており、従来のイメージングプレートに比べて即時に画像を確認できるといった理由から急速に普及が進んでいる。この放射線画像検出装置には種々の方式のものがあり、その一つとして、間接変換方式のものが知られている。
　間接変換方式の放射線画像検出装置は、放射線露光によって蛍光を発する蛍光組成物によって形成されたシンチレータ（蛍光体）と、シンチレータに生じた蛍光を検出して電気信号に変換する画素のアレイが基板に設けられたセンサパネルとを備えている。被写体を透過した放射線は、シンチレータによって光に変換され、シンチレータの蛍光は、センサパネルの画素によって電気信号に変換され、それにより画像データが生成される。
　そして、放射線の低エネルギー成分に基づく画像データと、高エネルギー成分に基づく画像データとを取得して、被写体の特定の構造物（例えば、患者の臓器、骨部又は血管）が強調された画像を生成する、所謂エネルギーサブトラクションを行うための間接変換方式の放射線画像検出装置が知られている（例えば、特許文献１参照）。
　特許文献１に記載された放射線画像検出装置は、２種類の蛍光材料Ａ，Ｂを均一に混合してなるシンチレータと、シンチレータを間に挟んで対向して配置される２つのセンサパネルと、各センサパネルとシンチレータとの間にそれぞれ介在する２つのフィルタとで構成されている。蛍光材料Ａ，Ｂは、一方が主として放射線の低エネルギー成分を吸収し、他方が主として放射線の高エネルギー成分を吸収し、放射線を吸収して発する蛍光のピー波長が互いに異なる。そして、一方のフィルタは、蛍光材料Ａの蛍光を遮断して他方の蛍光材料Ｂの蛍光を透過させ、他方のフィルタは、蛍光材料Ｂの蛍光を遮断して他方の蛍光材料Ａの蛍光を透過させるように構成されている。これらのフィルタによって、一方のセンサパネルは、蛍光材料Ａの蛍光のみを受光して、放射線の低エネルギー成分に基づく画像データを生成し、他方のセンサパネルは、蛍光材料Ｂの蛍光のみを受光して、放射線の高エネルギー成分に基づく画像データを生成する。
日本国特開平７‐１２０５５７号公報
　特許文献１に記載された放射線画像検出装置においては、蛍光材料Ａの蛍光と蛍光材料Ｂの蛍光とを選別するためにフィルタが必要であり、フィルタがないと、蛍光材料Ａの蛍光と蛍光材料Ｂの蛍光とのコンタミネーションが生じ、エネルギーサブトラクション画像の劣化を招く。
　本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、簡易な装置構成によって良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる放射線画像検出装置及び放射線撮影装置を提供することを目的とする。
　（１）　照射される放射線の低エネルギー成分を主として吸収して第１の蛍光を発する第１の蛍光組成物、及び前記放射線の高エネルギー成分を主として吸収して第２の蛍光を発する第２の蛍光組成物を含有してなる蛍光体と、前記第１の蛍光を検出する第１の画素のアレイを有し、前記蛍光体の放射線入射側に配置される第１のセンサパネルと、前記第２の蛍光を検出する第２の画素のアレイを有し、前記蛍光体を挟んで前記第１のセンサパネルと対向して配置される第２のセンサパネルと、を備え、前記蛍光体における前記第１の蛍光組成物及び前記第２の蛍光組成物の含有率は、前記第１のセンサパネル側においては前記第１の蛍光組成物が高く、前記第２のセンサパネル側では前記第２の蛍光組成物が高い放射線画像検出装置。
　（２）　上記（１）の放射線画像検出装置と、前記第１のセンサパネルによって生成される第１の画像データ、及び前記第２のセンサパネルによって生成される第２の画像データを用いて、エネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理部と、を備える放射線撮影装置。
　本発明によれば、第１の蛍光組成物の第１の蛍光は、主として蛍光体の第１のセンサパネル側において、また、第２の蛍光組成物の第２の蛍光は、主として蛍光体の第２のセンサパネル側において生じる。第１の蛍光は、第２のセンサパネルに到達するまでの間に、蛍光体自身による吸収等によって減衰され、第２の蛍光は、第１のセンサパネルに到達するまでの間に、同様に減衰される。よって、第１のセンサパネルにおいては、主として第１の蛍光が検出されて放射線の低エネルギー成分に基づく画像データが生成され、第２のセンサパネルにおいては、主として第２の蛍光が検出されて放射線の高エネルギー成分に基づく画像データが生成される。このように、フィルタを用いずとも、各センサパネルにおいて受光される蛍光を選別することができ、簡易な装置構成によって良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる。
本発明の実施形態を説明するための、放射線画像検出装置及び放射線撮影装置の一例の構成を模式的に示す図である。 図１の放射線撮影装置の制御ブロック図である。 図１の放射線画像検出装置の構成を模式的に示す図である。 図３の放射線画像検出装置に含まれる蛍光体を形成する第１の蛍光組成物及び第２の蛍光組成物の含有率の変換を模式的に示すグラフである。 本発明の実施形態を説明するための、放射線画像検出装置の他の例の構成を模式的に示す図である。 本発明の実施形態を説明するための、放射線画像検出装置の他の例の構成を模式的に示す図である。 本発明の実施形態を説明するための、放射線画像検出装置の他の例の構成を模式的に示す図である。 本発明の実施形態を説明するための、放射線画像検出装置の他の例の構成を模式的に示す図である。
　図１は、本発明の実施形態を説明するための、放射線画像検出装置及び放射線撮影装置の一例の構成を示し、図２は、図１の放射線撮影装置の制御ブロックを示す。
　Ｘ線撮影装置１は、被写体（患者）Ｈを立位状態で撮影するＸ線診断装置であって、被写体ＨにコーンビームＸ線を放射するＸ線源２と、Ｘ線源２に対向配置されてＸ線源２から被写体Ｈを透過したＸ線を検出して画像データを生成するＸ線画像検出装置３と、操作者の操作に基づいてＸ線源２の曝射動作やＸ線画像検出装置３の撮影動作を制御するとともに、Ｘ線画像検出装置３により取得された画像データを処理するコンソール４とに大別される。Ｘ線源２は、天井から吊り下げられたＸ線源保持装置５により保持されている。Ｘ線画像検出装置３は、床に設置されたスタンド６により保持されている。
　Ｘ線源２は、Ｘ線源制御部１０の制御に基づき、高電圧発生器１１から印加される高電圧に応じてＸ線を発生するＸ線管１２と、Ｘ線管１２から発せられたＸ線のうち、被写体Ｈの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限する可動式のコリメータ１３を有するコリメータユニット１４とから構成されている。
　Ｘ線源保持装置５は、天井に設置された天井レール１５に沿って水平方向（ｚ方向）に移動自在に構成された台車部１６と、互いに連結されて台車部１６から下方向に延伸する複数の支柱部１７と、台車部１６を天井レールに沿って移動させるための駆動機構及び支柱部１７を伸縮させるための駆動機構とを備えている。Ｘ線源２は、支柱部１７の先端部に取り付けられている。Ｘ線源保持装置５が天井レール１５に沿って移動することにより、Ｘ線源２とＸ線画像検出装置３との間の水平方向に関する距離ＳＩＤが変更され、また、支柱部１７が伸縮することによって、Ｘ線源２の上下方向に関する位置が変更される。両駆動機構は、操作者の設定操作に基づき、コンソール４により制御される。
　スタンド６は、床に設置された本体１８と、本体１８に上下方向に移動自在に取り付けられた保持部１９と、保持部１９を上下移動させるための駆動機構を備えている。Ｘ線画像検出装置３は、保持部１９に取り付けられている。駆動機構は、操作者の設定操作に基づき、コンソール４により制御される。
　コンソール４には、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等からなる制御装置２０が設けられている。
　制御装置２０には、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置２１と、Ｘ線画像検出装置３により取得された画像データを処理してＸ線画像を生成する画像処理部２２と、Ｘ線画像を記憶する画像記憶部２３と、Ｘ線画像等を表示するモニタ２４と、Ｘ線撮影装置１の各部と接続されるインターフェース（Ｉ／Ｆ）２５とを備えている。制御装置２０、入力装置２１、画像処理部２２、画像記憶部２３、モニタ２４、及びＩ／Ｆ２５は、バス２６を介して接続されている。
　入力装置２１の操作により、Ｘ線源２－Ｘ線画像検出装置３間距離（撮影距離）ＳＩＤや管電圧等のＸ線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。制御装置２０は、Ｘ線源保持装置５から供給されるＸ線源２の水平方向位置に基づいて、上記の入力された撮影距離ＳＩＤとなる位置にＸ線源２を移動させるように、Ｘ線源保持装置５を駆動する。また、制御装置２０は、スタンド６から供給されるＸ線画像検出装置３の上下方向位置に基づいて、Ｘ線画像検出装置３に対向する上下方向位置にＸ線源２を移動させるようにＸ線源保持装置５を駆動する。
　Ｘ線画像検出装置３は、Ｘ線露光によって蛍光を発する蛍光組成物を含むシンチレータ（蛍光体）３０と、シンチレータ３０を間に挟むように配置された第１のセンサパネル３１及び第２のセンサパネル３２とを備えている。
　本例のＸ線画像検出装置３は、第１のセンサパネル３１がＸ線源２側に位置するように保持部１９（図１参照）に取り付けられており、Ｘ線は、第１のセンサパネル３１側からＸ線画像検出装置３に入射する。Ｘ線画像検出装置３に入射したＸ線（以下、入射Ｘ線という）は、第１のセンサパネル３１を透過してシンチレータ３０に入射し、Ｘ線露光されたシンチレータ３０において蛍光が生じる。第１のセンサパネル３１は、シンチレータ３０に生じた蛍光の一部を検出し、検出したＸ線に応じた画像データを生成する。第２のセンサパネル３２もまた、シンチレータ３０に生じた蛍光の一部を検出し、検出したＸ線に応じた画像データを生成する。
　第１のセンサパネル３１及び第２のセンサパネル３２によって生成された両画像データは、それぞれコンソール４の画像処理部２２（図２参照）に送出される。画像処理部２２は、例えば両画像データに適宜な重み付けを行い、一方の画像データから他方の画像データを減算することによって、エネルギーサブトラクション画像を生成する。
　図３は、Ｘ線画像検出装置３の構成を示す。
　まず、Ｘ線画像検出装置３の第１のセンサパネル３１及び第２のセンサパネル３２について説明する。
　第１のセンサパネル３１は、ガラス基板などの絶縁性基板４０と、絶縁性基板４０に設けられた第１の画素４１のアレイとを有している。第１の画素４１の各々は、シンチレータ３０の蛍光を受光して電荷を生成する光電変換素子４２と、この光電変換素子に生じる電荷を読み出すための読み出し回路部４３とで構成されている。
　本例において、読み出し回路部４３は、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ：Ｔｈｉｎ　Ｆｉｌｍ　Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）からなり、絶縁性基板４０上に形成されている。また、光電変換素子４２は、一対の電極間に光電変換膜を設けてなる薄膜フォトダイオードであり、絶縁性基板４０上に形成されている。光電変換膜には、アモルファスシリコン（ａ‐Ｓｉ）が用いられており、ａ‐Ｓｉフォトダイオードの分光感度は、そのピーク波長が５５０ｎｍ～６００ｎｍであって緑の波長域（４９５ｎｍ～５７０ｎｍ）にあるが、青の波長域まで広く分布している。なお、本明細書において、青の波長域は、近紫外域まで含むものとし、波長２００ｎｍ～４９５ｎｍの領域をいうものとする。
　光電変換素子４２の各々に生じた電荷は、対応する読み出し回路部４３を介して順次読み出され、これらの読み出し回路部４３が接続される信号処理部（図示せず）において電気信号に変換され、デジタル画像データが生成される。
　図示の例において、光電変換素子４２と、読み出し回路部４３とは互いに異なる層に形成されており、シンチレータ３０側に光電変換素子４２の層が配置されている。なお、光電変換素子４２及び読み出し回路部４３が一つの同じ層に形成されていてもよいし、シンチレータ３０側から、読み出し回路部４３の層、光電変換素子４２の層、の順に形成されていてもよいが、図示の例のように、光電変換素子４２と読み出し回路部４３とが、互いに異なる層に形成されていることによって、光電変換素子４２のサイズを大きくすることができる。そして、シンチレータ３０側から、光電変換素子４２の層、読み出し回路部４３の層の順に形成されていることによって、光電変換素子４２を、シンチレータ３０により近接して配置することができ、感度が向上する。
　第２のセンサパネル３２は、ガラス基板などの絶縁性基板５０と、絶縁性基板５０に設けられた第２の画素５１のアレイとを有している。第２の画素５１の各々は、光電変換素子５２と、読み出し回路部５３とで構成されている。光電変換素子５２及び読み出し回路部５３の構成は、第１の画素４１における光電変換素子４２及び読み出し回路部４３の構成と同じであり、説明は省略する。
　次に、シンチレータ３０について説明する。
　シンチレータ３０は、第１の蛍光組成物及び第２の蛍光組成物の混合物によって形成されている。第１の蛍光組成物は、Ｋ吸収端が比較的低エネルギー域にあって、Ｘ線の低エネルギー成分を主として吸収して蛍光を発する。第２の蛍光組成物は、Ｋ吸収端が第１の蛍光組成物よりも高エネルギー域にあって、Ｘ線の高エネルギー成分を第１の蛍光組成物よりも多く吸収して蛍光を発する。
　本例において、第１の蛍光組成物としてユーロピウム賦活フッ化ハロゲン化バリウム（ＢａＦＸ：Ｅｕ（Ｘは、ＣｌやＢｒやＩなどのハロゲン））が、第２の蛍光組成物としてタングステン酸カルシウム（ＣａＷＯ４）が用いられている。この場合に、第１の蛍光組成物（ＢａＦＸ：Ｅｕ）が発する蛍光のピーク波長（３８０ｎｍ）、及び第２の蛍光組成物（ＣａＷＯ４）が発する蛍光のピーク波長（４２５ｎｍ）は、いずれも青の波長域にある。
　図４は、シンチレータ３０における第１の蛍光組成物及び第２の蛍光組成物の含有率を示す。
　シンチレータ３０において、第１の蛍光組成物及び第２の蛍光組成物の含有率は、シンチレータ３０の厚み方向（シンチレータ３０を間に挟んで対向する第１のセンサパネル３１と第２のセンサパネル３２との対向方向）に変化している。シンチレータ３０におけるＸ線入射側（第１のセンサパネル３１側）においては、第２の蛍光組成物に比べて第１の蛍光組成物の含有率が高く、シンチレータ３０におけるＸ線入射側とは反対側（第２のセンサパネル３２側）においては、第１の蛍光組成物に比べて第２の蛍光組成物の含有率が高くなっている。
　シンチレータ３０における上記の第１の蛍光組成物及び第２の蛍光組成物の含有率の変化は、例えば、第１の蛍光組成物及び第２の蛍光組成物の各々の粒子を光透過性の樹脂に混練し、この樹脂を硬化させてシンチレータを製造するようにし、そこにおいて、第１の蛍光組成物の粒子径と第２の蛍光組成物の粒子径とを異ならせ、適宜な攪拌条件の下でいずれかの蛍光組成物の粒子を相対的に沈降し易くすることによって得ることができる。
　なお、第１の蛍光組成物及び第２の蛍光組成物の含有率は、シンチレータ３０の厚み方向に線形に変化してもよいし、若しくは非線形に変化してもよく、又は、ステップ的に変化してもよい。
　以上のように構成されたＸ線画像検出装置３において、入射Ｘ線は、第１のセンサパネル３１を透過してシンチレータ３０に入射する。シンチレータ３０のＸ線入射側、即ち第１のセンサパネル３１側においては、Ｘ線の低エネルギー成分を主として吸収する第１の蛍光組成物の含有率が相対的に高く、よって、シンチレータ３０の第１のセンサパネル３１側においては、入射Ｘ線の低エネルギー成分が主として吸収される。そして、シンチレータ３０の第１のセンサパネル３１側には、吸収したＸ線に応じた蛍光Ｌｂ１が生じ、この蛍光Ｌｂ１は、第１のセンサパネル３１によって検出される。それにより、入射Ｘ線の低エネルギー成分に基づく画像データが生成される。
　一方、入射Ｘ線の高エネルギー成分は、第１の蛍光組成物の含有率が高いシンチレータ３０の第１のセンサパネル３１側においては吸収されずに、シンチレータ３０の深部、即ち第１の蛍光組成物よりもＸ線の高エネルギー成分を多く吸収する第２の蛍光組成物の含有率が相対的に高い第２のセンサパネル３２側に到達し、そこにおいて吸収される。そして、シンチレータ３０の第２のセンサパネル３２側には、吸収したＸ線に応じた蛍光Ｌｂ２が生じ、この蛍光Ｌｂ２は、第２のセンサパネル３２によって検出される。それにより、入射Ｘ線の高エネルギー成分に基づく画像データが生成される。
　ここで、第１の蛍光組成物（ＢａＦＸ：Ｅｕ）が発する蛍光のピーク波長（３８０ｎｍ）、及び第２の蛍光組成物（ＣａＷＯ４）が発する蛍光のピーク波長（４２５ｎｍ）は、いずれも青の波長域にあり、入射Ｘ線の高エネルギー成分によってシンチレータ３０の第２のセンサパネル側３２において生じた蛍光Ｌｂ２は、第１のセンサパネル３１によっても検出され得るが、蛍光Ｌｂ２は、第１のセンサパネル３１に到達するまでの間にシンチレータ３０自身による吸収等によって減衰される。よって、第１のセンサパネル３１において、入射Ｘ線の低エネルギー成分によってシンチレータ３０の第１のセンサパネル３１側において生じた蛍光Ｌｂ１に蛍光Ｌｂ２が混入して検出されることが防止される。それにより、入射Ｘ線の低エネルギー成分に基づく画像データにおいて、入射Ｘ線の高エネルギー成分の影響が低減される。
　同様に、蛍光Ｌｂ１は、第２のセンサパネル３２によっても検出され得るが、蛍光Ｌｂ１は、第２のセンサパネル３２に到達するまでの間にシンチレータ３０自身による吸収等によって減衰される。よって、第２のセンサパネル３２において、蛍光Ｌｂ２に蛍光Ｌｂ１が混入して検出されることが防止される。それにより、入射Ｘ線の高エネルギー成分に基づく画像データにおいて、入射Ｘ線の低エネルギー成分の影響が低減される。
　以上、説明したように、第１の蛍光組成物の蛍光Ｌｂ１は、主としてシンチレータ３０の第１のセンサパネル３１側において、また、第２の蛍光組成物の蛍光Ｌｂ２は、主としてシンチレータ３０の第２のセンサパネル３２側において生じる。蛍光Ｌｂ１は、第２のセンサパネル３２に到達するまでの間に、シンチレータ３０自身による吸収等によって減衰され、蛍光Ｌｂ２は、第１のセンサパネル３１に到達するまでの間に、同様に減衰される。よって、第１のセンサパネル３１においては、主として蛍光Ｌｂ１が検出されて放射線の低エネルギー成分に基づく画像データが生成され、第２のセンサパネル３２においては、主として蛍光Ｌｂ２が検出されて放射線の高エネルギー成分に基づく画像データが生成される。このように、フィルタを用いずとも、各センサパネル３１，３２において受光される蛍光を選別することができ、簡易な装置構成によって良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる。
　なお、第１のセンサパネル３１及び第２のセンサパネル３２に含まれる絶縁性基板４０，５０としては、ガラス基板に限らず、樹脂材料などからなるフレキシブル基板を用いることができる。また、読み出し回路部４３，５３を構成するＴＦＴには、典型的には、ａ‐Ｓｉなどの無機半導体材料が用いられるが、有機半導体材料や非晶質酸化物半導体材料を用いることもできる。これらの材料については、後述する。
　図５は、本発明の実施形態を説明するための、放射線画像検出装置の他の例を示す。なお、上述したＸ線画像検出装置３と共通する要素には、共通する符号を付することによって、説明を省略あるいは簡略する。
　図５に示すＸ線画像検出装置１０３は、シンチレータ１３０と、シンチレータ１３０を間に挟むように配置された第１のセンサパネル３１及び第２のセンサパネル３２と、シンチレータ１３０と第１のセンサパネル３１との間に設けられた第１のフィルタ１３３と、シンチレータ１３０と第２のセンサパネル３２との間に設けられた第２のフィルタ１３４と、を備えている。
　シンチレータ１３０は、第１の蛍光組成物及び第２の蛍光組成物の混合物によって形成されている。第１の蛍光組成物は、Ｋ吸収端が比較的低エネルギー域にあって、Ｘ線の低エネルギー成分を主として吸収して蛍光を発する。第２の蛍光組成物は、Ｋ吸収端が第１のシンチレータ３１を形成する蛍光組成物よりも高エネルギー域にあって、Ｘ線の高エネルギー成分を第１の蛍光組成物よりも多く吸収して蛍光し、かつ、その蛍光のピーク波長が、第１の蛍光組成物の蛍光のピーク波長がある第１の波長域から外れた第２の波長域にある。
　本例において、第１の蛍光組成物としてユーロピウム賦活フッ化ハロゲン化バリウム（ＢａＦＸ：Ｅｕ）が、第２の蛍光組成物としてテルビウム賦活酸化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）が用いられている。この場合に、第１の蛍光組成物（ＢａＦＸ：Ｅｕ）が発する蛍光のピーク波長（３８０ｎｍ）は青の波長域にあり、第２の蛍光組成物（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）が発する蛍光のピーク波長（５４５ｎｍ）は、緑の波長域にある。
　そして、シンチレータ１３０において、第１の蛍光組成物及び第２の蛍光組成物の含有率は、シンチレータ１３０におけるＸ線入射側（第１のセンサパネル３１側）においては、第２の蛍光組成物に比べて第１の蛍光組成物の含有率が高く、シンチレータ１３０におけるＸ線入射側とは反対側（第２のセンサパネル３２側）においては、第１の蛍光組成物に比べて第２の蛍光組成物の含有率が高くなっている。
　第１のフィルタ１３３は、第２の蛍光組成物（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）の蛍光のピーク波長がある緑の波長域の光を選択的に遮断して、第１の蛍光組成物（ＢａＦＸ：Ｅｕ）の蛍光のピーク波長がある青の波長域の光を透過させるフィルタである。また、第２のフィルタ１３４は、緑の波長域の光を選択的に遮断して、青の波長域の光を透過させるフィルタである。そのような第１のフィルタ１３３及び第２のフィルタ１３４としては、特定の波長域の光を選択的に吸収するカラーフィルタを用いることもできるが、本例においては、特定の波長域の光を選択的に反射するダイクロイックフィルタが用いられている。
　以上のように構成されたＸ線画像検出装置１０３において、入射Ｘ線は、第１のセンサパネル３１を透過してシンチレータ１３０に入射する。シンチレータ１３０のＸ線入射側、即ち第１のセンサパネル３１側においては、Ｘ線の低エネルギー成分を主として吸収する第１の蛍光組成物の含有率が相対的に高く、よって、シンチレータ１３０の第１のセンサパネル３１側においては、入射Ｘ線の低エネルギー成分が主として吸収される。そして、シンチレータ１３０の第１のセンサパネル３１側には、吸収したＸ線に応じた青の波長域の蛍光Ｌｂが生じ、この蛍光Ｌｂは、第１のフィルタ１３３を透過して第１のセンサパネル３１によって検出される。それにより、入射Ｘ線の低エネルギー成分に基づく画像データが生成される。
　一方、入射Ｘ線の高エネルギー成分は、第１の蛍光組成物の含有率が高いシンチレータ１３０の第１のセンサパネル３１側においては吸収されずに、シンチレータ１３０の深部、即ち第１の蛍光組成物よりもＸ線の高エネルギー成分を多く吸収する第２の蛍光組成物の含有率が相対的に高い第２のセンサパネル３２側に到達し、そこにおいて吸収される。そして、シンチレータ１３０の第２のセンサパネル３２側には、吸収したＸ線に応じた緑の波長域の蛍光Ｌｇが生じ、この蛍光Ｌｇは、第２のフィルタ１３４を透過して第２のセンサパネル３２によって検出される。それにより、入射Ｘ線の高エネルギー成分に基づく画像データが生成される。
　ここで、第１のセンサパネル３１の第１の画素４１及び第２のセンサパネル３２の第２の画素５１に各々含まれるａ‐Ｓｉフォトダイオードからなる光電変換素子は、上述の通り、可視域に広く分光感度を有している。そのため、入射Ｘ線の高エネルギー成分によってシンチレータ１３０の第２のセンサパネル側３２において生じた蛍光Ｌｇは、第１のセンサパネル３１によっても検出され得るが、蛍光Ｌｇは、第１のセンサパネルに到達するまでの間にシンチレータ１３０自身による吸収等によって減衰され、更に緑の波長域の光を反射する第１のフィルタ１３３によって反射される。よって、第１のセンサパネル３１において、入射Ｘ線の低エネルギー成分によってシンチレータ１３０の第１のセンサパネル３１側において生じた蛍光Ｌｂに蛍光Ｌｇが混入して検出されることが防止される。それにより、入射Ｘ線の低エネルギー成分に基づく画像データにおいて、入射Ｘ線の高エネルギー成分の影響が低減される。
　同様に、入射Ｘ線の低エネルギー成分によってシンチレータ１３０の第１のセンサパネル側３１において生じた蛍光Ｌｂは、第２のセンサパネル３２によっても検出され得るが、蛍光Ｌｂは、第２のセンサパネル３２に到達するまでの間にシンチレータ１３０自身による吸収等によって減衰され、更に青の波長域の光を反射する第２のフィルタ１３４によって反射される。よって、第２のセンサパネル３２において、入射Ｘ線の高エネルギー成分によってシンチレータ１３０の第２のセンサパネル３２側において生じた蛍光Ｌｇに蛍光Ｌｂが混入して検出されることが防止される。それにより、入射Ｘ線の高エネルギー成分に基づく画像データにおいて、入射Ｘ線の低エネルギー成分の影響が低減される。
　更に、第１のフィルタ１３３によって反射された蛍光Ｌｇは、第２のセンサパネル３２によって検出され、また、第２のフィルタ１３４によって反射された蛍光Ｌｂは、第１のセンサパネル３１によって検出される。それにより、第１のセンサパネル３１及び第２のセンサパネル３２における感度が向上する。
　図６は、本発明の実施形態を説明するための、放射線画像検出装置の他の例を示す。なお、上述したＸ線画像検出装置３，１０３と共通する要素には、共通する符号を付することによって、説明を省略あるいは簡略する。
　図６に示すＸ線画像検出装置２０３は、シンチレータ１３０と、シンチレータ１３０を間に挟むように配置された第１のセンサパネル２３１及び第２のセンサパネル２３２と、を備えている。
　第１のセンサパネル２３１は、絶縁性基板４０と、絶縁性基板４０に設けられた第１の画素２４１のアレイとを有している。第１の画素２４１の各々は、光電変換素子２４２と、この光電変換素子に生じる電荷を読み出すための読み出し回路部４３とで構成されている。
　本例の第１のセンサパネル２３１において、読み出し回路部４３は、薄膜トランジスタ（ＴＦＴ：Ｔｈｉｎ　Ｆｉｌｍ　Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）からなり、絶縁性基板４０上に形成されている。光電変換素子２４２は、一対の電極間に光電変換膜を設けてなる薄膜フォトダイオードであり、絶縁性基板４０上に形成されている。そして、光電変換膜には、シンチレータ１３０に含有される第１の蛍光組成物（ＢａＦＸ：Ｅｕ）のピーク波長がある青の波長域の光を吸収して電荷を生成する有機光電変換膜（以下、青吸収ＯＰＣ（Ｏｒｇａｎｉｃ　ｐｈｏｔｏｅｌｅｃｔｒｉｃ　ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ）膜という）が用いられている。ＯＰＣ膜は、一般に、シャープな吸収スペクトルを持つため、光電変換素子２４２は、実質的に青の波長域にのみ分光感度を有する。また、ＯＰＣ膜のシャープな吸収スペクトルによって、ＯＰＣ膜を用いた光電変換素子は、Ｘ線を吸収することがほとんどないため、Ｘ線耐性に優れ、また、Ｘ線を吸収することによって発生するノイズが抑制される。
　青吸収ＯＰＣ膜としては、例えば特開２００９‐２１８５９９号公報に記載されたＯＰＣ膜を用いることができる。
　第２のセンサパネル２３２は、第１のセンサパネル２３１と同様に構成されており、絶縁性基板５０と、絶縁性基板に設けられた第２の画素２５１のアレイとを有している。第２の画素２５１の各々は、光電変換素子２５２と、読み出し回路部５３とで構成されている。光電変換素子２５２は、一対の電極間に光電変換膜を設けてなる薄膜フォトダイオードであり、絶縁性基板５０上に形成されている。そして、光電変換膜には、シンチレータ１３０に含有される第２の蛍光組成物（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）のピーク波長がある緑の波長域の光を吸収して電荷を生成する有機光電変換膜（以下、緑吸収ＯＰＣ（Ｏｒｇａｎｉｃ　ｐｈｏｔｏｅｌｅｃｔｒｉｃ　ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ）膜という）が用いられている。ＯＰＣ膜は、一般に、シャープな吸収スペクトルを持つため、光電変換素子２５２は、実質的に緑の波長域にのみ分光感度を有する。
　緑吸収ＯＰＣ膜としては、例えば特開２００９‐３２８５４号公報に記載されたキナクリドンを用いたＯＰＣ膜を用いることができる。
　以上のように構成されたＸ線画像検出装置２０３において、入射Ｘ線は、第１のセンサパネル２３１を透過してシンチレータ１３０に入射する。シンチレータ１３０のＸ線入射側、即ち第１のセンサパネル２３１側においては、Ｘ線の低エネルギー成分を主として吸収する第１の蛍光組成物の含有率が相対的に高く、よって、シンチレータ１３０の第１のセンサパネル２３１側においては、入射Ｘ線の低エネルギー成分が主として吸収される。そして、シンチレータ１３０の第１のセンサパネル２３１側には、吸収したＸ線に応じた青の波長域の蛍光Ｌｂが生じ、この蛍光Ｌｂは、第１のセンサパネル２３１によって検出される。それにより、入射Ｘ線の低エネルギー成分に基づく画像データが生成される。
　一方、入射Ｘ線の高エネルギー成分は、第１の蛍光組成物の含有率が高いシンチレータ１３０の第１のセンサパネル２３１側においては吸収されずに、シンチレータ１３０の深部、即ち第１の蛍光組成物よりもＸ線の高エネルギー成分を多く吸収する第２の蛍光組成物の含有率が相対的に高い第２のセンサパネル２３２側に到達し、そこにおいて吸収される。そして、シンチレータ１３０の第２のセンサパネル２３２側には、吸収したＸ線に応じた緑の波長域の蛍光Ｌｇが生じ、この蛍光Ｌｇは、第２のセンサパネル２３２によって検出される。それにより、入射Ｘ線の高エネルギー成分に基づく画像データが生成される。
　ここで、第１のセンサパネル２３１の第１の画素２４１に含まれる有機光電変換素子２４２は、実質的に青の波長域にのみ分光感度を有している。よって、入射Ｘ線の高エネルギー成分によってシンチレータ１３０の第２のセンサパネル側３２において生じた緑の波長域の蛍光Ｌｇは、第１のセンサパネル２３１によって検出されることはない。それにより、入射Ｘ線の低エネルギー成分に基づく画像データにおいて、入射Ｘ線の高エネルギー成分の影響が低減される。
　同様に、第２のセンサパネル２３２の第２の画素２５１に含まれる有機光電変換素子２５２は、実質的に緑の波長域にのみ分光感度を有している。入射Ｘ線の低エネルギー成分によってシンチレータ１３０の第１のセンサパネル側２３１において生じた青の波長域の蛍光Ｌｂは、第２のセンサパネル２３２によって検出されことはない。それにより、入射Ｘ線の高エネルギー成分に基づく画像データにおいて、入射Ｘ線の低エネルギー成分の影響が低減される。
　図７は、本発明の実施形態を説明するための、放射線画像検出装置の他の例を示す。なお、上述したＸ線画像検出装置３，１０３，２０３と共通する要素には、共通する符号を付することによって、説明を省略あるいは簡略する。
　図７に示すＸ線画像検出装置３０３は、シンチレータ３０と、シンチレータ３０を間に挟むように配置された第１のセンサパネル３３１及び第２のセンサパネル３３２と、を備えている。
　シンチレータ３０は、第１の蛍光組成物及び第２の蛍光組成物の混合物によって形成されており、第１の蛍光組成物としてユーロピウム賦活フッ化ハロゲン化バリウム（ＢａＦＸ：Ｅｕ（Ｘは、ＣｌやＢｒやＩなどのハロゲン））が、第２の蛍光組成物としてタングステン酸カルシウム（ＣａＷＯ４）が用いられている。この場合に、第１の蛍光組成物（ＢａＦＸ：Ｅｕ）が発する蛍光のピーク波長（３８０ｎｍ）、及び第２の蛍光組成物（ＣａＷＯ４）が発する蛍光のピーク波長（４２５ｎｍ）は、いずれも青の波長域にある。
　第１のセンサパネル３３１は、半導体基板３４０と、半導体基板３４０に設けられた第１の画素３４１のアレイとを有している。
　本例の第１のセンサパネル３３１において、半導体基板３４０は、バンドギャップが２．８ｅＶ以上の半導体材料によって形成されており、青の波長域の光に対して吸収特性を有する。そのような半導体材料としては、ＳｉＣ（バンドギャップ：２．８ｅＶ）、ＺｎＯ（バンドギャップ：３．２ｅＶ）、ＧａＮ（バンドギャップ：３．４ｅＶ）、等を例示することができる。
　第１の画素３４１の各々は、シンチレータ３０の蛍光を受光して電荷を生成するフォトダイオードなどの光電変換素子３４２と、光電変換素子３４２において生成された電荷を読み出すためのＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ　Ｃｏｕｐｌｅｄ　Ｄｅｖｉｃｅ）やＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ　Ｍｅｔａｌ　Ｏｘｉｄｅ　Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）などの読み出し回路部３４３とで構成されている。第１の画素３４１を構成する光電変換素子３４２及び読み出し回路部３４３は、いずれも半導体基板３４０に形成されている。このように、青の波長域の光に対する吸収特性を有する半導体基板３４０に形成された光電変換素子３４２は、実質的に青の波長域にのみ分光感度を有する。
　なお、光電変換素子やその読み出し回路部が形成される半導体基板には、典型的には、単結晶Ｓｉが用いられるところ、本例において、半導体基板３４０には、そのバンドギャップが単結晶Ｓｉのバンドギャップ１．１ｅＶよりも大きいＳｉＣ等の半導体材料が用いられており、半導体基板３４０に形成される光電変換素子３４２や読み出し回路部３４３のＸ線耐性は、単結晶Ｓｉ半導体基板に形成されるものに比べて優れる。第１のセンサパネル３３１は、Ｘ線入射側に配置され、入射Ｘ線に直接晒されるため、光電変換素子３４２や読み出し回路部３４３がＸ線耐性に優れることは好ましい。半導体基板３４０に形成されたＣＣＤやＣＭＯＳなどの読み出し回路部３４３は、ガラス基板上に形成されるＴＦＴからなる読み出し回路部に比べて読み出し速度の点でも優れる。
　第２のセンサパネル３３２は、第１のセンサパネル３３１と同様に構成されており、半導体基板３５０と、半導体基板３５０に設けられた第２の画素３５１のアレイとを有している。半導体基板３５０は、バンドギャップが２．８ｅＶ以上の半導体材料によって形成されており、青の波長域の光に対して吸収特性を有する。第２の画素３５１の各々は、光電変換素子３５２と、読み出し回路部３５３とで構成されており、光電変換素子３５２及び読み出し回路部３５３は、いずれも半導体基板３５０に形成されている。青の波長域の光に対する吸収特性を有する半導体基板３５０に形成された光電変換素子３５２は、実質的に青の波長域にのみ分光感度を有する。
　以上のように構成されたＸ線画像検出装置３０３において、入射Ｘ線は、第１のセンサパネル３３１を透過してシンチレータ３０に入射する。シンチレータ３０のＸ線入射側、即ち第１のセンサパネル３３１側においては、Ｘ線の低エネルギー成分を主として吸収する第１の蛍光組成物の含有率が相対的に高く、よって、シンチレータ３０の第１のセンサパネル３３１側においては、入射Ｘ線の低エネルギー成分が主として吸収される。そして、シンチレータ３０の第１のセンサパネル３３１側には、吸収したＸ線に応じた蛍光Ｌｂ１が生じ、この蛍光Ｌｂ１は、第１のセンサパネル３３１によって検出される。それにより、入射Ｘ線の低エネルギー成分に基づく画像データが生成される。
　一方、入射Ｘ線の高エネルギー成分は、第１の蛍光組成物の含有率が高いシンチレータ３０の第１のセンサパネル３３１側においては吸収されずに、シンチレータ３０の深部、即ち第１の蛍光組成物よりもＸ線の高エネルギー成分を多く吸収する第２の蛍光組成物の含有率が相対的に高い第２のセンサパネル３３２側に到達し、そこにおいて吸収される。そして、シンチレータ３０の第２のセンサパネル３３２側には、吸収したＸ線に応じた蛍光Ｌｂ２が生じ、この蛍光Ｌｂ２は、第２のセンサパネル３３２によって検出される。それにより、入射Ｘ線の高エネルギー成分に基づく画像データが生成される。
　そして、第２のセンサパネル側に向かう蛍光Ｌｂ１及び第１のセンサパネル側に向かう蛍光Ｌｂ２は、いずれもシンチレータ３０自身における吸収等によって減衰される。よって、第１のセンサパネル３３１において、蛍光Ｌｂ１に蛍光Ｌｂ２が混入して検出されることが防止され、また、第２のセンサパネル３３２において、蛍光Ｌｂ２に蛍光Ｌｂ１が混入して検出されることが防止される。
　なお、第１の蛍光組成物及び第２の蛍光組成物としては、上記のＢａＦＸ：Ｅｕ及びＣａＷＯ４の組み合わせに限られず、Ｋ吸収端を区別し得る限りにおいて、下表に示す蛍光組成物の中から適宜組み合わせて用いることができる。例えば、第１の蛍光組成物としてＢａＦＸ：Ｅｕを用いる場合に、第２の蛍光組成物として、ＣａＷＯ４に換えて、ＢａＳＯ４：Ｅｕ、ＨｆＰ２Ｏ７、ＹＴａＯ４、等を用いることもできる。そして、本例のＸ線画像検出装置３０３において、第１のセンサパネル３３１及び第２のセンサパネル３３２の画素３４１，３５１の各々に含まれる光電変換素子３４２，３５２は、青の波長域の光に対する吸収特性を有する半導体基板３４０，３５０に形成され、実質的に青の波長域にのみ分光感度を有しており、このような場合に、第１の蛍光組成物及び第２の蛍光組成物としては、下表に示す蛍光組成物の中でも、その蛍光波長が青の波長域（２００ｎｍ～４９５ｎｍ）のものを用いることが好ましい。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　図８は、本発明の実施形態を説明するための、放射線画像検出装置の他の例を示す。なお、上述したＸ線画像検出装置３，１０３，２０３，３０３と共通する要素には、共通する符号を付することによって、説明を省略あるいは簡略する。
　図８に示すＸ線画像検出装置４０３は、シンチレータ１３０と、シンチレータ１３０を間に挟むように配置された第１のセンサパネル４３１及び第２のセンサパネル４３２と、を備えている。
　シンチレータ１３０は、第１の蛍光組成物及び第２の蛍光組成物の混合物によって形成されており、第１の蛍光組成物としてユーロピウム賦活フッ化ハロゲン化バリウム（ＢａＦＸ：Ｅｕ）が、第２の蛍光組成物としてテルビウム賦活酸化ガドリニウム（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）が用いられている。この場合に、第１の蛍光組成物（ＢａＦＸ：Ｅｕ）が発する蛍光のピーク波長（３８０ｎｍ）は青の波長域にあり、第２の蛍光組成物（Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ）が発する蛍光のピーク波長（５４５ｎｍ）は、緑の波長域にある。
　第１のセンサパネル４３１は、バンドギャップが２．８ｅＶ以上の半導体材料によって形成された半導体基板３４０と、半導体基板３４０に設けられた第１の画素４４１のアレイとを有している。第１の画素４４１の各々は、光電変換素子２４２と、読み出し回路部３４３とで構成されている。光電変換素子２４２は、光電変換膜に青吸収ＯＰＣ膜が用いられた有機光電変換素子であって実質的に青の波長域にのみ分光感度を有しており、半導体基板３４０上に形成されている。読み出し回路部３４３は、半導体基板３４０に形成されている。
　第２のセンサパネル４３２は、バンドギャップが２．８ｅＶ以上の半導体材料によって形成された半導体基板３５０と、半導体基板３５０に設けられた第２の画素４５１のアレイとを有している。第２の画素４５１の各々は、光電変換素子２５２と、読み出し回路部３５３とで構成されている。光電変換素子２５２は、光電変換膜に緑吸収ＯＰＣ膜が用いられた有機光電変換素子であって実質的に緑の波長域にのみ分光感度を有しており、半導体基板３５０上に形成されている。読み出し回路部３５３は、半導体基板３５０に形成されている。
　以上のように構成されたＸ線画像検出装置４０３において、入射Ｘ線は、第１のセンサパネル４３１を透過してシンチレータ１３０に入射する。シンチレータ１３０のＸ線入射側、即ち第１のセンサパネル４３１側においては、Ｘ線の低エネルギー成分を主として吸収する第１の蛍光組成物の含有率が相対的に高く、よって、シンチレータ１３０の第１のセンサパネル４３１側においては、入射Ｘ線の低エネルギー成分が主として吸収される。そして、シンチレータ１３０の第１のセンサパネル４３１側には、吸収したＸ線に応じた青の波長域の蛍光Ｌｂが生じ、この蛍光Ｌｂは、第１のセンサパネル４３１によって検出される。それにより、入射Ｘ線の低エネルギー成分に基づく画像データが生成される。
　一方、入射Ｘ線の高エネルギー成分は、第１の蛍光組成物の含有率が高いシンチレータ１３０の第１のセンサパネル４３１側においては吸収されずに、シンチレータ１３０の深部、即ち第１の蛍光組成物よりもＸ線の高エネルギー成分を多く吸収する第２の蛍光組成物の含有率が相対的に高い第２のセンサパネル４３２側に到達し、そこにおいて吸収される。そして、シンチレータ１３０の第２のセンサパネル４３２側には、吸収したＸ線に応じた緑の波長域の蛍光Ｌｇが生じ、この蛍光Ｌｇは、第２のセンサパネル４３２によって検出される。それにより、入射Ｘ線の高エネルギー成分に基づく画像データが生成される。
　そして、第１のセンサパネル４３１の第１の画素４４１に含まれる有機光電変換素子２４２は、実質的に青の波長域にのみ分光感度を有し、また、第２のセンサパネル４３２の第２の画素４５１に含まれる有機光電変換素子２５２は、実質的に緑の波長域にのみ分光感度を有している。よって、第１のセンサパネル４３１において、蛍光Ｌｂに蛍光Ｌｇが混入して検出されることが防止され、また、第２のセンサパネル４３２において、蛍光Ｌｇに蛍光Ｌｂが混入して検出されることが防止される。
　上述した放射線画像検出装置は、放射線画像を高感度、高精細に検出しうるため、低放射線照射量で鮮鋭な画像を検出することを要求される、マンモグラフィなどの医療診断用のＸ線撮影装置をはじめ、様々な装置に組み込んで使用することができる。例えば、工業用のＸ線撮影装置として非破壊検査に用いたり、或いは、電磁波以外の粒子線（α線、β線、γ線）の検出装置として用いたりすることができ、その応用範囲は広い。
　以下、上述したＸ線画像検出装置３における読み出し回路部４３，５３を構成するＴＦＴ、及び絶縁性基板４０，５０に用いることができる材料について説明する。
［ＴＦＴ］
　ＴＦＴの活性層としては、例えばアモルファスシリコン等の無機半導体材料が使われることが多いが、例えば特開２００９－２１２３８９号公報に記載されたように、有機材料を使用することができる。有機ＴＦＴはいかなるタイプの構造でもよいが、最も好ましいのは電界効果型トランジスタ（ＦＥＴ）構造である。このＦＥＴ構造は、絶縁性基板上面の一部にゲート電極を設け、更に該電極を覆い、かつ電極以外の部分で基板と接するように絶縁体層を設けている。更に絶縁体層の上面に半導体活性層を設け、その上面の一部に透明ソース電極と透明ドレイン電極とを隔離して配置している。なお、この構成はトップコンタクト型素子と呼ばれるが、ソース電極とドレイン電極とが半導体活性層の下部にあるボトムコンタクト型素子も好ましく用いることができる。また、キャリアが有機半導体膜の膜厚方向に流れる縦型トランジスタ構造であってもよい。
（活性層）
　ここでいう有機半導体材料とは、半導体の特性を示す有機材料のことであり、無機材料からなる半導体と同様に、正孔（ホール）をキャリアとして伝導するｐ型有機半導体材料（あるいは単にｐ型材料、正孔輸送材料とも言う。）と、電子をキャリアとして伝導するｎ型有機半導体材料（あるいは単にｎ型材料、電子輸送材料とも言う。）がある。有機半導体材料は一般にｐ型材料の方が良好な特性を示すものが多く、また、一般に大気下でのトランジスタ動作安定性もｐ型トランジスタの方が優れているため、ここでは、ｐ型有機半導体材料について説明する。
　有機薄膜トランジスタの特性の一つに、有機半導体層中のキャリアの動きやすさを示すキャリア移動度（単に移動度とも言う）μがある。用途によっても異なるが、一般に移動度は高い方がよく、１．０×１０－７ｃｍ２／Ｖｓ以上であることが好ましく、１．０×１０－６ｃｍ２／Ｖｓ以上であることがより好ましく、１．０×１０－５ｃｍ２／Ｖｓ以上であることが更に好ましい。移動度は電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）素子を作製したときの特性や飛行時間計測（ＴＯＦ）法により求めることができる。
　前記ｐ型有機半導体材料は、低分子材料でも高分子材料でも良いが、好ましくは低分子材料である。低分子材料は、昇華精製や再結晶、カラムクロマトグラフィーなどの様々な精製法が適用できるため高純度化が容易であること、分子構造が定まっているため秩序の高い結晶構造を取りやすいこと、などの理由から高い特性を示すものが多い。低分子材料の分子量は、好ましくは１００以上５０００以下、より好ましくは１５０以上３０００以下、更に好ましくは２００以上２０００以下である。
　このようなｐ型有機半導体材料としては、フタロシアニン化合物又はナフタロシアニン化合物を例示することができ、具体例を以下に示す。なお、Ｍは金属原子、Ｂｕはブチル基、Ｐｒはプロピル基、Ｅｔはエチル基、Ｐｈはフェニル基をそれぞれ表す。
Figure JPOXMLDOC01-appb-C000002
（活性層以外のスイッチ素子の構成要素）
　ゲート電極、ソース電極、又はドレイン電極を構成する材料としては、必要な導電性を有するものであれば特に制限はないが、例えば、ＩＴＯ（インジウムドープ酸化スズ）、ＩＺＯ（インジウムドープ酸化亜鉛）、ＳｎＯ２、ＡＴＯ（アンチモンドープ酸化スズ）、ＺｎＯ、ＡＺＯ（アルミニウムドープ酸化亜鉛）、ＧＺＯ（ガリウムドープ酸化亜鉛）、ＴｉＯ２、ＦＴＯ（フッ素ドープ酸化スズ）などの透明導電性酸化物、ＰＥＤＯＴ／ＰＳＳ（ポリ（３，４－エチレンジオキシチオフェン）／ポリスチレンスルホン酸）などの透明導電性ポリマー、カーボンナノチューブなどの炭素材料が挙げられる。これらの電極材料は、例えば真空蒸着法、スパッタリング、溶液塗布法等の方法で成膜することができる。
　絶縁層に用いられる材料としては、必要な絶縁効果を有するものであれば特に制限はないが、例えば、二酸化ケイ素、窒化ケイ素、アルミナなどの無機材料、ポリエステル（ＰＥＮ（ポリエチレンナフタレート）、ＰＥＴ（ポリエチレンテレフタレート）など）、ポリカーボネート、ポリイミド、ポリアミド、ポリアクリレート、エポキシ樹脂、ポリパラキシリレン樹脂、ノボラック樹脂、ＰＶＡ（ポリビニルアルコール）、ＰＳ（ポリスチレン）、などの有機材料が挙げられる。これらの絶縁膜材料は、例えば真空蒸着法、スパッタリング、溶液塗布法等の方法で成膜することができる。
　上述した有機ＴＦＴに関するその他の構成は、例えば、特開２００９－２１２３８９号公報の記載が参考となる。
　また、ＴＦＴの活性層には、例えば特開２０１０－１８６８６０号公報に記載された非晶質酸化物も使用することができる。ここで、特開２０１０－１８６８６０号に記載された電界効果型トランジスタが有する非晶質酸化物含有の活性層について示す。この活性層は、電子又はホールの移動する電界効果型トランジスタのチャネル層として機能する。
　活性層は、非晶質酸化物半導体を含んだ構成とされている。この非晶質酸化物半導体は、低温で成膜可能であるために、可撓性のある基板上に好適に形成される。活性層に用いられる非晶質酸化物半導体としては、好ましくはＩｎ、Ｓｎ、Ｚｎ、又はＣｄよりなる群より選ばれる少なくとも１種の元素を含む非晶質酸化物であり、より好ましくは、Ｉｎ、Ｓｎ、Ｚｎよりなる群より選ばれる少なくとも１種を含む非晶質酸化物、更に好ましくは、Ｉｎ、Ｚｎよりなる群より選ばれる少なくとも１種を含む非晶質酸化物である。
　活性層に用いられる非晶質酸化物としては、具体的には、Ｉｎ２Ｏ３、ＺｎＯ，ＳｎＯ２、ＣｄＯ，Ｉｎｄｉｕｍ－Ｚｉｎｃ－Ｏｘｉｄｅ（ＩＺＯ）、Ｉｎｄｉｕｍ－Ｔｉｎ－Ｏｘｉｄｅ（ＩＴＯ）、Ｇａｌｌｉｕｍ－Ｚｉｎｃ－Ｏｘｉｄｅ（ＧＺＯ）、Ｉｎｄｉｕｍ－Ｇａｌｌｉｕｍ－Ｏｘｉｄｅ（ＩＧＯ）、Ｉｎｄｉｕｍ－Ｇａｌｌｉｕｍ－Ｚｉｎｃ－Ｏｘｉｄｅ（ＩＧＺＯ）が挙げられる。
　活性層の成膜方法としては、酸化物半導体の多結晶焼結体をターゲットとして、気相成膜法を用いるのが好ましい。気相成膜法の中でも、スパッタリング法、パルスレーザー蒸着法（ＰＬＤ法）が適している。更に、量産性の観点から、スパッタリング法が好ましい。例えば、ＲＦマグネトロンスパッタリング蒸着法により、真空度及び酸素流量を制御して成膜される。
　成膜された活性層は、周知のＸ線回折法によりアモルファス膜であることが確認される。活性層の組成比は、ＲＢＳ（ラザフォード後方散乱）分析法により求められる。
　また、この活性層の電気伝導度は、好ましくは１０－４Ｓｃｍ－１以上１０２Ｓｃｍ－１未満であり、より好ましくは１０－１Ｓｃｍ－１以上１０２Ｓｃｍ－１未満である。この活性層の電気伝導度の調整方法としては、公知の酸素欠陥による調整方法や、組成比による調整方法、不純物による調整方法、酸化物半導体材料による調整方法が挙げられる。
　上述した非晶質酸化物に関するその他の構成は、例えば、特開２０１０－１８６８６０号公報の記載が参考となる。
［絶縁性基板］
　絶縁性基板としては、例えば、ガラス、石英、プラスチックフィルムなどが挙げられる。プラスチックフィルムとしては、例えばポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリエチレンナフタレート（ＰＥＮ）、ポリエーテルスルホン（ＰＥＳ）、ポリエーテルイミド、ポリエーテルエーテルケトン、ポリフェニレンスルフィド、ポリアリレート、ポリイミド、ポリカーボネート（ＰＣ）、セルローストリアセテート（ＴＡＣ）、セルロースアセテートプロピオネート（ＣＡＰ）等からなるフィルム等が挙げられる。また、これらのプラスチックフィルムに、有機あるいは無機のフィラーを含有させてもよい。また、フレキシブルでかつ低熱膨張、高強度といった、既存のガラスやプラスチックでは得られない特性を有するアラミド、バイオナノファイバーなどを用いて形成されたフレキシブル基板も好適に使用しうる。
（アラミド）
　アラミド材料は、ガラス転移温度３１５℃という高い耐熱性、ヤング率が１０ＧＰａという高い剛性、熱膨張率が－３～５ｐｐｍ／℃という高い寸法安定性を有する。このため、アラミド製のフィルムを用いると、一般的な樹脂フィルムを用いる場合と比べて、半導体層の高品質の成膜が容易に行える。また、アラミド材料の高耐熱性により、電極材料を高温硬化させて低抵抗化できる。更に、ハンダのリフロー工程を含むＩＣの自動実装にも対応できる。また更に、ＩＴＯ（ｉｎｄｉｕｍ　ｔｉｎ　ｏｘｉｄｅ）やガス・バリア膜、ガラス基板と熱膨張係数が近いために、製造後の反りが少ない。そして、割れにくい。ここで、ハロゲンを含まないハロゲンフリー（ＪＰＣＡ－ＥＳ０１－２００３の規定に適合）なアラミド材料を用いることが環境負荷低減の点で好ましい。アラミドフィルムは、ガラス基板やＰＥＴ基板と積層されてもよいし、デバイスの筐体に貼り付けられてもよい。
　アラミドの分子間の凝集力（水素結合力）の高さによる溶媒への低溶解性を分子設計によって解決することにより、無色透明で薄いフィルムへの成形が容易とされたアラミド材料についても、好適に用いることができる。モノマーユニットの秩序性、及び芳香環上の置換基種・位置を制御する分子設計により、アラミド材料の高剛性や寸法安定性に繋がる直線性の高い棒状の分子構造を維持しつつ、溶解性が良い成形の容易さが得られる。この分子設計により、ハロゲンフリーをも実現できる。
　また、フィルムの面内方向の特性が最適化されたアラミド材料についても、好適に用いることができる。成型中に逐次変化するアラミドフィルムの強度に応じて、溶液キャスト、縦延伸、横延伸の工程ごとに張力条件を制御することにより、直線性の高い棒状分子構造であって物性に異方性が生じやすいアラミドフィルムの面内方向の特性をバランスできる。
　具体的に、溶液キャスト工程では、溶媒の乾燥速度の制御による面内厚み方向の物性の等方化、溶媒を含んだ状態のフィルムの強度とキャスト・ドラムからの剥離強度の最適化、を図る。縦延伸工程では、延伸中に逐次変化するフィルムの強度、溶媒の残留量に応じた延伸条件を精密に制御する。横延伸工程では、加熱によって変化するフィルム強度の変化に応じた横延伸の条件の制御、フィルムの残留応力を緩和するための横延伸の条件の制御を図る。このようなアラミド材料の使用により、成型後のアラミドフィルムがカールしてしまう問題を解決できる。
　上記の成形容易さに対する工夫、及びフィルム面内方向の特性のバランスに対する工夫のいずれにおいても、アラミドならではの直線性の高い棒状の分子構造が維持されているので、熱膨張係数を低く維持できる。製膜時の延伸条件の変更などにより、熱膨張係数を更に低減することも可能である。
（バイオナノファイバー）
　ナノファイバーは、光の波長に対して十分に小さなコンポーネントは光散乱を生じないことから、透明でフレキシブルな樹脂材料の補強として用いることができる。そして、ナノファイバーの中でも、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は、幅５０ｎｍと、可視光波長に対して約１／１０のサイズでかつ、高強度、高弾性、低熱膨である特徴を有しており、このバクテリアセルロースと透明樹脂との複合材料（バイオナノファイバーということがある）を好適に用いることができる。
　バクテリアセルロースシートにアクリル樹脂、エポキシ樹脂等の透明樹脂を含浸・硬化させることで、繊維を約６０～７０％と高い比率で含有しながら、波長５００ｎｍで約９０％の光透過率を示す透明バイオナノファイバーが得られる。このバイオナノファイバーにより、シリコン結晶に匹敵する低い熱膨張係数（約３～７ｐｐｍ）、鋼鉄並の強度(約４６０ＭＰａ)、及び高弾性(約３０ＧＰａ)が得られる。
　上述したバイオナノファイバーに関する構成は、例えば、特開２００８－３４５５６号公報の記載が参考となる。
　以上説明したとおり、本明細書には、下記の事項が開示されている。
　（１）　照射される放射線の低エネルギー成分を主として吸収して第１の蛍光を発する第１の蛍光組成物、及び前記放射線の高エネルギー成分を主として吸収して第２の蛍光を発する第２の蛍光組成物を含有してなる蛍光体と、前記第１の蛍光を検出する第１の画素のアレイを有し、前記蛍光体の放射線入射側に配置される第１のセンサパネルと、前記第２の蛍光を検出する第２の画素のアレイを有し、前記蛍光体を挟んで前記第１のセンサパネルと対向して配置される第２のセンサパネルと、を備え、前記蛍光体における前記第１の蛍光組成物及び前記第２の蛍光組成物の含有率は、前記第１のセンサパネル側においては前記第１の蛍光組成物が高く、前記第２のセンサパネル側では前記第２の蛍光組成物が高い放射線画像検出装置。
　（２）　（１）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１の蛍光のピーク波長は、第１の波長域にあり、前記第２の蛍光のピーク波長は、前記第１の波長域から外れる第２の波長域にある放射線画像検出装置。
　（３）　（２）に記載の放射線画像検出装置であって、前記蛍光体と前記第１のセンサパネルとの間に、前記第２の波長域の光を選択的に反射して前記第１の波長域の光を透過させるフィルタを備える放射線画像検出装置。
　（４）　（２）に記載の放射線画像検出装置であって、蛍光体と前記第２のセンサパネルとの間に、前記第１の波長域の光を選択的に反射して前記第２の波長域の光を透過させるフィルタを備える放射線画像検出装置。
　（５）　（２）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１の画素の分光感度のピーク波長は、前記第１の波長域にあり、前記第２の画素の分光感度のピーク波長は、前記第２の波長域にある放射線画像検出装置。
　（６）　（５）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１の画素は、有機光電変換素子を含む放射線画像検出装置。
　（７）　（５）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１の波長域は、青の波長域であり、前記第１のセンサパネルは、前記第１の画素のアレイが設けられる半導体基板を有しており、前記半導体基板を形成する半導体材料は、単結晶Ｓｉよりもバンドギャップが大きく、前記第１の画素の各々は、前記半導体基板に形成された光電変換素子を含む放射線画像検出装置。
　（８）　（７）に記載の放射線画像検出装置であって、前記半導体材料は、ＳｉＣ、ＧａＮ、ＺｎＯ、Ｃ（ダイヤモンド）、ＢＮ、ＡｌＮの群から選ばれるいずれか一つである放射線画像検出装置。
　（９）　（７）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１の画素の各々は、該第１の画素の前期光電変換素子に生じる電荷を読み出す読み出し回路部を更に含み、該読出し回路部は、前記半導体基板に形成されている放射線画像検出装置。
　（１０）　（５）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第２の画素は、有機光電変換素子を含む放射線画像検出装置。
　（１１）　（２）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１の蛍光のピーク波長は、青の波長域にあり、前記第２の蛍光のピーク波長は、緑の波長域にある放射線画像検出装置。
　（１２）　（１１）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１の蛍光組成物は、ＢａＦＸ：Ｅｕ（Ｘはハロゲン）であり、前記第２の蛍光組成物は、Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂである放射線画像検出装置。
　（１３）　（１）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１の蛍光のピーク波長、及び前記第２の蛍光のピーク波長は、いずれも青の波長域にある放射線画像検出装置。
　（１４）　（１３）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１の蛍光組成物は、ＢａＦＸ：Ｅｕ（Ｘはハロゲン）であり、前記第２の蛍光組成物は、ＣａＷＯ４である放射線画像検出装置。
　（１５）　（１）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１のセンサパネルは、前記第１の画素のアレイが設けられる半導体基板を有しており、前記第１のセンサパネルの前記半導体基板を形成する半導体材料は、単結晶Ｓｉよりもバンドギャップが大きく、前記第１の画素の各々は、光電変換素子と、該光電変換素子に生じる電荷を読み出す読み出し回路部を含み、該光電変換素子及び該読出し回路部は前記半導体基板に形成されている放射線画像検出装置。
　（１６）　（１３）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１のセンサパネルの前記半導体基板を形成する半導体材料は、ＳｉＣ、ＧａＮ、ＺｎＯ、Ｃ（ダイヤモンド）、ＢＮ、ＡｌＮの群から選ばれるいずれか一つである放射線画像検出装置。
　（１７）　（１）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第２のセンサパネルは、前記第２の画素のアレイが設けられる半導体基板を有しており、前記第２のセンサパネルの前記半導体基板を形成する半導体材料は、単結晶Ｓｉよりもバンドギャップが大きく、前記第２の画素の各々は、光電変換素子と、該光電変換素子に生じる電荷を読み出す読み出し回路部を含み、該光電変換素子及び該読出し回路部は前記半導体基板に形成されている放射線画像検出装置。
　（１８）　（１７）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第２のセンサパネルの前記半導体基板を形成する半導体材料は、ＳｉＣ、ＧａＮ、ＺｎＯ、Ｃ（ダイヤモンド）、ＢＮ、ＡｌＮの群から選ばれるいずれか一つである放射線画像検出装置。
　（１９）　（１）に記載の放射線画像検出装置と、前記第１のセンサパネルによって生成される第１の画像データ、及び前記第２のセンサパネルによって生成される第２の画像データを用いて、エネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理部と、を備える放射線撮影装置。
　本発明によれば、第１の蛍光組成物の第１の蛍光は、主として蛍光体の第１のセンサパネル側において、また、第２の蛍光組成物の第２の蛍光は、主として蛍光体の第２のセンサパネル側において生じる。第１の蛍光は、第２のセンサパネルに到達するまでの間に、蛍光体自身による吸収等によって減衰され、第２の蛍光は、第１のセンサパネルに到達するまでの間に、同様に減衰される。よって、第１のセンサパネルにおいては、主として第１の蛍光が検出されて放射線の低エネルギー成分に基づく画像データが生成され、第２のセンサパネルにおいては、主として第２の蛍光が検出されて放射線の高エネルギー成分に基づく画像データが生成される。このように、フィルタを用いずとも、各センサパネルにおいて受光される蛍光を選別することができ、簡易な装置構成によって良好なエネルギーサブトラクション画像を得ることができる。
　本発明を詳細にまた特定の実施態様を参照して説明したが、本発明の精神と範囲を逸脱することなく様々な変更や修正を加えることができることは当業者にとって明らかである。
　本出願は、２０１１年４月２８日出願の日本特許出願（特願２０１１－１０２２６３）に基づくものであり、その内容はここに参照として取り込まれる。
１　Ｘ線撮影装置
２　Ｘ線源
３　Ｘ線画像検出装置
４　コンソール
５　Ｘ線源保持装置
６　スタンド
１０　Ｘ線源制御部
１１　高電圧発生器
１２　Ｘ線管
１３　コリメータ
１４　コリメータユニット
１５　天井レール
１６　台車部
１７　支柱部
１８　本体
１９　保持部
２０　制御装置
２１　入力装置
２２　画像処理部
２３　画像記憶部
２４　モニタ
２５　Ｉ／Ｆ
２６　バス
３０　シンチレータ（蛍光体）
３１　第１のセンサパネル
３２　第２のセンサパネル
４０　絶縁性基板
４１　第１の画素
４２　光電変換素子
４３　読み出し回路部
５０　絶縁性基板
５１　第２の画素
５２　光電変換素子
５３　読み出し回路部

Claims (19)

  1. 　照射される放射線の低エネルギー成分を主として吸収して第１の蛍光を発する第１の蛍光組成物、及び前記放射線の高エネルギー成分を主として吸収して第２の蛍光を発する第２の蛍光組成物を含有してなる蛍光体と、
    　前記第１の蛍光を検出する第１の画素のアレイを有し、前記蛍光体の放射線入射側に配置される第１のセンサパネルと、
    　前記第２の蛍光を検出する第２の画素のアレイを有し、前記蛍光体を挟んで前記第１のセンサパネルと対向して配置される第２のセンサパネルと、
    　を備え、
    　前記蛍光体における前記第１の蛍光組成物及び前記第２の蛍光組成物の含有率は、前記第１のセンサパネル側においては前記第１の蛍光組成物が高く、前記第２のセンサパネル側では前記第２の蛍光組成物が高い放射線画像検出装置。
  2. 　請求項１に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１の蛍光のピーク波長は、第１の波長域にあり、
    　前記第２の蛍光のピーク波長は、前記第１の波長域から外れる第２の波長域にある放射線画像検出装置。
  3. 　請求項２に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記蛍光体と前記第１のセンサパネルとの間に、前記第２の波長域の光を選択的に反射して前記第１の波長域の光を透過させるフィルタを備える放射線画像検出装置。
  4. 　請求項２に記載の放射線画像検出装置であって、
    　蛍光体と前記第２のセンサパネルとの間に、前記第１の波長域の光を選択的に反射して前記第２の波長域の光を透過させるフィルタを備える放射線画像検出装置。
  5. 　請求項２に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１の画素の分光感度のピーク波長は、前記第１の波長域にあり、
    　前記第２の画素の分光感度のピーク波長は、前記第２の波長域にある放射線画像検出装置。
  6. 　請求項５に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１の画素は、有機光電変換素子を含む放射線画像検出装置。
  7. 　請求項５に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１の波長域は、青の波長域であり、
    　前記第１のセンサパネルは、前記第１の画素のアレイが設けられる半導体基板を有しており、
    　前記半導体基板を形成する半導体材料は、単結晶Ｓｉよりもバンドギャップが大きく、
    　前記第１の画素の各々は、前記半導体基板に形成された光電変換素子を含む放射線画像検出装置。
  8. 　請求項７に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記半導体材料は、ＳｉＣ、ＧａＮ、ＺｎＯ、Ｃ（ダイヤモンド）、ＢＮ、ＡｌＮの群から選ばれるいずれか一つである放射線画像検出装置。
  9. 　請求項７に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１の画素の各々は、該第１の画素の前期光電変換素子に生じる電荷を読み出す読み出し回路部を更に含み、該読出し回路部は、前記半導体基板に形成されている放射線画像検出装置。
  10. 　請求項５に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第２の画素は、有機光電変換素子を含む放射線画像検出装置。
  11. 　請求項２に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１の蛍光のピーク波長は、青の波長域にあり、
    　前記第２の蛍光のピーク波長は、緑の波長域にある放射線画像検出装置。
  12. 　請求項１１に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１の蛍光組成物は、ＢａＦＸ：Ｅｕ（Ｘはハロゲン）であり、
    　前記第２の蛍光組成物は、Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂである放射線画像検出装置。
  13. 　請求項１に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１の蛍光のピーク波長、及び前記第２の蛍光のピーク波長は、いずれも青の波長域にある放射線画像検出装置。
  14. 　請求項１３に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１の蛍光組成物は、ＢａＦＸ：Ｅｕ（Ｘはハロゲン）であり、
    　前記第２の蛍光組成物は、ＣａＷＯ４である放射線画像検出装置。
  15. 　請求項１に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１のセンサパネルは、前記第１の画素のアレイが設けられる半導体基板を有しており、
    　前記第１のセンサパネルの前記半導体基板を形成する半導体材料は、単結晶Ｓｉよりもバンドギャップが大きく、
    　前記第１の画素の各々は、光電変換素子と、該光電変換素子に生じる電荷を読み出す読み出し回路部を含み、該光電変換素子及び該読出し回路部は前記半導体基板に形成されている放射線画像検出装置。
  16. 　請求項１３に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１のセンサパネルの前記半導体基板を形成する半導体材料は、ＳｉＣ、ＧａＮ、ＺｎＯ、Ｃ（ダイヤモンド）、ＢＮ、ＡｌＮの群から選ばれるいずれか一つである放射線画像検出装置。
  17. 　請求項１に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第２のセンサパネルは、前記第２の画素のアレイが設けられる半導体基板を有しており、
    　前記第２のセンサパネルの前記半導体基板を形成する半導体材料は、単結晶Ｓｉよりもバンドギャップが大きく、
    　前記第２の画素の各々は、光電変換素子と、該光電変換素子に生じる電荷を読み出す読み出し回路部を含み、該光電変換素子及び該読出し回路部は前記半導体基板に形成されている放射線画像検出装置。
  18. 　請求項１７に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第２のセンサパネルの前記半導体基板を形成する半導体材料は、ＳｉＣ、ＧａＮ、ＺｎＯ、Ｃ（ダイヤモンド）、ＢＮ、ＡｌＮの群から選ばれるいずれか一つである放射線画像検出装置。
  19. 　請求項１に記載の放射線画像検出装置と、
    　前記第１のセンサパネルによって生成される第１の画像データ、及び前記第２のセンサパネルによって生成される第２の画像データを用いて、エネルギーサブトラクション画像を生成する画像処理部と、
    　を備える放射線撮影装置。
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