WO2020075495A1 - 放射線撮像装置及びその製造方法、並びに、放射線撮像システム - Google Patents

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WO2020075495A1
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scintillator
radiation
radiation imaging
sensor substrate
recess
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尚志郎 猿田
竹中　克郎
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キヤノン株式会社
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L27/00—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate
    • H01L27/14—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate including semiconductor components sensitive to infrared radiation, light, electromagnetic radiation of shorter wavelength or corpuscular radiation and specially adapted either for the conversion of the energy of such radiation into electrical energy or for the control of electrical energy by such radiation
    • H01L27/144—Devices controlled by radiation
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
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    • H01L27/144—Devices controlled by radiation
    • H01L27/146—Imager structures

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus, a method of manufacturing the same, and a radiation imaging system.
  • Radiation imaging devices that use flat panel detectors (FPDs) as radiation imaging panels are widely used in medical image diagnosis and non-destructive inspection.
  • This radiation imaging device is mainly classified into a direct conversion type that directly converts incident radiation into an electric signal and an indirect conversion type that converts the incident radiation into light with a scintillator and then converts this light into an electrical signal. can do.
  • a radiation imaging apparatus of indirect conversion type it is advantageous to use a thallium-activated cesium iodide phosphor that forms needle crystals as a scintillator in order to obtain high spatial resolution.
  • the method for forming the thallium-activated cesium iodide phosphor is an indirect type formation method in which a moisture-proof protective material is formed on another support in advance, and an indirect type formation method is used in which it is directly deposited on the sensor substrate.
  • a direct mold forming method is known.
  • the direct mold forming method is advantageous in obtaining high spatial resolution.
  • securing the adhesive force of the vapor deposition film is a problem.
  • Patent Document 1 a photoelectric conversion element is formed on the incident side of radiation, a recess is formed on the surface of the substrate opposite to the incident side to reduce the thickness of the substrate, and a scintillator is formed in this recess.
  • a technique for suppressing the absorption of radiation by the substrate to improve the sensitivity has proposed a technique for suppressing the absorption of radiation by the substrate to improve the sensitivity.
  • the present invention has been made in view of such problems, and an object thereof is to provide a mechanism for suppressing peeling of the scintillator.
  • the radiation imaging apparatus of the present invention includes a scintillator that converts incident radiation into light, a sensor substrate provided with a plurality of pixels that convert the light into an electric signal, and between the scintillator and the sensor substrate.
  • An organic resin layer which is provided in contact with the scintillator and has a peel strength of 0.4 N / mm 2 or more from the scintillator.
  • a sensor substrate in which a plurality of pixels for converting light into an electric signal are provided on the first surface located on the side where the radiation enters, and the first surface of the sensor substrate A first scintillator for converting the radiation into the light, the first scintillator being provided in a recess formed on a second surface located on the side opposite to the first surface and the top of the recess.
  • the present invention also includes a method for manufacturing the above-described radiation imaging apparatus, and a radiation imaging system including the radiation imaging apparatus described above.
  • FIG. 1 is a diagram showing an example of a schematic configuration of a radiation imaging system 10 including a radiation imaging apparatus 100 according to the first embodiment of the present invention.
  • the radiation imaging system 10 is configured to electrically capture an optical image of the inspection target T formed by the radiation 401 and obtain an electrical radiation image (that is, radiation image data).
  • the radiation imaging system 10 is configured to include a radiation imaging apparatus 100, a computer 200, an exposure control apparatus 300, and a radiation source 400.
  • the radiation source 400 starts irradiation of the radiation 401 in accordance with the exposure command from the exposure control device 300. Radiation 401 emitted from the radiation source 400 passes through the inspection target T and enters the radiation imaging apparatus 100. Further, the radiation source 400 stops the irradiation of the radiation 401 according to the stop command from the exposure control device 300.
  • the radiation imaging apparatus 100 is an apparatus that captures a radiation image of the inspection target T using the radiation 401.
  • the radiation imaging apparatus 100 includes a radiation imaging panel 110, a control unit 120 for controlling the radiation imaging panel 110, and signal processing for processing a signal output from the radiation imaging panel 110. It is configured to have a portion 121.
  • the example shown in FIG. 1 illustrates the case where the signal processing unit 121 is provided inside the control unit 120, but the present embodiment is not limited to this mode.
  • a mode in which the signal processing unit 121 is provided outside the control unit 120 as a separate configuration is also applicable to this embodiment.
  • the radiation imaging panel 110 generates an image signal according to the incident radiation 401 (including the radiation 401 transmitted through the inspection target T). Based on this image signal, the radiation image described above is acquired.
  • the control unit 120 controls the operation of the radiation imaging apparatus 100 and performs various types of processing.
  • the control unit 120 includes, for example, a PLD (Programmable Logic Device) such as an FPGA (Field Programmable Gate Array), an ASIC (Application Specific Integrated), or a general-purpose computer in which some or all of these programs are incorporated. It can be configured by a combination.
  • a PLD Programmable Logic Device
  • FPGA Field Programmable Gate Array
  • ASIC Application Specific Integrated
  • a general-purpose computer in which some or all of these programs are incorporated. It can be configured by a combination.
  • the signal processing unit 121 can, for example, A / D-convert the image signal output from the radiation imaging panel 110, and output this to the computer 200 as radiation image data. Further, the signal processing unit 121 may generate a stop signal for stopping the irradiation of the radiation 401 from the radiation source 400, for example, based on the image signal output from the radiation imaging panel 110. In this case, the stop signal is supplied to the exposure controller 300 via the computer 200, and the exposure controller 300 sends a stop command to the radiation source 400 in response to the stop signal.
  • the computer 200 centrally controls the operation of the radiation imaging system 10 and also performs various types of processing.
  • the computer 200 can perform, for example, control of the radiation imaging apparatus 100 and the exposure control apparatus 300, and processing for receiving radiation image data from the radiation imaging apparatus 100 and displaying it as a radiation image.
  • the computer 200 also has a function as an input unit for the user to input the imaging conditions of the radiation image, for example.
  • the exposure control device 300 is configured to have an exposure switch. When the user turns on the exposure switch, the exposure control device 300 transmits an exposure command to the radiation source 400 and a start notification indicating the start of emission of the radiation 401 to the computer 200.
  • the computer 200 that has received this start notification notifies the control unit 120 of the radiation imaging apparatus 100 of the start of irradiation of the radiation 401 in response to the start notification.
  • the control unit 120 of the radiation imaging apparatus 100 causes the radiation imaging panel 110 to generate an image signal according to the incident radiation 401.
  • FIG. 2 is a diagram showing an example of a schematic configuration of the radiation imaging panel 110 of the radiation imaging apparatus 100 according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 a cross-sectional view of the radiation imaging panel 110 in the incident direction of the radiation 401 shown in FIG. 1 is shown.
  • the radiation imaging panel 110 according to the first embodiment shown in FIG. 2 will be described as a “radiation imaging panel 110-1”.
  • X-rays can be applied as the radiation 401 shown in FIG.
  • the radiation imaging panel 110-1 includes a sensor substrate 101, a connection terminal portion 111, an organic resin layer 112, a scintillator 113, and a reflection layer 114. Further, in FIG. 2, in the sensor substrate 101, the first surface 102 located on the side where the radiation 401 enters and the second surface 103 located on the side opposite to the side where the radiation 401 enters are illustrated. .
  • An effective pixel area 105 and a dummy pixel area 106 are provided on the first surface 102 of the sensor substrate 101.
  • a plurality of pixels each including a photoelectric conversion element that generates an electric signal according to the light converted from the radiation 401 by the scintillator 113 are arranged in a two-dimensional array (for example, matrix).
  • a two-dimensional array for example, matrix
  • 3300 pixels ⁇ 2800 pixels are provided as the effective pixel area 105 and the dummy pixel area 106 on the sensor substrate 101 having a size of about 550 mm ⁇ 445 mm.
  • the area of 10 pixels arranged on the outer periphery is defined as the dummy pixel area 106, and the area of 3280 pixels ⁇ 2780 pixels arranged inside thereof is the effective pixel. It can be configured as the region 105.
  • the number of pixels provided on the sensor substrate 101 and the number of pixels provided on the effective pixel region 105 can be appropriately set according to the size of the sensor substrate 101, the inspection target T, and the like.
  • connection terminal portion 111 is provided on the first surface 102 of the sensor substrate 101 in order to connect the column signal line and the row signal line to the read circuit substrate and the drive circuit substrate.
  • the electrical signal generated in each pixel of the effective pixel region 105 is output from the radiation imaging panel 110 as an image signal via the connection terminal portion 111.
  • the readout circuit board and the drive circuit board are arranged outside the radiation imaging panel 110 .
  • the readout circuit board and the drive circuit board are arranged as one configuration of the radiation imaging panel 110. It may be.
  • the sensor substrate 101 is provided with the connection terminal portion 111, and the electric signal generated in each pixel of the effective pixel region 105 is transmitted from the radiation imaging panel 110 via the connection terminal portion 111. Can be output.
  • the organic resin layer 112 is a layer provided on the first surface 102 of the sensor substrate 101 and at a position covering the effective pixel region 105 and the dummy pixel region 106.
  • the scintillator 113 is a phosphor provided on the organic resin layer 112 in contact with the organic resin layer 112, and converts the incident radiation 401 into light. In the radiation imaging panel 110-1 shown in FIG. 2, the scintillator 113 is not in contact with the sensor substrate 101.
  • the reflection layer 114 is provided so as to cover the scintillator 113, and reflects, of the light generated by the scintillator 113, light that travels in a direction different from the direction toward the effective pixel region 105 (to guide the light to the effective pixel region 105. It is a reflective layer.
  • the reflective layer 114 makes it possible to efficiently use the light generated by the scintillator 113 and improve the sensitivity of the radiation imaging panel 110-1. Further, it is more preferable that the reflective layer 114 has a function as a moisture-proof protective layer.
  • a non-alkali glass substrate having a size of about 550 mm ⁇ 445 mm and a thickness of about 500 ⁇ m is prepared as a base material of the sensor substrate 101.
  • a film conversion step, a photolithography step, and an etching step are repeatedly performed on one surface of this glass substrate to convert a visible light into an electric charge (electrical signal), and a switching device for outputting the electric signal.
  • a plurality of connection terminal portions 111 for outputting the electric signals generated by the pixels to the outside are formed.
  • the effective pixel region 105 and the dummy pixel region 106 are formed on the first surface 102 of the sensor substrate 101.
  • An organic resin layer 112 is formed in a position covering the. Specifically, in this embodiment, first, the peripheral portion of the sensor substrate 101 is masked with a masking film for the purpose of protecting the connection terminal portion 111. Next, the sensor substrate 101 is set on a spade pin coater, a solution in which an ethylene vinyl acetate-based resin is dissolved is sprayed, spun at a rotation of about 100 rpm and dried at a temperature of about 80 ° C. The organic resin layer 112 is formed.
  • the scintillator 113 that contacts the organic resin layer 112 is formed on the organic resin layer 112.
  • a vapor deposition mask that covers the peripheral portion of the sensor substrate 101 on which the organic resin layer 112 is formed is set, and then the sensor substrate 101 is vapor-deposited so that the organic resin layer 112 becomes the vapor deposition surface. Place on the device.
  • cesium iodide (CsI) and thallium iodide (TlI) are co-evaporated so that the Tl concentration becomes about 1 mol% with respect to CsI, and the scintillator 113 having a film thickness of about 350 ⁇ m is formed.
  • the sensor substrate 101 is exposed to a vacuum degree of 0.1 Pa or less and a temperature of 240 ° C. at the maximum for several hours or more. Further, the scintillator 113 is formed such that the outer edge thereof is located outside the outer edge of the effective pixel region 105.
  • the reflection layer 114 is formed so as to cover the scintillator 113.
  • the sensor substrate 101 on which the scintillator 113 is formed is placed on the thermal transfer device.
  • the reflection layer 114 is formed by thermally transferring an aluminum thin film having a thickness of about 20 ⁇ m coated with a hot melt resin having a thickness of about 30 ⁇ m onto the scintillator 113.
  • the radiation imaging panel 110-1 is formed by connecting the drive substrates to the connection terminal portion 111 via the anisotropic conductive film.
  • the organic resin layer 112 is provided between the scintillator 113 and the sensor substrate 101 and in contact with the scintillator 113, and the peel strength from the scintillator 113 is 0.4 N / mm 2 or more. It is a layer.
  • the organic resin layer 112 is light after the sensor substrate 101 is exposed to a low vacuum of 0.1 Pa or less and a temperature of 240 ° C. or less (more specifically, generated by the scintillator 113). A layer having a light (light) transmittance of 98% or more of the light transmittance before the exposure.
  • the sensor substrate 101 before the formation of the reflective layer 114 is separately prepared and placed on a table so that the scintillator 113 is on the upper side, and an organic layer is formed by using a pull-off tester (pull-off method).
  • the peel strength of the resin layer 112 from the scintillator 113 was actually measured and found to be 0.45 N / mm 2 .
  • a sensor substrate on which the organic resin layer 112 is not formed was prepared, and the peel strength from the scintillator 113 was measured for the sensor substrate according to this comparative example. It was 2 . From this, it is understood that the radiation imaging panel 110-1 in the present embodiment has the peel strength of the scintillator 113 significantly improved by forming the organic resin layer 112.
  • the scintillator 113 is peeled off due to the warp of the sensor substrate, which is practically used. Turned out to be unbearable.
  • the radiation imaging panel 110-1 according to this embodiment such peeling of the scintillator 113 did not occur. It is considered that the remarkable improvement of the peel strength in the present embodiment is mainly due to the improvement of the anchor effect between the initial vapor deposition layer and the organic resin layer due to the modification of the surface, but in addition to this, it is an ionic compound. It is also considered that this is because the interaction between ions strongly affects CsI.
  • the organic resin layer 112 in addition to the above-mentioned resins, a resin containing any of an acrylic group, an epoxy group, and a urethane bond has been found to have a significantly improved peel strength in the scintillator 113. Is applicable as. Further, the organic resin layer 112 is preferably a resin having an amphipathic property regardless of lipophilicity or hydrophilicity and in expecting an anchor effect to both materials.
  • the organic resin layer 112 is formed. It was found to maintain the previous transmittance of 0.99 or more.
  • the organic resin layer 112 is provided between the scintillator 113 and the sensor substrate 101 so as to come into contact with the scintillator 113, so that the scintillator 113 is peeled off. Can be suppressed. Thereby, it is possible to realize a sufficiently reliable and high-performance radiation imaging panel 110.
  • the schematic configuration of the radiation imaging system according to the second embodiment is similar to the schematic configuration of the radiation imaging system 10 shown in FIG. 1 described above. Therefore, the schematic configuration of the radiation imaging apparatus according to the second embodiment is the same as the schematic configuration of the radiation imaging apparatus 100 shown in FIG. 1 described above.
  • FIG. 3 is a diagram showing an example of a schematic configuration of the radiation imaging panel 110 of the radiation imaging apparatus 100 according to the second embodiment of the present invention. Similar to FIG. 2, FIG. 3 shows a cross-sectional view of the radiation imaging panel 110 in the incident direction of the radiation 401 shown in FIG. In the following description, the radiation imaging panel 110 according to the second embodiment shown in FIG. 3 will be described as a “radiation imaging panel 110-2”. Further, in FIG. 3, for example, X-rays can be applied as the radiation 401 shown in FIG.
  • the radiation imaging panel 110-2 includes a sensor substrate 101, a connection terminal portion 111, an organic resin layer 115, a scintillator 116, and a reflection layer 117. Further, in FIG. 3, in the sensor substrate 101, the first surface 102 located on the side where the radiation 401 enters and the second surface 103 located on the side opposite to the side where the radiation 401 enters are illustrated. .
  • the first surface 102 of the sensor substrate 101 is provided with an effective pixel area 105 and a dummy pixel area 106.
  • the connection terminal portion 111 is provided on the first surface 102 of the sensor substrate 101, similarly to the radiation imaging panel 110-1 shown in FIG.
  • the effective pixel area 105, the dummy pixel area 106, the connection terminal portion 111, and the respective configurations electrically connected to them are the same as those in the above-described first embodiment, and thus the description thereof will be omitted.
  • a recess 104 is formed on the second surface 103 of the sensor substrate 101.
  • the top 1041 of the recess, the side 1042 of the recess, and the bottom 1043 of the recess are illustrated.
  • an organic resin layer 115 that contacts the bottom 1043 of the recess and the side 1042 of the recess is formed along the shape of the recess 104, and also contacts the organic resin layer 115 and the recess.
  • a scintillator 116 is formed so as to embed 104.
  • the scintillator 116 is not in contact with the sensor substrate 101. Further, a reflective layer 117 is formed so as to cover the scintillator 116 and the organic resin layer 115.
  • the organic resin layer 115 has a function similar to that of the organic resin layer 112 shown in FIG. 2, and the scintillator 116 has a function similar to that of the scintillator 113 shown in FIG.
  • the reflective layer 117 has the same function as the reflective layer 117 shown in FIG. 2 (including the function as a moisture-proof protective layer).
  • Each pixel in the effective pixel region 105 in the present embodiment has a form in which an electric signal corresponding to the light converted from the radiation 401 by the scintillator 116 is generated.
  • the purpose is to protect the effective pixel region 105 from the hydrofluoric acid etching on the first surface 102 of the sensor substrate 101 obtained by the same method as in the first embodiment. , Transfer the slightly adhesive resin film.
  • a mask pattern for forming the bottom 1043 of the recess is formed on the second surface 103 of the sensor substrate 101.
  • the second surface 103 of the sensor substrate 101 is set on the spin coater with the second surface 103 facing upward, and the photoresist is applied.
  • the sensor substrate 101 covered with the photoresist is placed on the UV exposure table and exposed using a predetermined photomask.
  • the photomask a region wider than the effective pixel region 105 of the sensor substrate 101 is opened in the orthogonal projection on the second surface 103 of the sensor substrate 101.
  • the scintillator 116 which is formed in a region including the bottom 1043 of the recess in a subsequent step, so as to surely cover the effective pixel region 105.
  • the photoresist is developed by immersing the sensor substrate 101 in a sodium carbonate aqueous solution, and then rinsed with pure water and dried.
  • the mask pattern described above is formed by using the liquid resist and the photolithography process, but the formation of the mask pattern is not limited to this mode.
  • it may be formed by a method of performing photolithography using a resist film, or may be formed by a method of transferring a protective film and cutting and peeling a desired region because the pattern is simple.
  • the photoresist process is not required, and thus the cost can be significantly reduced.
  • the sensor substrate 101 on which the mask pattern is formed is immersed in a 10% hydrofluoric acid solution.
  • the immersion time at this time is determined by a previously calculated etching rate, and etching is performed to a desired thickness.
  • the thickness between the first surface 102 of the sensor substrate 101 and the bottom 1043 of the recess is about 100 ⁇ m.
  • the sensor substrate 101 is sufficiently rinsed with pure water and further immersed in a resist stripping solution to strip the mask pattern.
  • the resin film attached to the first surface 102 of the sensor substrate 101 is peeled off to form the sensor substrate 101 having the recess 104.
  • the sensor substrate 101 having the recess 104 is placed so that the second surface 103 faces upward, and masking is performed so that the organic resin layer 115 is not formed in a region other than the region of the recess 104.
  • an organic resin layer 115 that contacts the bottom 1043 of the recess and the side 1042 of the recess is formed along the shape of the recess 104.
  • the sensor substrate 101 having the recess 104 is installed in a spade pin coater, a solution in which an ethylene vinyl acetate-based resin is dissolved is sprayed, and the solution is spun at about 100 rpm and spun at about 80 ° C.
  • the organic resin layer 115 having a thickness of about 1 ⁇ m is formed on the bottom 1043 of the recess and the side 1042 of the recess by drying at the temperature of 1 ⁇ m.
  • the scintillator 116 is formed so as to contact the organic resin layer 115 and fill the recess 104.
  • the masking described above is once removed, and the same area is newly masked.
  • the newly masked sensor substrate 101 having the concave portion 104 in which the organic resin layer 115 is formed is placed on the vapor deposition device so that the second surface 103 is on the lower side.
  • cesium iodide (CsI) and thallium iodide (TlI) are co-evaporated so that the Tl concentration is about 1 mol% with respect to CsI, and the scintillator 116 with a film thickness of about 400 ⁇ m is formed.
  • the masking is removed after vapor deposition. Through the above processing, the scintillator 116 is formed through the organic resin layer 115 formed only on the bottom 1043 of the recess and the side 1042 of the recess of the sensor substrate 101.
  • the reflection layer 117 is formed so as to cover the scintillator 116 and the organic resin layer 115.
  • the sensor substrate 101 is placed on the thermal transfer device with the second surface 103 of the sensor substrate 101 facing upward.
  • a reflection layer 117 is formed by thermally transferring an aluminum thin film having a thickness of about 20 ⁇ m coated with a hot melt resin having a thickness of about 30 ⁇ m so as to completely cover the scintillator 116.
  • the radiation imaging panel 110-2 in the present embodiment is formed by connecting the drive substrates to the connection terminal portion 111 via the anisotropic conductive film.
  • a radiation imaging panel according to a comparative example in which the scintillator 116 is formed in a state where the organic resin layer 115 is not formed is manufactured, and the scintillator 116 is peeled from the periphery when removing the masking described above. It was found that it occurred and could not be put to practical use. Further, for comparison with the present embodiment, when a radiation imaging panel according to a comparative example in which the scintillator 116 is formed so as to widen the masking range during vapor deposition and not to contact the side portion 1042 of the recess, the bottom 1043 of the recess is formed. The load of the scintillator 116 was concentrated on a portion of the concave portion near the side portion 1042 where the scintillator 116 was not formed, and the destruction immediately occurred.
  • the organic resin layer 115 is provided between the scintillator 116 and the sensor substrate 101 in contact with the scintillator 116, so that the scintillator 116 is peeled off. Can be suppressed. As a result, it is possible to realize a high-performance radiation imaging panel 110 that is sufficiently reliable for practical use.
  • the schematic configuration of the radiation imaging system according to the third embodiment is the same as the schematic configuration of the radiation imaging system 10 shown in FIG. 1 described above. Therefore, the schematic configuration of the radiation imaging apparatus according to the third embodiment is the same as the schematic configuration of the radiation imaging apparatus 100 shown in FIG. 1 described above.
  • FIG. 4 is a diagram showing an example of a schematic configuration of the radiation imaging panel 110 of the radiation imaging apparatus 100 according to the third embodiment of the present invention. Similar to FIG. 2, FIG. 4 shows a cross-sectional view of the radiation imaging panel 110 in the incident direction of the radiation 401 shown in FIG. In the following description, the radiation imaging panel 110 according to the third embodiment shown in FIG. 4 will be described as a “radiation imaging panel 110-3”. Further, in FIG. 4, for example, X-rays can be applied as the radiation 401 shown in FIG.
  • the radiation imaging panel 110-3 includes a sensor substrate 101, a connection terminal portion 111, an organic resin layer 112, a scintillator 113, a reflective layer 114, an organic resin layer 115, a scintillator 116, and a reflective layer 117. It is configured to have. Further, in FIG. 4, in the sensor substrate 101, the first surface 102 located on the side where the radiation 401 enters, the second surface 103 located on the side opposite to the side where the radiation 401 enters, and the second surface 103. The recess 104 formed in the surface 103 is illustrated. In FIG. 4, the same components as those in FIGS. 2 and 3 are designated by the same reference numerals, and detailed description thereof will be omitted.
  • the radiation image pickup panel 110-3 according to the third embodiment is the same as the radiation image pickup panel 110-1 according to the first embodiment shown in FIG. 2 and the second embodiment shown in FIG.
  • the structure is combined with the configuration of the radiation imaging panel 110-2 in the embodiment. That is, in the radiation imaging panel 110-3, the organic resin layer 112 is formed on the first surface 102 of the sensor substrate 101 of the radiation imaging panel 110-2 in the second embodiment shown in FIG.
  • a scintillator 113 and a reflective layer 114 are sequentially formed on the resin layer 112.
  • Each pixel of the effective pixel region 105 of the sensor substrate 101 in the present embodiment takes a form that generates an electric signal according to the light converted from the radiation 401 by the scintillator 113 and the light converted from the radiation 401 by the scintillator 116. .
  • the scintillator 113 corresponds to the first scintillator provided on the first surface 102 side of the sensor substrate 101.
  • the scintillator 116 corresponds to the second scintillator provided in the recess 104 formed on the second surface 103 of the sensor substrate 101.
  • the organic resin layer 112 corresponds to the first organic resin layer provided on the first surface 102 side of the sensor substrate 101.
  • the organic resin layer 115 corresponds to the organic resin layer provided in the recess 104 formed in the second surface 103 of the sensor substrate 101.
  • the scintillator 116 is formed on the bottom 1043 of the recess and the side 1042 of the recess through the organic resin layer 115, and the radiation imaging in the second embodiment described above is performed. Similar to panel 110-2.
  • the organic resin layer 112 is formed on the first surface 102 of the sensor substrate 101 at a position covering the effective pixel region 105 and the dummy pixel region 106.
  • the sensor substrate 101 is arranged so that the first surface 102 faces upward, and masking is performed so that the organic resin layer 112 is not formed in an unnecessary portion.
  • the sensor substrate 101 is placed on a place pin coater with the first surface 102 of the sensor substrate 101 facing upward, and a solution in which an ethylene vinyl acetate-based resin is dissolved is sprayed and spun at a rotation of about 100 rpm.
  • the organic resin layer 112 having a thickness of about 1 ⁇ m is formed by drying at about 80 ° C.
  • the scintillator 113 that contacts the organic resin layer 112 is formed on the organic resin layer 112.
  • the masking described above is once removed, and the same area is newly masked.
  • the newly masked sensor substrate 101 on which the organic resin layer 112 is formed is placed on the vapor deposition apparatus so that the first surface 102 is on the lower side.
  • cesium iodide (CsI) and thallium iodide (TlI) are co-evaporated so that the Tl concentration becomes 1 mol% with respect to CsI, and a scintillator 113 having a film thickness of about 350 ⁇ m is formed.
  • the reflection layer 114 is formed so as to cover the scintillator 113.
  • the sensor substrate 101 is placed on the thermal transfer device so that the first surface 102 of the sensor substrate 101 on which the scintillator 113 is formed faces upward.
  • the reflection layer 114 is formed by thermally transferring an aluminum thin film having a thickness of about 20 ⁇ m coated with a hot melt resin having a thickness of about 30 ⁇ m onto the scintillator 113.
  • the reflection layer 117 is formed so as to cover the scintillator 116 and the organic resin layer 115.
  • the sensor substrate 101 is inverted, and the sensor substrate 101 is placed on the thermal transfer device so that the second surface 103 of the sensor substrate 101 faces upward.
  • a reflection layer 117 is formed by thermally transferring an aluminum thin film having a thickness of about 20 ⁇ m coated with a hot melt resin having a thickness of about 30 ⁇ m so as to completely cover the scintillator 116.
  • the radiation imaging panel 110-3 in the present embodiment is formed by connecting the drive substrates to the connection terminal portion 111 via the anisotropic conductive film.
  • FIG. 5 is a diagram of measurement results showing changes in DQE depending on spatial frequency in the radiation imaging panel 110-3 according to the third embodiment of the present invention.
  • the measurement result 310 is the measurement result indicating the change in DQE of the radiation imaging panel 110-1 according to the first embodiment
  • the measurement result 320 is the radiation imaging panel 110 according to the third embodiment.
  • 3 is a measurement result showing a change in DQE of ⁇ 3.
  • the DQE of the radiation imaging panel 110-3 according to the third embodiment is 3 lp / mm or less as compared with the DQE of the radiation imaging panel 110-1 according to the first embodiment. It can be seen that the value is high in the low frequency range.
  • the organic resin layer 112 and the organic resin layer 115 are provided, so that peeling of the scintillator 113 and the scintillator 116 can be suppressed. As a result, it is possible to realize a high-performance radiation imaging panel 110 that is sufficiently reliable for practical use.
  • the schematic configuration of the radiation imaging system according to the fourth embodiment is the same as the schematic configuration of the radiation imaging system 10 shown in FIG. 1 described above. Therefore, the schematic configuration of the radiation imaging apparatus according to the fourth embodiment is the same as the schematic configuration of the radiation imaging apparatus 100 shown in FIG. 1 described above.
  • the radiation imaging panel 110 according to the fourth embodiment has basically the same structure as the radiation imaging panel 110-3 according to the third embodiment, but the effective pixel area 105 (and the dummy pixel area 106 as well). Two types of pixels are formed as pixels to be formed).
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of a schematic configuration of the radiation imaging panel 110 of the radiation imaging apparatus 100 according to the fourth embodiment of the present invention.
  • the radiation imaging panel 110 according to the fourth embodiment shown in FIG. 6 will be described as a “radiation imaging panel 110-4”.
  • FIG. 6 is a diagram showing only the region corresponding to the effective pixel region 105 shown in FIG. 4 in the configuration of the radiation imaging panel 110-4 according to the fourth embodiment, as seen from the incident direction of the radiation 401.
  • the other configurations are assumed to have the configurations shown in FIG.
  • FIG. 6 for example, X-rays can be applied as the radiation 401 shown in FIG.
  • the effective pixel area 105 includes a normal pixel (first pixel) 410 and a pixel (second pixel) provided with a light shielding layer. Pixel) 420 is provided.
  • the normal pixel 410 has both the light converted from the radiation 401 by the scintillator 113 and the light converted from the radiation 401 by the scintillator 116. Is incident. Then, the normal pixel 410 generates an electric signal corresponding to these lights.
  • the light converted from the radiation 401 by the scintillator 113 is located at a position between the scintillator 113 and the effective pixel region 105, and the photoelectric conversion element of the pixel 420 is provided.
  • a light-shielding layer that suppresses the incidence of light on is provided. Therefore, the light generated by the scintillator 113 does not enter the pixel 420 provided with the light shielding layer, but only a part of the light generated by the scintillator 116 enters. Then, the pixel 420 provided with the light shielding layer generates an electric signal corresponding to the light generated by the scintillator 116 and incident.
  • the pixel 420 provided with the light shielding layer has the high energy component radiation (beam-hardened in the scintillator 113 ( The light based on (X-ray) 401 will be captured.
  • the normal pixel 410 is based on light based on radiation (X-ray) 401 containing X low energy component which is not beam hardened and radiation on high energy component (X-ray) 401 which is beam hardened in the scintillator 113. It will capture both light and light.
  • the signal processing unit 121 can perform energy subtraction processing using the high energy image and the low energy image obtained here.
  • the energy subtraction acquires a radiation image (may be referred to as a high energy image and a low energy image) using radiation having different energies of high energy and low energy, and the energy is calculated from the difference between these. It is a method of separating substances with different absorption rates and displaying them. For example, it is possible to separate bones from tissues other than bones, and it is expected that the diagnostic ability will be significantly improved.
  • high and low energy images can be easily acquired by exposing the radiation 401 twice.
  • the energy subtraction image can be acquired by irradiating the radiation 401 once. That is, in the present embodiment, the exposure dose of the radiation 401 can be suppressed.
  • the arrangement pattern of the pixels 420 provided with the light shielding layer is not limited to the mode shown in FIG. 6 and can be changed as appropriate.
  • the ratio of the pixels 420 provided with the light shielding layer in the effective pixel region 105 is increased, the pixel pitch of the normal pixels 410 is widened, which may lead to deterioration in image quality of the obtained radiation image.
  • the normal pixel 410 can be compensated by the image compensation technique similarly to the defective pixel which outputs an electric signal which is significantly different from the surrounding pixels, but when the ratio of the pixels 420 provided with the light shielding layer becomes high, the compensation is performed. The image quality may be significantly deteriorated later.
  • the number of pixels 420 provided with the light shielding layer is 1/2 of the total number of pixels in the effective pixel region 105 (the total number of ordinary pixels 410 and the number of pixels 420 provided with the light shielding layer).
  • the normal pixel 410 and the pixel 420 provided with the light shielding layer may be adjusted as described below. Note that the present embodiment is not limited to this aspect, and for example, the number of pixels 420 provided with the light shielding layer is 1/3 or less and 1/4 or less of the total number of pixels in the effective pixel area 105. , Or 1/5 or less.
  • the radiation imaging panel 110-4 Next, a method of manufacturing the radiation imaging panel 110-4 according to the fourth embodiment will be described. Specifically, of the methods for manufacturing the radiation imaging panel 110-4, only the method for manufacturing the effective pixel region 105 (more specifically, the pixel 420 provided with the light shielding layer) will be described below, and other configurations will be described. The manufacturing method of is similar to that of the third embodiment described above, and thus the description thereof is omitted.
  • a mask pattern having an opening is formed on a normal pixel 410 by applying a photoresist to the base material of the sensor substrate 101 in advance and patterning the photoresist.
  • a low reflectance chromium dispersion liquid is applied by spin coating and developed to form a pixel 420 provided with a light shielding layer.
  • the pixel 420 provided with the light shielding layer has, for example, a film thickness of about 1.2 ⁇ m and a visible light transmittance of about 1.0%, and can sufficiently shield light.
  • the formation of the light-shielding layer in addition to the above-described method, for example, there is a method using carbon black, a method of adjusting the opening of the back electrode, and the like. In the present embodiment, any method can be used as long as sufficient light-shielding is obtained. Applicable.
  • the high and low energy images obtained by the above-described processing of this embodiment were subjected to image separation by the thickness t of each of the two substances by the method described below.
  • the signal value output from each pixel when the radiation 401 passes through a substance containing a plurality of components is expressed by the following equation (1).
  • E represents the energy of the radiation 401
  • ⁇ i represents the linear attenuation constant of the component i
  • t i represents the thickness of the component i
  • N (E) represents the energy distribution of the irradiated radiation 401.
  • the thickness t i of each component can be calculated by solving the integral equation using the observed signal values of the high and low energy images in the equation (1).
  • the high energy signal value and the low energy signal value are respectively obtained as follows.
  • -High energy signal value signal value observed in pixel 420
  • Low energy signal value (median average value of signal values of eight peripheral pixels 410 surrounding pixel 420)-(signal value observed in pixel 420 )
  • FIG. 7 is a diagram showing an example of a bone separation image obtained by the radiation imaging apparatus 100 according to the fourth embodiment of the present invention.
  • the radiation source 400 having a tube voltage of 80 kV performs radiography of the hand phantom applied as the inspection target T, and the transmission image obtained by the radiography is used to perform the above-described (1).
  • 7 illustrates a bone separation image acquired by processing of a formula. It can be seen from FIG. 7 that the radiation imaging apparatus 100 according to the present embodiment can obtain a sufficiently high quality bone separation image.
  • a drive system was set on the radiation imaging panel 110-4 in the present embodiment, and under the radiation quality condition of RQA5, X-rays were made to enter as radiation 401 in the direction of the arrow in FIG. 1 and MTF and DQE were measured.
  • MTF and DQE were measured.
  • the behavior of MTF and DQE at 2 lp / mm was similar to that of the above-described third embodiment. That is, also in the present embodiment, similar to the third embodiment, a high MTF and a high DQE can be obtained in a low frequency range of 3 lp / mm or less.
  • the radiation imaging panel 110-4 in the present embodiment in addition to the effects of the radiation imaging panel 110 in the first to third embodiments, the radiation imaging panel 110-4 in one exposure that can be sufficiently practically used. It is possible to realize a reliable and high-performance radiation imaging panel 110 capable of energy subtraction.
  • the pixel 420 provided with the light shielding layer has a form in which the light shielding layer is provided at a position between the scintillator 113 and the effective pixel region 105, but in the present invention, this is provided. It is not limited to the form.
  • the light-shielding layer is provided at a position between the scintillator 116 and the effective pixel region 105, the light generated by the scintillator 116 does not enter, and the light generated by the scintillator 113 does not enter.
  • the incident form is also applicable to the present invention.
  • FIG. 8 is a figure which shows an example of schematic structure in the radiation imaging panel 110 of the radiation imaging device 100 which concerns on the 5th Embodiment of this invention.
  • FIG. 8A shows a cross-sectional view of the radiation imaging panel 110 in the incident direction of the radiation 401 shown in FIG.
  • the radiation imaging panel 110 according to the fifth embodiment shown in FIG. 8A will be described as a “radiation imaging panel 110-5”.
  • X-rays can be applied as the radiation 401 shown in FIG.
  • the radiation imaging panel 110-5 includes a sensor substrate 101, a connection terminal portion 111, a scintillator 116, and a reflective layer 117. Further, in FIG. 8A, in the sensor substrate 101, the first surface 102 located on the side where the radiation 401 enters and the second surface 103 located on the side opposite to the side where the radiation 401 enters are illustrated. .
  • An effective pixel area 105 and a dummy pixel area 106 are provided on the first surface 102 of the sensor substrate 101.
  • a plurality of pixels each including a photoelectric conversion element that generates an electric signal according to the light converted from the radiation 401 by the scintillator 116 are arranged in a two-dimensional array (for example, matrix).
  • a two-dimensional array for example, matrix
  • 3300 pixels ⁇ 2800 pixels are provided as the effective pixel area 105 and the dummy pixel area 106 on the sensor substrate 101 having a size of about 550 mm ⁇ 445 mm.
  • the area of 10 pixels arranged on the outer periphery is defined as the dummy pixel area 106, and the area of 3280 pixels ⁇ 2780 pixels arranged inside thereof is the effective pixel. It can be configured as the region 105.
  • the number of pixels provided on the sensor substrate 101 and the number of pixels provided on the effective pixel region 105 can be appropriately set according to the size of the sensor substrate 101, the inspection target T, and the like.
  • connection terminal portion 111 is provided on the first surface 102 of the sensor substrate 101 in order to connect the column signal line and the row signal line to the read circuit substrate and the drive circuit substrate.
  • the electrical signal generated in each pixel of the effective pixel region 105 is output from the radiation imaging panel 110 as an image signal via the connection terminal portion 111.
  • the readout circuit board and the drive circuit board are arranged outside the radiation imaging panel 110 .
  • the readout circuit board and the drive circuit board are arranged as one configuration of the radiation imaging panel 110. It may be.
  • the sensor substrate 101 is provided with the connection terminal portion 111, and the electric signal generated in each pixel of the effective pixel region 105 is transmitted from the radiation imaging panel 110 via the connection terminal portion 111. Can be output.
  • a recess 104 is formed on the second surface 103 of the sensor substrate 101.
  • FIG. 8B as a specific portion that constitutes the recess 104, the top 1041 of the recess, the side 1042 of the recess, and the bottom 1043 of the recess are illustrated.
  • the scintillator 116 is formed on the bottom 1043 of the recess and the side 1042 of the recess so as to fill the recess 104 along the shape of the recess 104.
  • a reflective layer 117 is formed so as to cover the scintillator 116.
  • the scintillator 116 is a phosphor that is provided in the recess 104 formed on the second surface 103 of the sensor substrate 101 as described above and that converts the incident radiation 401 into light.
  • the reflective layer 117 is a layer that reflects light that travels in a direction different from the direction toward the effective pixel area 105 among the light generated by the scintillator 116 (reflects the light to guide it to the effective pixel area 105).
  • the reflective layer 117 makes it possible to efficiently use the light generated by the scintillator 116 and improve the sensitivity of the radiation imaging panel 110-1. It is more preferable that the reflective layer 117 has a function as a moisture-proof protective layer.
  • the length between the first surface 102 and the top 1041 of the recess is L.
  • the angle ⁇ with the tangent line 1073 tangent to 30 ° ⁇ ⁇ 60 ° is set.
  • the bottom 1043 of the recess and the side 1042 of the recess are continuous with a rounded portion, and the radius R of the circle 1074 based on the shape of the rounded portion is set to R> 10 ⁇ m. To do.
  • a non-alkali glass substrate having a size of about 550 mm ⁇ 445 mm and a thickness of about 500 ⁇ m is prepared as a base material of the sensor substrate 101.
  • a film conversion step, a photolithography step, and an etching step are repeatedly performed on one surface of this glass substrate to convert a visible light into an electric charge (electrical signal), and a switching device for outputting the electric signal.
  • a plurality of connection terminal portions 111 for outputting the electric signals generated by the pixels to the outside are formed.
  • a recess 104 is formed in the second surface 103 of the sensor substrate 101.
  • a slightly adhesive resin film is transferred onto the first surface 102 of the sensor substrate for the purpose of protecting the effective pixel area 105 from hydrofluoric acid etching.
  • a mask pattern for forming the bottom 1043 of the recess is formed on the second surface 103 of the sensor substrate 101.
  • the second surface 103 of the sensor substrate 101 is set on the spin coater with the second surface 103 facing upward, and the photoresist is applied.
  • the sensor substrate 101 covered with the photoresist is placed on the UV exposure table and exposed using a predetermined photomask.
  • the photomask a region wider than the effective pixel region 105 of the sensor substrate 101 is opened in the orthogonal projection on the second surface 103 of the sensor substrate 101.
  • the scintillator 116 which is formed in a region including the bottom 1043 of the recess in a subsequent step, so as to surely cover the effective pixel region 105.
  • the photoresist is developed by immersing the sensor substrate 101 in a sodium carbonate aqueous solution, and then rinsed with pure water and dried.
  • the mask pattern formation is not limited to this mode.
  • it may be formed by a method of performing photolithography using a resist film, or may be formed by a method of transferring a protective film and cutting and peeling a desired region because the pattern is simple.
  • the photoresist process is not required, and thus the cost can be significantly reduced.
  • the sensor substrate 101 on which the mask pattern is formed is immersed in a 10% hydrofluoric acid solution.
  • the immersion time at this time is determined by a previously calculated etching rate, and etching is performed to a desired thickness.
  • the thickness between the first surface 102 of the sensor substrate 101 and the bottom 1043 of the recess is about 100 ⁇ m.
  • the sensor substrate 101 is sufficiently rinsed with pure water and further immersed in a resist stripping solution to strip the mask pattern.
  • the resin film attached to the first surface 102 of the sensor substrate 101 is peeled off to form the sensor substrate 101 having the recess 104.
  • the above-mentioned angle ⁇ was 44 ° and the above-mentioned radius R was 200 ⁇ m. It should be noted that the angle ⁇ and the radius in this case can be freely formed to some extent by performing, for example, a sandblasting process with a sancerium paste after the above-described etching.
  • the scintillator 116 is formed on the bottom 1043 of the recess and the side 1042 of the recess so as to fill the recess 104 along the shape of the recess 104.
  • the vapor deposition mask that covers the peripheral portion is set on the sensor substrate 101, and then the sensor substrate 101 is placed on the vapor deposition apparatus so that the recess 104 becomes the vapor deposition surface.
  • CsI cesium iodide
  • TlI thallium iodide
  • the angle ⁇ is in the range of 30 ° ⁇ ⁇ 60 °, and the radius R is in the range of R> 10 ⁇ m.
  • the angle ⁇ is 60 ° or more, columnar disorder occurs in the columnar phosphor formed as the scintillator 116, and the scintillator 116 is easily peeled off due to warpage or bending that occurs when the sensor substrate 101 is handled.
  • the angle ⁇ is 30 ° or less, the area of the top portion 1041 of the recess becomes small and a mounting problem occurs, or the frame portion is wide and the area is large. This is because the radiation imaging panel 110 is not preferable.
  • the radius R is 10 ⁇ m or less, as in the case where the angle ⁇ is 60 ° or more, significant columnar disorder occurs and the scintillator 116 peels off when the sensor substrate 101 is handled.
  • FIG. 8C shows a fifth embodiment of the present invention, which is the end region of the recess 104 of the sensor substrate 101 shown in FIG. 8B (the boundary region between the bottom 1043 of the recess and the side 1042 of the recess and the side 1042 of the recess).
  • FIG. 7 is a diagram showing an electron micrograph of a boundary region between the bottom portion 1043 and the bottom portion 1043 of the concave portion.
  • FIG. 8C in the present embodiment, it is understood that the pillar inclination in the columnar phosphor formed as the scintillator 116 changes gently, and the scintillator 116 is in close contact with the sensor substrate 101.
  • FIG. 8D shows a comparative example for comparison with the present embodiment, and shows an electron micrograph of an end region (specifically, a region similar to FIG. 8C) of the recess 104 of the sensor substrate 101 shown in FIG. 8B.
  • FIG. Specifically, FIG. 8D shows a comparative example in which the above-mentioned angle ⁇ is 90 ° and the above-mentioned radius R is 10 ⁇ m or less.
  • FIG. 8D it can be seen that columnar disorder occurs in the columnar phosphor formed as the scintillator 116, and partial columnar peeling occurs.
  • a process for improving the adhesive force of the scintillator 116 is performed on the bottom 1043 of the recess and the side 1042 of the recess before vapor deposition of the scintillator 116. ing. Specifically, the top 1041 of the concave portion was masked, Mitchacron TXF mul of Dyeing Q Co., Ltd. was sprayed extremely thinly, an adhesive layer (not shown) was formed, and then dried.
  • This adhesive layer exerts stronger adhesive force due to ionic interaction with the cesium iodide phosphor, and results in which peeling of the scintillator 116 during handling of the radiation imaging panel 110 during the manufacturing process can be dramatically suppressed are obtained. It was In the vapor deposition apparatus, the sensor substrate 101 is exposed to a temperature of 240 ° C. at a maximum at a vacuum degree of 0.1 Pa or less for several hours or more, and the adhesive layer (not shown) formed by the above-mentioned treatment is It must be able to maintain a high light transmittance without deteriorating under the conditions. Further, the outer edge of the scintillator 116 may be arranged outside the outer edge of the effective pixel region 105.
  • the reflection layer 117 is formed so as to cover the scintillator 116.
  • the sensor substrate 101 is placed on the thermal transfer device.
  • a reflection layer 117 is formed by thermally transferring an approximately 20 ⁇ m thick aluminum thin film coated with approximately 30 ⁇ m thick hot melt resin onto the scintillator 116.
  • the radiation imaging panel 110-1 is formed by connecting the drive substrates to the connection terminal portion 111 via the anisotropic conductive film.
  • the angle ⁇ is set to 30 ° ⁇ ⁇ 60 ° and the radius R is set to R> 10 ⁇ m in the shape of the recess 104 of the sensor substrate 101.
  • the scintillator 113 can be prevented from peeling off. Thereby, it is possible to realize a sufficiently reliable and high-performance radiation imaging panel 110.
  • the schematic configuration of the radiation imaging system according to the sixth embodiment is similar to the schematic configuration of the radiation imaging system 10 shown in FIG. 1 described above. Therefore, the schematic configuration of the radiation imaging apparatus according to the sixth embodiment is similar to the schematic configuration of the radiation imaging apparatus 100 shown in FIG. 1 described above.
  • FIG. 9 is a diagram showing an example of a schematic configuration of the radiation imaging panel 110 of the radiation imaging apparatus 100 according to the sixth embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 as in FIG. 8A, a cross-sectional view of the radiation imaging panel 110 in the incident direction of the radiation 401 shown in FIG. 1 is shown.
  • the radiation imaging panel 110 according to the sixth embodiment shown in FIG. 9 will be described as a “radiation imaging panel 110-6”.
  • X-rays can be applied as the radiation 401 shown in FIG.
  • the radiation imaging panel 110-6 includes a sensor substrate 101, a connection terminal portion 111, an organic resin layer 112, a scintillator 113, a reflective layer 114, a scintillator 116, and a reflective layer 117. ing. Further, in FIG. 9, in the sensor substrate 101, the first surface 102 located on the side where the radiation 401 enters, the second surface 103 located on the side opposite to the side where the radiation 401 enters, and the second surface 103. The recess 104 formed in the surface 103 is illustrated. In FIG. 9, the same components as those in FIG. 8 are designated by the same reference numerals, and detailed description thereof will be omitted.
  • the radiation imaging panel 110-6 according to the sixth embodiment has the same structure as the radiation imaging panel 110-5 according to the fifth embodiment shown in FIG.
  • the organic resin layer 112, the scintillator 113, and the reflective layer 114 are sequentially formed on the surface 102 of FIG.
  • Each pixel of the effective pixel region 105 of the sensor substrate 101 in the present embodiment takes a form that generates an electric signal according to the light converted from the radiation 401 by the scintillator 113 and the light converted from the radiation 401 by the scintillator 116. .
  • the organic resin layer 112 is a layer provided on the first surface 102 of the sensor substrate 101 and at a position covering the effective pixel region 105 and the dummy pixel region 106.
  • the scintillator 113 is a phosphor provided on the organic resin layer 112 in contact with the organic resin layer 112, and converts the incident radiation 401 into light. In the radiation imaging panel 110-1 shown in FIG. 9, the scintillator 113 is not in contact with the sensor substrate 101.
  • the reflection layer 114 is provided so as to cover the scintillator 113, and reflects, of the light generated by the scintillator 113, light that travels in a direction different from the direction toward the effective pixel region 105 (to guide the light to the effective pixel region 105. It is a reflective layer.
  • the reflective layer 114 makes it possible to efficiently use the light generated by the scintillator 113 and improve the sensitivity of the radiation imaging panel 110-6. Further, it is more preferable that the reflective layer 114 has a function as a moisture-proof protective layer.
  • the other sensor substrate 101, the connection terminal portion 111, the scintillator 116, and the reflective layer 117 are the same as those in the fifth embodiment shown in FIG. 8A, and therefore the description thereof will be omitted.
  • the scintillator 116 is similar to the radiation imaging panel 110-1 in the above-described first embodiment up to the point where the scintillator 116 is formed on the bottom 1043 of the recess and the side 1042 of the recess. is there.
  • the organic resin layer 112 is formed on the first surface 102 of the sensor substrate 101 at a position covering the effective pixel region 105 and the dummy pixel region 106.
  • the peripheral portion of the sensor substrate 101 is masked with a masking film for the purpose of protecting the connection terminal portion 111.
  • the sensor substrate 101 is set on a spade pin coater, a solution in which an ethylene vinyl acetate-based resin is dissolved is sprayed, spun at a rotation of about 100 rpm and dried at a temperature of about 80 ° C.
  • the organic resin layer 112 is formed.
  • the scintillator 113 that contacts the organic resin layer 112 is formed on the organic resin layer 112.
  • the sensor substrate 101 is placed on the vapor deposition device so that the first surface 102 faces downward.
  • CsI cesium iodide
  • TlI thallium iodide
  • the reflection layer 114 is formed so as to cover the scintillator 113.
  • the sensor substrate 101 is placed on the thermal transfer device so that the first surface 102 of the sensor substrate 101 on which the scintillator 113 is formed faces upward.
  • the reflection layer 114 is formed by thermally transferring an aluminum thin film having a thickness of about 20 ⁇ m coated with a hot melt resin having a thickness of about 30 ⁇ m onto the scintillator 113.
  • the reflection layer 117 is formed so as to cover the scintillator 116.
  • the sensor substrate 101 is inverted, and the sensor substrate 101 is placed on the thermal transfer device so that the second surface 103 of the sensor substrate 101 faces upward.
  • a reflection layer 117 is formed by thermally transferring an aluminum thin film having a thickness of about 20 ⁇ m coated with a hot melt resin having a thickness of about 30 ⁇ m so as to completely cover the scintillator 116.
  • the radiation imaging panel 110-2 in the present embodiment is formed by connecting the drive substrates to the connection terminal portion 111 via the anisotropic conductive film.
  • FIG. 10 is a diagram of measurement results showing changes in DQE according to spatial frequency in the radiation imaging panel 110-6 according to the sixth embodiment of the present invention.
  • the measurement result 210 is the measurement result showing the change in DQE of the radiation imaging panel 110-5 according to the fifth embodiment
  • the measurement result 220 is the radiation imaging panel 110 according to the sixth embodiment. It is a measurement result showing a change in DQE of -6.
  • the DQE of the radiation imaging panel 110-6 according to the sixth embodiment is 3 lp / mm or less as compared with the DQE of the radiation imaging panel 110-5 according to the fifth embodiment. It can be seen that the value is high in the low frequency range.
  • the radiation imaging panel 110-6 in the present embodiment it is possible to suppress the scintillator 113 from peeling off similarly to the radiation imaging panel 110-5 in the fifth embodiment. As a result, it is possible to realize a high-performance radiation imaging panel 110 that is sufficiently reliable for practical use.
  • the schematic configuration of the radiation imaging system according to the seventh embodiment is the same as the schematic configuration of the radiation imaging system 10 shown in FIG. 1 described above. Therefore, the schematic configuration of the radiation imaging apparatus according to the seventh embodiment is the same as the schematic configuration of the radiation imaging apparatus 100 shown in FIG. 1 described above.
  • the radiation imaging panel 110 according to the seventh embodiment has basically the same structure as the radiation imaging panel 110-6 according to the sixth embodiment, but the effective pixel region 105 (and the dummy pixel region 106 as well). Two types of pixels are formed as pixels to be formed).
  • FIG. 11 is a diagram showing an example of a schematic configuration of the radiation imaging panel 110 of the radiation imaging apparatus 100 according to the third embodiment of the present invention.
  • the radiation imaging panel 110 according to the third embodiment shown in FIG. 11 will be described as a “radiation imaging panel 110-7”.
  • FIG. 11 is a diagram showing only the area corresponding to, for example, the effective pixel area 105 shown in FIG. 9 in the configuration of the radiation imaging panel 110-7 according to the seventh embodiment when viewed from the incident direction of the radiation 401.
  • the other configurations are assumed to have the configurations shown in FIG. 9.
  • FIG. 11 for example, X-rays can be applied as the radiation 401 shown in FIG.
  • the effective pixel area 105 includes a normal pixel (first pixel) 301 and a pixel (second pixel) provided with a light shielding layer. Pixel) 302) are provided.
  • the normal pixel 301 has both the light converted from the radiation 401 by the scintillator 113 and the light converted from the radiation 401 by the scintillator 116. Is incident. Then, the normal pixel 301 generates an electric signal according to these lights.
  • the light converted from the radiation 401 by the scintillator 113 is located at a position between the scintillator 113 and the effective pixel region 105, and the photoelectric conversion element of the pixel 302 is used.
  • a light-shielding layer that suppresses the incidence of light on is provided. Therefore, the light generated by the scintillator 113 does not enter the pixel 302 provided with the light shielding layer, but only a part of the light generated by the scintillator 116 enters. Then, the pixel 302 provided with the light shielding layer generates an electric signal corresponding to the light generated by the scintillator 116 and incident.
  • the pixel 302 provided with the light shielding layer has high energy component radiation (beam-hardened in the scintillator 113).
  • the light based on (X-ray) 401 will be captured.
  • the normal pixel 301 is based on light based on the radiation (X-ray) 401 containing the X low energy component which is not beam hardened and on the radiation (X-ray) 401 of the high energy component beam hardened in the scintillator 113. It will capture both light and light.
  • the signal processing unit 121 can perform energy subtraction processing using the high energy image and the low energy image obtained here.
  • the energy subtraction acquires a radiation image (may be referred to as a high energy image and a low energy image) using radiation having different energies of high energy and low energy, and the energy is calculated from the difference between these. It is a method of separating substances with different absorption rates and displaying them. For example, it is possible to separate bones from tissues other than bones, and it is expected that the diagnostic ability will be significantly improved.
  • high and low energy images can be easily acquired by exposing the radiation 401 twice.
  • the energy subtraction image can be acquired by irradiating the radiation 401 once. That is, in the present embodiment, the exposure dose of the radiation 401 can be suppressed.
  • the arrangement pattern of the pixels 302 provided with the light shielding layer is not limited to the mode shown in FIG. 11 and can be changed as appropriate.
  • the ratio of the pixels 302 provided with the light shielding layer in the effective pixel region 105 is increased, the pixel pitch of the normal pixels 301 is widened, which may lead to deterioration in image quality of the obtained radiation image.
  • the normal pixel 301 can be compensated by the image compensation technique similarly to the defective pixel which outputs an electric signal significantly different from the surrounding pixels, but when the ratio of the pixels 302 provided with the light shielding layer becomes high, the compensation is performed. The image quality may be significantly deteriorated later.
  • the number of pixels 302 provided with the light shielding layer is 1/2 of the total number of pixels in the effective pixel region 105 (the total number of ordinary pixels 301 and the number of pixels 302 provided with the light shielding layer).
  • the normal pixel 301 and the pixel 302 provided with the light shielding layer may be adjusted as described below. Note that the present embodiment is not limited to this aspect, and for example, the number of pixels 302 provided with a light shielding layer is 1/3 or less, or 1/4 or less of the total number of pixels in the effective pixel region 105. , Or 1/5 or less.
  • the radiation imaging panel 110-7 Next, a method of manufacturing the radiation imaging panel 110-7 according to the seventh embodiment will be described. Specifically, of the methods for manufacturing the radiation imaging panel 110-7, only the method for manufacturing the effective pixel region 105 (more specifically, the pixel 302 provided with the light shielding layer) will be described below, and other configurations will be described. The manufacturing method is the same as that of the second embodiment described above, and thus the description thereof is omitted.
  • a mask pattern having an opening on a normal pixel 301 is formed by applying a photoresist in advance to the base material of the sensor substrate 101 and patterning it.
  • a low-reflectance chromium dispersion liquid is applied by spin coating and developed to form a pixel 302 provided with a light shielding layer.
  • the pixel 302 provided with the light shielding layer has, for example, a film thickness of about 1.2 ⁇ m and a visible light transmittance of about 1.0%, and can sufficiently shield light.
  • the formation of the light-shielding layer in addition to the above-described method, for example, there is a method using carbon black, a method of adjusting the opening of the back electrode, and the like. In the present embodiment, any method can be used as long as sufficient light-shielding is obtained. Applicable.
  • the high and low energy images obtained by the above-described processing of this embodiment were subjected to image separation by the thickness t of each of the two substances by the method described below.
  • the signal value output from each pixel when the radiation 401 passes through a substance containing a plurality of components is represented by the following equation (2).
  • E represents the energy of the radiation 401
  • ⁇ i represents the linear attenuation constant of the component i
  • t i represents the thickness of the component i
  • N (E) represents the energy distribution of the irradiated radiation 401.
  • the thickness t i of each component can be calculated by solving the integral equation using the observed signal values of the high and low energy images in this equation (2).
  • the high energy signal value and the low energy signal value are respectively obtained as follows.
  • FIG. 12 is a diagram showing an example of a bone separation image obtained by the radiation imaging apparatus 100 according to the seventh embodiment of the present invention.
  • the radiation source 400 having a tube voltage of 80 kV performs radiography of the hand phantom applied as the inspection target T, and the transmission image obtained by the radiography is used to perform the above-described (1).
  • 7 illustrates a bone separation image acquired by processing of a formula. From FIG. 12, it can be seen that the radiation imaging apparatus 100 according to the present embodiment can obtain a sufficiently high quality bone separation image.
  • a drive system was set on the radiation imaging panel 110-7 in the present embodiment, and MTF and DQE were measured by making X-rays as radiation 401 incident in the direction of the arrow in FIG. 1 under the quality condition of RQA5.
  • MTF and DQE were measured by making X-rays as radiation 401 incident in the direction of the arrow in FIG. 1 under the quality condition of RQA5.
  • the behavior of MTF and DQE at 2 lp / mm was similar to that of the second embodiment described above. That is, also in the present embodiment, similar to the second embodiment, a high MTF and a high DQE can be obtained in a low frequency range of 3 lp / mm or less.
  • the radiation image pickup panel 110-7 in the present embodiment in addition to the effects of the radiation image pickup panel 110 in the fifth and sixth embodiments, it is possible to obtain the radiation exposure panel 110-7 in a single exposure that is sufficiently practical. It is possible to realize a reliable and high-performance radiation imaging panel 110 capable of energy subtraction.
  • the pixel 302 provided with the light shielding layer has the form in which the light shielding layer is provided at a position between the scintillator 113 and the effective pixel region 105. It is not limited to the form.
  • the light shielding layer is provided at a position between the scintillator 116 and the effective pixel region 105, the light generated by the scintillator 116 does not enter, and the light generated by the scintillator 113 does not enter.
  • the incident form is also applicable to the present invention.
  • the radiation imaging panel 110 formed by bringing the scintillator 116 into contact with the recess 104 of the sensor substrate 101 has been illustrated, but the present invention is not limited to this form.
  • a mode in which an organic resin layer similar to the organic resin layer 112 shown in FIG. 9 is interposed between the recess 104 of the sensor substrate 101 and the scintillator 116 is also applicable to the present invention.

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Abstract

入射した放射線（４０１）を光に変換するシンチレータ（１１３）と、光を電気信号に変換する画素が複数設けられたセンサ基板（１０１）と、シンチレータ（１１３）とセンサ基板（１０１）との間であってシンチレータ（１１３）に接触して設けられ、シンチレータ（１１３）との剥離強度が０．４Ｎ／ｍｍ２以上である有機樹脂層（１１２）を備える。

Description

放射線撮像装置及びその製造方法、並びに、放射線撮像システム
　本発明は、放射線撮像装置及びその製造方法、並びに、放射線撮像システムに関するものである。
　医療画像診断や非破壊検査において、放射線撮像パネルとしてフラットパネルディテクタ（ＦＰＤ）を用いた放射線撮像装置が広く使用されている。この放射線撮像装置は、主に、入射した放射線を直接電気信号に変換する直接変換型と、入射した放射線をシンチレータで光に変換した後にこの光を電気信号に変換する間接変換型と、に分類することができる。間接変換型の放射線撮像装置では、シンチレータとして針状結晶を形成するタリウム賦活ヨウ化セシウム蛍光体を用いることが、高い空間分解能を得る上で有利である。なお、タリウム賦活ヨウ化セシウム蛍光体を形成する方法としては、予め別の支持体上に形成し防湿保護処理されたものをセンサ基板に貼りつける間接型形成方法と、センサ基板上に直接蒸着形成する直接型形成方法が知られている。高い空間分解能を得る上では、直接型形成方法が有利である。一方で、直接型形成方法では、蒸着膜の付着力の確保が課題である。
　例えば、特許文献１では、放射線の入射側に光電変換素子が形成され、基板の入射側とは反対側の面に凹部を形成して基板の厚みを薄くし、この凹部にシンチレータを形成することにより、基板による放射線の吸収を抑えて感度を向上させる技術が提案されている。
特許第５６０４３２３号公報
　しかしながら、特許文献１に記載の技術では、基板と、基板の凹部に形成されたシンチレータとの間の接着に係る強度が不十分であり、衝撃等によってシンチレータが剥離してしまうという懸念が依然としてあった。
　本発明は、このような問題点に鑑みてなされたものであり、シンチレータの剥離を抑制する仕組みを提供することを目的とする。
　本発明の放射線撮像装置は、入射した放射線を光に変換するシンチレータと、前記光を電気信号に変換する画素が複数設けられたセンサ基板と、前記シンチレータと前記センサ基板との間であって前記シンチレータに接触して設けられ、前記シンチレータとの剥離強度が０．４Ｎ／ｍｍ２以上である有機樹脂層と、を有する。また、本発明の放射線撮像装置は、放射線が入射する側に位置する第１の面に、光を電気信号に変換する画素が複数設けられたセンサ基板と、前記センサ基板の前記第１の面とは反対側に位置する第２の面に形成された凹部に設けられ、前記放射線を前記光に変換する第１のシンチレータと、を有し、前記第１の面と前記凹部の頂部との長さをＬとしたとき、当該長さＬの１／２の位置を通り且つ前記第１の面と平行である直線と、当該直線が前記凹部の側部と交わる点において当該凹部の側部に接する接線とのなす角度θが、３０°＜θ＜６０°であり、前記凹部の底部と前記凹部の側部とが丸みの部分を有して連続しており、当該丸みの部分の形状に基づく円の半径Ｒが、Ｒ＞１０μｍである。また、本発明は、上述した放射線撮像装置の製造方法、及び、上述した放射線撮像装置を有する放射線撮像システムを含む。
　本発明によれば、シンチレータの剥離を抑制することができる。
本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置を含む放射線撮像システムの概略構成の一例を示す図である。 本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置の放射線撮像パネルにおける概略構成の一例を示す図である。 本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像装置の放射線撮像パネルにおける概略構成の一例を示す図である。 本発明の第３の実施形態に係る放射線撮像装置の放射線撮像パネルにおける概略構成の一例を示す図である。 本発明の第３の実施形態に係る放射線撮像パネルにおいて、空間周波数によるＤＱＥの変化を示す測定結果の図である。 本発明の第４の実施形態に係る放射線撮像装置の放射線撮像パネルにおける概略構成の一例を示す図である。 本発明の第４の実施形態に係る放射線撮像装置で得られる骨分離画像の一例を示す図である。 本発明の第５の実施形態に係る放射線撮像装置の放射線撮像パネルにおける概略構成の一例を示す図である。 本発明の第５の実施形態に係る放射線撮像装置の放射線撮像パネルにおける概略構成の一例を示す図である。 本発明の第５の実施形態に係る放射線撮像装置の放射線撮像パネルにおける概略構成の一例を示す図である。 本発明の第５の実施形態に係る放射線撮像装置の放射線撮像パネルにおける概略構成の一例を示す図である。 本発明の第６の実施形態に係る放射線撮像装置の放射線撮像パネルにおける概略構成の一例を示す図である。 本発明の第６の実施形態に係る放射線撮像パネルにおいて、空間周波数によるＤＱＥの変化を示す測定結果の図である。 本発明の第７の実施形態に係る放射線撮像装置の放射線撮像パネルにおける概略構成の一例を示す図である。 本発明の第７の実施形態に係る放射線撮像装置で得られる骨分離画像の一例を示す図である。
　以下に、図面を参照しながら、本発明を実施するための形態（実施形態）について説明する。この際、以下の説明及び図面においては、複数の図面に渡って共通する構成については共通の符号を付している。そのため、複数の図面を相互に参照して共通する構成を説明し、共通の符号を付した構成については適宜説明を省略する。また、本発明における放射線には、放射線崩壊によって放出される粒子（光子を含む）の作るビームであるα線、β線、γ線などの他に、同程度以上のエネルギーを有するビーム、例えばＸ線や粒子線、宇宙線なども含みうる。
　（第１の実施形態）
　まず、本発明の第１の実施形態について説明する。
　図１は、本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置１００を含む放射線撮像システム１０の概略構成の一例を示す図である。この放射線撮像システム１０は、放射線４０１で形成される検査対象Ｔの光学像を電気的に撮像し、電気的な放射線画像（即ち、放射線画像データ）を得るように構成されている。具体的に、放射線撮像システム１０は、図１に示すように、放射線撮像装置１００、コンピュータ２００、曝射制御装置３００、及び、放射線源４００を有して構成されている。
　放射線源４００は、曝射制御装置３００からの曝射指令に従って、放射線４０１の照射を開始する。放射線源４００から放射された放射線４０１は、検査対象Ｔを透過して放射線撮像装置１００に入射する。また、放射線源４００は、曝射制御装置３００からの停止指令に従って、放射線４０１の照射を停止する。
　放射線撮像装置１００は、放射線４０１を用いて検査対象Ｔの放射線画像を撮像する装置である。この放射線撮像装置１００は、図１に示すように、放射線撮像パネル１１０、放射線撮像パネル１１０を制御するための制御部１２０、及び、放射線撮像パネル１１０から出力される信号を処理するための信号処理部１２１を有して構成されている。この際、図１に示す例では、信号処理部１２１が制御部１２０の内部に設けられている場合を例示しているが、本実施形態においてはこの態様に限定されるものではない。例えば、信号処理部１２１が制御部１２０の外部に別構成として設けられている態様も、本実施形態に適用可能である。
　放射線撮像パネル１１０は、入射した放射線４０１（検査対象Ｔを透過した放射線４０１を含む）に応じた画像信号を生成する。この画像信号に基づき、上述した放射線画像が取得される。
　制御部１２０は、放射線撮像装置１００の動作を制御するとともに、各種の処理を行う。この制御部１２０は、例えば、ＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ　Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ　Ｇａｔｅ　Ａｒｒａｙ）などのＰＬＤ（Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ　Ｌｏｇｉｃ　Ｄｅｖｉｃｅ）や、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ　Ｓｐｅｃｉｆｉｃ　Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ　Ｃｉｒｃｕｉｔ）、プログラムが組み込まれた汎用コンピュータ、または、これらの全部または一部の組み合わせによって構成されうる。
　信号処理部１２１は、例えば、放射線撮像パネル１１０から出力された画像信号をＡ／Ｄ変換し、これをコンピュータ２００に放射線画像データとして出力しうる。また、信号処理部１２１は、例えば、放射線撮像パネル１１０から出力された画像信号に基づいて、放射線源４００からの放射線４０１の照射停止を行うための停止信号を生成してもよい。この場合、停止信号は、コンピュータ２００を介して曝射制御装置３００に供給され、曝射制御装置３００は、この停止信号に応答して放射線源４００に対して停止指令を送る。
　コンピュータ２００は、放射線撮像システム１０の動作を統括的に制御するとともに、各種の処理を行う。コンピュータ２００は、例えば、放射線撮像装置１００及び曝射制御装置３００の制御や、放射線撮像装置１００から放射線画像データを受信し、放射線画像として表示するための処理を行いうる。また、コンピュータ２００は、例えば、ユーザが放射線画像の撮像条件を入力するための入力部としての機能も備える。
　曝射制御装置３００は、曝射スイッチを有して構成されている。曝射制御装置３００は、ユーザがこの曝射スイッチをオンにすると、曝射指令を放射線源４００に送信するとともに、放射線４０１の放射開始を示す開始通知をコンピュータ２００に送信する。この開始通知を受信したコンピュータ２００は、開始通知に応答して、放射線４０１の照射開始を放射線撮像装置１００の制御部１２０に通知する。放射線撮像装置１００の制御部１２０は、この通知に応じて、放射線撮像パネル１１０に対して入射する放射線４０１に応じた画像信号の生成を行わせる。
　図２は、本発明の第１の実施形態に係る放射線撮像装置１００の放射線撮像パネル１１０における概略構成の一例を示す図である。この図２では、図１に示す放射線４０１の入射方向における放射線撮像パネル１１０の断面図を示している。以降の説明においては、この図２に示す第１の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０を「放射線撮像パネル１１０－１」として説明する。また、図２では、図１に示す放射線４０１として、例えばＸ線を適用しうる。
　放射線撮像パネル１１０－１は、図２に示すように、センサ基板１０１、接続端子部１１１、有機樹脂層１１２、シンチレータ１１３、及び、反射層１１４を有して構成されている。また、図２では、センサ基板１０１において、放射線４０１が入射する側に位置する第１の面１０２と、放射線４０１が入射する側とは反対側に位置する第２の面１０３を図示している。
　センサ基板１０１の第１の面１０２には、有効画素領域１０５及びダミー画素領域１０６が設けられている。有効画素領域１０５には、シンチレータ１１３で放射線４０１から変換された光に応じた電気信号を生成する光電変換素子をそれぞれ含む複数の画素が、２次元アレイ状（例えば、行列状）に配置されている。本実施形態では、例えば、大きさが５５０ｍｍ×４４５ｍｍ程度のセンサ基板１０１に対して、有効画素領域１０５及びダミー画素領域１０６として３３００画素×２８００画素の画素が設けられている。具体的に、本実施形態では、この３３００画素×２８００画素のうち、外周に配置された１０画素の領域をダミー画素領域１０６とし、その内側に配置された３２８０画素×２７８０画素の領域を有効画素領域１０５として構成しうる。なお、本実施形態においては、センサ基板１０１に設ける画素の数や有効画素領域１０５に設ける画素の数は、センサ基板１０１の大きさや検査対象Ｔなどに応じて、適宜設定しうる。
　また、有効画素領域１０５には、さらにそれぞれの画素で生成される電気信号を取り出すための列信号線や、有効画素領域１０５のそれぞれの画素に含まれる各素子を駆動するための行信号線などが設けられている。また、これらの列信号線や行信号線は、それぞれ、読出回路基板や駆動回路基板とフレキシブル配線基板などを介して、電気的に接続されうる。また、本実施形態では、列信号線及び行信号線と、読出回路基板及び駆動回路基板との接続を行うために、センサ基板１０１の第１の面１０２上には、接続端子部１１１が設けられている。本実施形態では、この接続端子部１１１を介して、有効画素領域１０５のそれぞれの画素で生成された電気信号が、画像信号として放射線撮像パネル１１０から出力される。
　上述した例では、読出回路基板及び駆動回路基板が放射線撮像パネル１１０の外部に配置される例を説明したが、読出回路基板及び駆動回路基板が放射線撮像パネル１１０の一構成として配置される形態であってもよい。この形態の場合であっても、センサ基板１０１には接続端子部１１１が設けられ、有効画素領域１０５のそれぞれの画素で生成された電気信号は、接続端子部１１１を介して放射線撮像パネル１１０から出力されうる。
　有機樹脂層１１２は、センサ基板１０１の第１の面１０２上であって、有効画素領域１０５及びダミー画素領域１０６を覆う位置に設けられている層である。
　シンチレータ１１３は、有機樹脂層１１２上に有機樹脂層１１２と接触して設けられ、入射した放射線４０１を光に変換する蛍光体である。図２に示す放射線撮像パネル１１０－１では、シンチレータ１１３は、センサ基板１０１と非接触となっている。
　反射層１１４は、シンチレータ１１３を覆うように設けられ、シンチレータ１１３で発生した光のうち、有効画素領域１０５に向かう方向とは異なる方向に進む光を反射（当該光を有効画素領域１０５に導くべく反射）する層である。この反射層１１４によって、シンチレータ１１３で発生した光を効率的に利用することが可能となり、放射線撮像パネル１１０－１の感度を向上させることができる。また、この反射層１１４は、防湿保護層としての機能を具備させることがより好適である。
　次に、第１の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－１の製造方法について説明する。
　まず、放射線撮像パネル１１０－１の製造では、例えば、センサ基板１０１の母材として、大きさが５５０ｍｍ×４４５ｍｍ程度で厚みが５００μｍ程度の無アルカリガラス基板を用意する。次いで、このガラス基板の一方の面に、成膜工程、フォトリソグラフィ工程及びエッチング工程を繰り返し行うことにより、可視光を電荷（電気信号）に変換する光変換素子と、当該電気信号を出力するスイッチング素子と、を含む画素が行列状に複数設けられた画素領域（有効画素領域１０５及びダミー画素領域１０６）を形成してセンサ基板１０１を形成するとともに、センサ基板１０１の第１の面１０２にそれぞれの画素で生成された電気信号を外部に出力するための複数の接続端子部１１１を形成する。
　このようにして、センサ基板１０１及び接続端子部１１１を形成した後、有効画素領域１０５に形成された画素の動作をチェックするためのアレイ検査を実施する。
　このアレイ検査において、画素の動作が良好であって欠損した画素が無いことが確認されると、続いて、センサ基板１０１の第１の面１０２上であって有効画素領域１０５及びダミー画素領域１０６を覆う位置に、有機樹脂層１１２を形成する。具体的に、本実施形態では、まず、接続端子部１１１を保護する目的でセンサ基板１０１の周辺部分をマスキングフィルムでマスキングする。次いで、センサ基板１０１をスプレイスピンコーターに設置し、エチレン酢酸ビニル系の樹脂を溶解させた溶液をスプレーし、約１００ｒｐｍの回転でスピンさせて８０℃程度の温度で乾燥させることにより、凡そ１μｍの有機樹脂層１１２を形成する。
　続いて、有機樹脂層１１２上に、有機樹脂層１１２と接触するシンチレータ１１３を形成する。具体的に、本実施形態では、まず、有機樹脂層１１２が形成されたセンサ基板１０１の周辺部分を覆う蒸着マスクをセットした後、有機樹脂層１１２が蒸着面となるようにセンサ基板１０１を蒸着装置に載置する。次いで、Ｔｌ濃度がＣｓＩに対して１ｍｏｌ％程度となるようにヨウ化セシウム（ＣｓＩ）とヨウ化タリウム（ＴｌＩ）を共蒸着し、膜厚３５０μｍ程度のシンチレータ１１３を形成する。なお、この際、蒸着装置中では、センサ基板１０１は、０．１Ｐａ以下の真空度下であって最大２４０℃の温度下で数時間以上晒されるものとする。また、シンチレータ１１３は、その外縁が、有効画素領域１０５の外縁よりも外側に位置するように、形成される。
　続いて、シンチレータ１１３を覆うように、反射層１１４を形成する。具体的に、本実施形態では、まず、シンチレータ１１３が形成されたセンサ基板１０１を熱転写装置に載置する。次いで、約３０μｍ厚のホットメルト樹脂がコーティングされている約２０μｍ厚のアルミニウム薄膜をシンチレータ１１３上に熱転写することによって、反射層１１４を形成する。
　その後、接続端子部１１１に異方性導電フィルムを介して駆動基板類を接続することによって、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－１を形成する。ここで、本実施形態では、有機樹脂層１１２は、シンチレータ１１３とセンサ基板１０１との間であってシンチレータ１１３に接触して設けられ、シンチレータ１１３との剥離強度が０．４Ｎ／ｍｍ２以上である層である。また、本実施形態では、有機樹脂層１１２は、センサ基板１０１を０．１Ｐａ以下の低真空下で且つ２４０℃以下の温度下に晒した後の光（より詳細には、シンチレータ１１３で発生した光）の透過率が、当該晒す以前の当該光の透過率の９８％以上である層である。
　ここで、本実施形態において、反射層１１４を形成する前のセンサ基板１０１を別に準備してシンチレータ１１３が上になるように台上に載置し、プルオフ試験機（プルオフ法）を用いて有機樹脂層１１２によるシンチレータ１１３との剥離強度を実際に測定したところ、０．４５Ｎ／ｍｍ２であった。また、本実施形態との比較のため、有機樹脂層１１２を形成していないセンサ基板を準備し、この比較例に係るセンサ基板についてシンチレータ１１３との剥離強度を測定したところ、０．１Ｎ／ｍｍ２であった。このことから、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－１は、有機樹脂層１１２を形成することにより、シンチレータ１１３の剥離強度が著しく向上していることがわかる。
　また、有機樹脂層１１２を形成していない、上述の比較例に係るセンサ基板については、シンチレータ１１３上に反射層１１４を形成した後、当該センサ基板の反りによりシンチレータ１１３の剥離が発生して実用に耐えないことがわかった。これに対して、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－１では、このようなシンチレータ１１３の剥離は発生しなかった。この本実施形態における剥離強度の著しい向上は、主には表面の改質による初期蒸着層と有機樹脂層とのアンカー効果の向上によるものと考えられるが、これ以外にも、イオン性化合物であるＣｓＩに対してイオン間相互作用が強く影響しているためであるとも考えられる。
　有機樹脂層１１２としては、上述した以外にも、アクリル基、エポキシ基およびウレタン結合のいずれかを含む樹脂でも、シンチレータ１１３における著しい剥離強度の向上が見られたため、これらの樹脂も有機樹脂層１１２として適用可能である。また、有機樹脂層１１２としては、親油性、親水性を問わず、また、双方の材料へのアンカー効果を期待する上で両親媒性を有する樹脂であることが望ましい。
　また、有機樹脂層１１２が形成された放射線撮像パネル１１０－１において反射層１１４とシンチレータ１１３を剥離し、有機樹脂層１１２の光の透過率を実際に測定したところ、有機樹脂層１１２を形成する以前の透過率の０．９９以上を維持していることがわかった。
　また、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－１に駆動系をセットし、ＲＱＡ５の線質条件でＭＴＦとＤＱＥの測定を行ったところ、２ｌｐ／ｍｍでのＭＴＦは０．３５、ＤＱＥは０．４２であった。
　以上のことから、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－１によれば、シンチレータ１１３とセンサ基板１０１との間にシンチレータ１１３に接触して有機樹脂層１１２を設けるようにしたので、シンチレータ１１３の剥離を抑制することができる。これにより、十分に信頼性の高い高性能な放射線撮像パネル１１０を実現することが可能である。
　（第２の実施形態）
　次に、本発明の第２の実施形態について説明する。なお、以下に記載する第２の実施形態の説明では、上述した第１の実施形態と共通する事項については説明を省略し、上述した第１の実施形態と異なる事項について説明を行う。
　第２の実施形態に係る放射線撮像システムの概略構成は、上述した図１に示す放射線撮像システム１０の概略構成と同様である。このため、第２の実施形態に係る放射線撮像装置の概略構成は、上述した図１に示す放射線撮像装置１００の概略構成と同様となる。
　図３は、本発明の第２の実施形態に係る放射線撮像装置１００の放射線撮像パネル１１０における概略構成の一例を示す図である。この図３では、図２と同様に、図１に示す放射線４０１の入射方向における放射線撮像パネル１１０の断面図を示している。以降の説明においては、この図３に示す第２の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０を「放射線撮像パネル１１０－２」として説明する。また、図３では、図１に示す放射線４０１として、例えばＸ線を適用しうる。
　放射線撮像パネル１１０－２は、図３に示すように、センサ基板１０１、接続端子部１１１、有機樹脂層１１５、シンチレータ１１６、及び、反射層１１７を有して構成されている。また、図３では、センサ基板１０１において、放射線４０１が入射する側に位置する第１の面１０２と、放射線４０１が入射する側とは反対側に位置する第２の面１０３を図示している。
　センサ基板１０１の第１の面１０２には、図２に示す放射線撮像パネル１１０－１と同様に、有効画素領域１０５及びダミー画素領域１０６が設けられている。また、センサ基板１０１の第１の面１０２上には、図２に示す放射線撮像パネル１１０－１と同様に、接続端子部１１１が設けられている。この有効画素領域１０５及びダミー画素領域１０６、接続端子部１１１、並びに、これらに電気的に接続される各構成は、上述した第１の実施形態と同様であるため、説明を省略する。
　放射線撮像パネル１１０－２では、図３に示すように、センサ基板１０１の第２の面１０３に、凹部１０４が形成されている。図３では、この凹部１０４を構成する具体的な部分として、凹部の頂部１０４１、凹部の側部１０４２及び凹部の底部１０４３を図示している。そして、放射線撮像パネル１１０－２では、凹部１０４の形状に沿って凹部の底部１０４３及び凹部の側部１０４２に接触する有機樹脂層１１５が形成され、また、この有機樹脂層１１５に接触し且つ凹部１０４を埋め込むようにシンチレータ１１６が形成されている。図３に示す放射線撮像パネル１１０－２では、シンチレータ１１６は、センサ基板１０１と非接触となっている。さらに、シンチレータ１１６及び有機樹脂層１１５を覆うように反射層１１７が形成されている。有機樹脂層１１５は、図２に示す有機樹脂層１１２と同様の機能を有し、また、シンチレータ１１６は、図２に示すシンチレータ１１３と同様の機能を有する。また、反射層１１７は、図２に示す反射層１１７と同様の機能（防湿保護層としての機能も含む）を有する。本実施形態における有効画素領域１０５の各画素は、シンチレータ１１６で放射線４０１から変換された光に応じた電気信号を生成する形態を採る。
　次に、第２の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－２の製造方法について説明する。
　まず、放射線撮像パネル１１０－２の製造では、第１の実施形態と同様の方法によって得られたセンサ基板１０１の第１の面１０２に、有効画素領域１０５のフッ酸エッチングからの保護を目的として、微粘着の樹脂フィルムを転写する。
　続いて、センサ基板１０１の第２の面１０３に、凹部の底部１０４３を形成するためのマスクパターンを形成する。具体的に、本実施形態では、まず、センサ基板１０１の第２の面１０３を上側にしてスピンコータにセットし、フォトレジストを塗布する。次いで、フォトレジストによって覆われたセンサ基板１０１をＵＶ露光台に載置し、所定のフォトマスクを用いて露光する。ここで、フォトマスクは、センサ基板１０１の第２の面１０３に対する正射影において、センサ基板１０１の有効画素領域１０５よりも広い領域が開口されたものである。これによって、後工程において凹部の底部１０４３を含む領域に形成されるシンチレータ１１６が、確実に有効画素領域１０５を覆うように形成することが可能となる。露光後、炭酸ナトリウム水溶液にセンサ基板１０１を浸漬することによってフォトレジストの現像を行い、次いで、純水リンス洗浄後に乾燥を行う。なお、本実施形態において、上述したマスクパターンは、液体レジストとフォトリソグラフィ工程を用いて形成したが、マスクパターンの形成はこの態様に限定されるものではない。例えば、レジストフィルムを用いてフォトリソグラフィを行う方法で形成する態様でもよく、また、パターンが単純であるため、保護フィルムを転写して所望の領域を切断剥離する方法で形成する態様でもよい。この態様の場合、フォトレジスト工程は不要となるため、大幅にコストを下げることが可能である。
　続いて、マスクパターンが形成されたセンサ基板１０１を１０％のフッ酸溶液に浸漬する。例えば、この際の浸漬時間は予め算出したエッチングレートよって決定し、所望の厚さまでエッチングを行う。例えば、本実施形態では４００μｍのエッチングを行うため、センサ基板１０１の第１の面１０２と凹部の底部１０４３との厚みは１００μｍ程度である。次いで、エッチング後、純水を用いてセンサ基板１０１を十分にリンスし、更にレジスト剥離液に浸漬させてマスクパターンを剥離する。
　続いて、センサ基板１０１の第１の面１０２に貼り付けた樹脂フィルム剥離し、凹部１０４を有するセンサ基板１０１を形成する。
　続いて、凹部１０４を有するセンサ基板１０１の第２の面１０３が上になるように載置し、凹部１０４の領域以外の領域に有機樹脂層１１５が形成されないようにマスキングを行う。
　続いて、凹部１０４の形状に沿って凹部の底部１０４３及び凹部の側部１０４２に接触する有機樹脂層１１５を形成する。具体的に、本実施形態では、凹部１０４を有するセンサ基板１０１をスプレイスピンコーターに設置し、エチレン酢酸ビニル系の樹脂を溶解させた溶液をスプレーし、約１００ｒｐｍの回転でスピンさせて８０℃程度の温度で乾燥させることにより、凡そ１μｍの有機樹脂層１１５を凹部の底部１０４３及び凹部の側部１０４２に形成する。
　続いて、この有機樹脂層１１５に接触し且つ凹部１０４を埋め込むようにシンチレータ１１６を形成する。具体的に、本実施形態では、まず、上述したマスキングを一旦外し、新たに同じ領域をマスキングする。次いで、この新たにマスキングされた、有機樹脂層１１５が形成された凹部１０４を有するセンサ基板１０１の第２の面１０３が下側になるように蒸着装置に載置する。次いで、Ｔｌ濃度がＣｓＩに対して１ｍｏｌ％程度となるようにヨウ化セシウム（ＣｓＩ）とヨウ化タリウム（ＴｌＩ）を共蒸着し、膜厚４００μｍ程度のシンチレータ１１６を形成する。次いで、蒸着後にマスキングを外す。以上の処理によって、センサ基板１０１の凹部の底部１０４３と凹部の側部１０４２にのみ形成された有機樹脂層１１５を介して、シンチレータ１１６が形成される。
　続いて、シンチレータ１１６及び有機樹脂層１１５を覆うように、反射層１１７を形成する。具体的に、本実施形態では、まず、センサ基板１０１の第２の面１０３が上になるようにしてセンサ基板１０１を熱転写装置に載置する。次いで、約３０μｍ厚のホットメルト樹脂がコーティングされている約２０μｍ厚のアルミニウム薄膜を、シンチレータ１１６を完全に被覆するように熱転写することによって、反射層１１７を形成する。
　その後、接続端子部１１１に異方性導電フィルムを介して駆動基板類を接続することによって、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－２を形成する。
　本実施形態における放射線撮像パネル１１０－２に駆動系をセットし、ＲＱＡ５の線質条件で、放射線４０１としてＸ線を図３の矢印の方向に入射させてＭＴＦとＤＱＥの測定を行ったところ、２ｌｐ／ｍｍでのＭＴＦは０．３８、ＤＱＥは０．４５であった。
　本実施形態との比較のため、有機樹脂層１１５を形成していない状態でシンチレータ１１６を形成した比較例に係る放射線撮像パネルを作製したところ、上述したマスキングを外す際に周辺よりシンチレータ１１６の剥離が発生して実用に耐えないことがわかった。また、本実施形態との比較のため、蒸着時のマスキング範囲を広め、凹部の側部１０４２に接触しないようにシンチレータ１１６を形成した比較例に係る放射線撮像パネルを作製したところ、凹部の底部１０４３における凹部の側部１０４２に近いシンチレータ１１６が形成されていない部分にシンチレータ１１６の荷重が集中し、すぐに破壊が発生した。
　以上のことから、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－２によれば、シンチレータ１１６とセンサ基板１０１との間にシンチレータ１１６に接触して有機樹脂層１１５を設けるようにしたので、シンチレータ１１６の剥離を抑制することができる。これにより、十分に実用に耐えうる信頼性を有した高性能な放射線撮像パネル１１０を実現することが可能である。
　（第３の実施形態）
　次に、本発明の第３の実施形態について説明する。なお、以下に記載する第３の実施形態の説明では、上述した第１及び第２の実施形態と共通する事項については説明を省略し、上述した第１及び第２の実施形態と異なる事項について説明を行う。
　第３の実施形態に係る放射線撮像システムの概略構成は、上述した図１に示す放射線撮像システム１０の概略構成と同様である。このため、第３の実施形態に係る放射線撮像装置の概略構成は、上述した図１に示す放射線撮像装置１００の概略構成と同様となる。
　図４は、本発明の第３の実施形態に係る放射線撮像装置１００の放射線撮像パネル１１０における概略構成の一例を示す図である。この図４では、図２と同様に、図１に示す放射線４０１の入射方向における放射線撮像パネル１１０の断面図を示している。以降の説明においては、この図４に示す第３の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０を「放射線撮像パネル１１０－３」として説明する。また、図４では、図１に示す放射線４０１として、例えばＸ線を適用しうる。
　放射線撮像パネル１１０－３は、図４に示すように、センサ基板１０１、接続端子部１１１、有機樹脂層１１２、シンチレータ１１３、反射層１１４、有機樹脂層１１５、シンチレータ１１６、及び、反射層１１７を有して構成されている。また、図４では、センサ基板１０１において、放射線４０１が入射する側に位置する第１の面１０２と、放射線４０１が入射する側とは反対側に位置する第２の面１０３と、第２の面１０３に形成された凹部１０４を図示している。この図４において、図２及び図３と同様の構成については同じ符号を付しているため、その詳細な説明は省略する。
　この図４に示すように、第３の実施形態における放射線撮像パネル１１０－３は、図２に示す第１の実施形態における放射線撮像パネル１１０－１の構成と、図３に示す第２の実施形態における放射線撮像パネル１１０－２の構成とを合わせた構造となっている。即ち、放射線撮像パネル１１０－３は、図３に示す第２の実施形態における放射線撮像パネル１１０－２のセンサ基板１０１の第１の面１０２上に有機樹脂層１１２を形成し、更に、この有機樹脂層１１２上にシンチレータ１１３及び反射層１１４を順次形成した構造となっている。本実施形態におけるセンサ基板１０１の有効画素領域１０５の各画素は、シンチレータ１１３で放射線４０１から変換された光とシンチレータ１１６で放射線４０１から変換された光とに応じた電気信号を生成する形態を採る。
　ここで、本実施形態では、シンチレータ１１３は、センサ基板１０１の第１の面１０２の側に設けられている第１のシンチレータに相当する。さらに、シンチレータ１１６は、センサ基板１０１の第２の面１０３に形成された凹部１０４に設けられている第２のシンチレータに相当する。また、有機樹脂層１１２は、センサ基板１０１の第１の面１０２の側に設けられている第１の有機樹脂層に相当する。さらに、有機樹脂層１１５は、センサ基板１０１の第２の面１０３に形成された凹部１０４に設けられている有機樹脂層に相当する。
　次に、第３の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－３の製造方法について説明する。
　まず、放射線撮像パネル１１０－３の製造では、シンチレータ１１６を、有機樹脂層１１５を介して凹部の底部１０４３及び凹部の側部１０４２に形成するところまでは、上述した第２の実施形態における放射線撮像パネル１１０－２と同様である。
　そして、本実施形態では、続いて、センサ基板１０１の第１の面１０２上であって有効画素領域１０５及びダミー画素領域１０６を覆う位置に、有機樹脂層１１２を形成する。具体的に、本実施形態では、まず、センサ基板１０１の第１の面１０２が上になるように配置し、不要な部分に有機樹脂層１１２が形成されないようにマスキングを行う。次いで、センサ基板１０１の第１の面１０２が上になるようにしてセンサ基板１０１をスプレイスピンコーターに設置し、エチレン酢酸ビニル系の樹脂を溶解させた溶液をスプレーし、約１００ｒｐｍの回転でスピンさせて８０℃程度の温度で乾燥させることにより、凡そ１μｍの有機樹脂層１１２を形成する。
　続いて、有機樹脂層１１２上に、有機樹脂層１１２と接触するシンチレータ１１３を形成する。具体的に、本実施形態では、まず、上述したマスキングを一旦外し、新たに同じ領域をマスキングする。次いで、この新たにマスキングされた、有機樹脂層１１２が形成されたセンサ基板１０１の第１の面１０２が下側になるように蒸着装置に載置する。次いで、Ｔｌ濃度がＣｓＩに対し１ｍｏｌ％となるようにヨウ化セシウム（ＣｓＩ）とヨウ化タリウム（ＴｌＩ）を共蒸着し、膜厚３５０μｍ程度のシンチレータ１１３を形成する。
　続いて、シンチレータ１１３を覆うように、反射層１１４を形成する。具体的に、本実施形態では、まず、シンチレータ１１３が形成されたセンサ基板１０１の第１の面１０２が上になるようにしてセンサ基板１０１を熱転写装置に載置する。次いで、約３０μｍ厚のホットメルト樹脂がコーティングされている約２０μｍ厚のアルミニウム薄膜をシンチレータ１１３上に熱転写することによって、反射層１１４を形成する。
　続いて、シンチレータ１１６及び有機樹脂層１１５を覆うように、反射層１１７を形成する。具体的に、本実施形態では、まず、センサ基板１０１を反転させて、センサ基板１０１の第２の面１０３が上になるようにしてセンサ基板１０１を熱転写装置に載置する。次いで、約３０μｍ厚のホットメルト樹脂がコーティングされている約２０μｍ厚のアルミニウム薄膜を、シンチレータ１１６を完全に被覆するように熱転写することによって、反射層１１７を形成する。
　その後、接続端子部１１１に異方性導電フィルムを介して駆動基板類を接続することによって、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－３を形成する。
　本実施形態における放射線撮像パネル１１０－３に駆動系をセットし、ＲＱＡ５の線質条件で、放射線４０１としてＸ線を図４の矢印の方向に入射させてＭＴＦとＤＱＥの測定を行ったところ、２ｌｐ／ｍｍでのＭＴＦについては０．３５であった。また、ＤＱＥについては、図５を用いて以下に説明する。
　図５は、本発明の第３の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－３において、空間周波数によるＤＱＥの変化を示す測定結果の図である。この図５では、比較として測定結果３１０が第１の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－１のＤＱＥの変化を示す測定結果であり、測定結果３２０が第３の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－３のＤＱＥの変化を示す測定結果である。
　この図５に示す測定結果から、第３の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－３のＤＱＥは、第１の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－１のＤＱＥと比べて、３ｌｐ／ｍｍ以下の低周波数域で高い値を示していることがわかる。
　以上のことから、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－３によれば、有機樹脂層１１２及び有機樹脂層１１５を設けるようにしたので、シンチレータ１１３及びシンチレータ１１６の剥離を抑制することができる。これにより、十分に実用に耐えうる信頼性を有した高性能な放射線撮像パネル１１０を実現することが可能である。
　（第４の実施形態）
　次に、本発明の第４の実施形態について説明する。なお、以下に記載する第４の実施形態の説明では、上述した第１～第３の実施形態と共通する事項については説明を省略し、上述した第１～第３の実施形態と異なる事項について説明を行う。
　第４の実施形態に係る放射線撮像システムの概略構成は、上述した図１に示す放射線撮像システム１０の概略構成と同様である。このため、第４の実施形態に係る放射線撮像装置の概略構成は、上述した図１に示す放射線撮像装置１００の概略構成と同様となる。
　第４の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０は、第３の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－３と基本的には同様の構造であるが、有効画素領域１０５（更にはダミー画素領域１０６も同様としてもよい）に形成する画素として２種類の画素を形成する。
　図６は、本発明の第４の実施形態に係る放射線撮像装置１００の放射線撮像パネル１１０における概略構成の一例を示す図である。以降の説明においては、この図６に示す第４の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０を「放射線撮像パネル１１０－４」として説明する。また、この図６では、第４の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－４の構成のうち、例えば図４に示す有効画素領域１０５に相当する領域のみを放射線４０１の入射方向から見た図を示しているが、他の構成については図４に示す各構成を備えているものとする。また、図６では、図１に示す放射線４０１として、例えばＸ線を適用しうる。
　この図６に示すように、第４の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－４では、有効画素領域１０５に、通常の画素（第１の画素）４１０及び遮光層が設けられた画素（第２の画素）４２０の２種類の画素が設けられている。
　通常の画素４１０には、第３の実施形態における有効画素領域１０５の各画素と同様に、シンチレータ１１３で放射線４０１から変換された光とシンチレータ１１６で放射線４０１から変換された光との両方の光が入射する。そして、通常の画素４１０は、これらの光に応じた電気信号を生成する。
　遮光層が設けられた画素４２０は、具体的に本実施形態では、シンチレータ１１３と有効画素領域１０５との間の位置に、シンチレータ１１３で放射線４０１から変換された光が当該画素４２０の光電変換素子に入射することを抑制する遮光層が設けられている。このため、遮光層が設けられた画素４２０には、シンチレータ１１３で発生した光は入射せずに、シンチレータ１１６で発生した光の一部のみが入射することになる。そして、遮光層が設けられた画素４２０は、シンチレータ１１６で発生し入射した光に応じた電気信号を生成する。
　第４の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－４では、放射線（Ｘ線）４０１が入射した場合、遮光層が設けられた画素４２０は、シンチレータ１１３においてビームハードニングされた高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）４０１に基づく光を捉えることになる。また、通常の画素４１０は、ビームハードニングされていないＸ低エネルギー成分を含む放射線（Ｘ線）４０１に基づく光とシンチレータ１１３においてビームハードニングされた高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）４０１に基づく光との両方を捉えることになる。
　ここで、通常の画素４１０で生成される電気信号の信号値をＡとし、遮光層が設けられた画素４２０で生成される電気信号の信号値をＢとすると、
Ａ－Ｂ＝低エネルギー画像
Ｂ　　＝高エネルギー画像
となる。即ち、例えば信号処理部１２１で適当な補間処理を行うことにより、高低２つのエネルギーに係る放射線画像を取得することが可能となる。そして、例えば、信号処理部１２１は、ここで得られた高エネルギー画像と低エネルギー画像とを用いてエネルギーサブトラクション処理を行うことができる。ここで、エネルギーサブトラクションとは、高エネルギーと低エネルギーとの異なるエネルギーの放射線を用いた放射線画像（高エネルギー画像及び低エネルギー画像と呼ぶ場合がある。）を取得し、これらの差分などから、エネルギー吸収率の異なる物質を分離し、表示等する方法である。例えば、骨と骨以外の組織との分離などを行うことが可能であり、診断能の著しい向上が期待できる。
　通常、高低のエネルギー画像は、２回の放射線４０１の曝射により容易に取得することが可能である。しかしながら、本実施形態では、１回の放射線４０１の照射によってエネルギーサブトラクション画像の取得が可能である。即ち、本実施形態では、放射線４０１の被曝線量を抑制することが可能である。
　本実施形態においては、遮光層が設けられた画素４２０の配置パターンは、図６に示した態様に限定されるものではなく、適宜変更可能である。この際、有効画素領域１０５において遮光層が設けられた画素４２０の比率が高くなると、通常の画素４１０の画素ピッチが広がってしまい、得られる放射線画像の画質低下を招いてしまう可能性がある。通常の画素４１０は、周辺の画素と著しく異なる電気信号を出力する欠陥画素と同様に、画像補てん技術によって補うことができるが、遮光層が設けられた画素４２０の比率が高くなった場合、補てん後の画質低下が大きくなりうる。
　そこで、例えば、遮光層が設けられた画素４２０の数が、有効画素領域１０５の全画素数（通常の画素４１０の数と遮光層が設けられた画素４２０の数との合計）の１／２以下となるように、通常の画素４１０と遮光層が設けられた画素４２０を調整してもよい。なお、本実施形態においては、この態様に限定されるものではなく、例えば、遮光層が設けられた画素４２０の数が、有効画素領域１０５の全画素数の１／３以下，１／４以下，または、１／５以下になるようにしてもよい。
　次に、第４の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－４の製造方法について説明する。具体的に、以下には、放射線撮像パネル１１０－４の製造方法のうち、有効画素領域１０５（より詳細には、遮光層が設けられた画素４２０）の製造方法のみを説明し、他の構成の製造方法は上述した第３の実施形態と同様であるため説明を省略する。
　本実施形態では、センサ基板１０１の母材に予めフォトレジストを塗布し、パターニングすることによって、通常の画素４１０上に開口を有するマスクパターンを形成する。
　続いて、スピンコートによって低反射率クロム分散液を塗布し、現像することによって、遮光層が設けられた画素４２０を形成する。本実施形態では、遮光層が設けられた画素４２０は、例えば、その膜厚が約１．２μｍであり、可視光透過率が約１．０％であって十分に遮光が可能である。なお、遮光層の形成に関しては、上述した方法以外にも、例えば、カーボンブラックによる方法や背面電極の開口を調整する方法などもあり、本実施形態においては十分な遮光が得られれば如何なる方法も適用可能である。
　また、本実施形態の上述した処理で得られた高低のエネルギー画像は、以下に示す方法によって、２物質のそれぞれの厚みｔにより画像分離を行った。ここで、複数の成分を含む物質を放射線４０１が透過した際に、それぞれの画素から出力される信号値は、以下の（１）式で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　この（１）式において、Ｅは放射線４０１のエネルギーを示し、μｉは成分ｉの線減弱定数を示し、ｔｉは成分ｉの厚みを示し、Ｎ（Ｅ）は照射した放射線４０１のエネルギー分布を示す。この（１）式に、高低のエネルギー画像のそれぞれ観測された信号値を用いて、積分方程式を解くことによって各成分の厚みｔｉを計算することができる。この際、本実施形態では、高エネルギーの信号値及び低エネルギーの信号値は、それぞれ、以下のようにして求めた。
・高エネルギーの信号値＝画素４２０で観測された信号値
・低エネルギーの信号値＝（画素４２０を取り囲む周辺８つの画素４１０の信号値のメジアン平均値）－（画素４２０で観測された信号値）
　図７は、本発明の第４の実施形態に係る放射線撮像装置１００で得られる骨分離画像の一例を示す図である。具体的に、図７は、管電圧を８０ｋＶとした放射線源４００によって、検査対象Ｔとして適用した手ファントムの放射線撮影を行い、当該撮影によって得られた透過画像を用いて、上述した（１）式の処理によって取得した骨分離画像を示している。この図７から、本実施形態に係る放射線撮像装置１００では、十分に高品位な骨分離画像が得られることがわかる。
　また、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－４に駆動系をセットし、ＲＱＡ５の線質条件で、放射線４０１としてＸ線を図１の矢印の方向に入射させてＭＴＦとＤＱＥの測定を行ったところ、２ｌｐ／ｍｍでのＭＴＦ及びＤＱＥの挙動は、上述した第３の実施形態と同様であった。即ち、本実施形態も、第３の実施形態と同様に、高いＭＴＦと、３ｌｐ／ｍｍ以下の低周波数域で高いＤＱＥが得られる。
　以上のことから、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－４によれば、第１～第３の実施形態における放射線撮像パネル１１０の効果に加えて、十分に実用に耐えうる１回曝射でのエネルギーサブトラクションが可能で、且つ信頼性を有した高性能な放射線撮像パネル１１０を実現することが可能である。
　なお、本実施形態では、遮光層が設けられた画素４２０は、シンチレータ１１３と有効画素領域１０５との間の位置に遮光層が設けられている形態を示したが、本発明のおいてはこの形態に限定されるものではない。例えば、遮光層が設けられた画素４２０は、シンチレータ１１６と有効画素領域１０５との間の位置に遮光層が設けられ、シンチレータ１１６で発生した光は入射せずに、シンチレータ１１３で発生した光が入射する形態も、本発明に適用可能である。
　（第５の実施形態）
　図８は、本発明の第５の実施形態に係る放射線撮像装置１００の放射線撮像パネル１１０における概略構成の一例を示す図である。具体的に、図８Ａでは、図１に示す放射線４０１の入射方向における放射線撮像パネル１１０の断面図を示している。以降の説明においては、この図８Ａに示す第５の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０を「放射線撮像パネル１１０－５」として説明する。また、図８Ａでは、図１に示す放射線４０１として、例えばＸ線を適用しうる。
　放射線撮像パネル１１０－５は、図８Ａに示すように、センサ基板１０１、接続端子部１１１、シンチレータ１１６、及び、反射層１１７を有して構成されている。また、図８Ａでは、センサ基板１０１において、放射線４０１が入射する側に位置する第１の面１０２と、放射線４０１が入射する側とは反対側に位置する第２の面１０３を図示している。
　センサ基板１０１の第１の面１０２には、有効画素領域１０５及びダミー画素領域１０６が設けられている。有効画素領域１０５には、シンチレータ１１６で放射線４０１から変換された光に応じた電気信号を生成する光電変換素子をそれぞれ含む複数の画素が、２次元アレイ状（例えば、行列状）に配置されている。本実施形態では、例えば、大きさが５５０ｍｍ×４４５ｍｍ程度のセンサ基板１０１に対して、有効画素領域１０５及びダミー画素領域１０６として３３００画素×２８００画素の画素が設けられている。具体的に、本実施形態では、この３３００画素×２８００画素のうち、外周に配置された１０画素の領域をダミー画素領域１０６とし、その内側に配置された３２８０画素×２７８０画素の領域を有効画素領域１０５として構成しうる。なお、本実施形態においては、センサ基板１０１に設ける画素の数や有効画素領域１０５に設ける画素の数は、センサ基板１０１の大きさや検査対象Ｔなどに応じて、適宜設定しうる。
　また、有効画素領域１０５には、さらにそれぞれの画素で生成される電気信号を取り出すための列信号線や、有効画素領域１０５のそれぞれの画素に含まれる各素子を駆動するための行信号線などが設けられている。また、これらの列信号線や行信号線は、それぞれ、読出回路基板や駆動回路基板とフレキシブル配線基板などを介して、電気的に接続されうる。また、本実施形態では、列信号線及び行信号線と、読出回路基板及び駆動回路基板との接続を行うために、センサ基板１０１の第１の面１０２上には、接続端子部１１１が設けられている。本実施形態では、この接続端子部１１１を介して、有効画素領域１０５のそれぞれの画素で生成された電気信号が、画像信号として放射線撮像パネル１１０から出力される。
　上述した例では、読出回路基板及び駆動回路基板が放射線撮像パネル１１０の外部に配置される例を説明したが、読出回路基板及び駆動回路基板が放射線撮像パネル１１０の一構成として配置される形態であってもよい。この形態の場合であっても、センサ基板１０１には接続端子部１１１が設けられ、有効画素領域１０５のそれぞれの画素で生成された電気信号は、接続端子部１１１を介して放射線撮像パネル１１０から出力されうる。
　放射線撮像パネル１１０－５では、図８Ａに示すように、センサ基板１０１の第２の面１０３に、凹部１０４が形成されている。図８Ｂでは、この凹部１０４を構成する具体的な部分として、凹部の頂部１０４１、凹部の側部１０４２及び凹部の底部１０４３を図示している。そして、図８Ａに示す例では、放射線撮像パネル１１０－１は、凹部１０４の形状に沿って凹部１０４を埋め込むように、凹部の底部１０４３及び凹部の側部１０４２にシンチレータ１１６が形成されている。さらに、シンチレータ１１６を覆うように反射層１１７が形成されている。
　シンチレータ１１６は、上述したようにセンサ基板１０１の第２の面１０３に形成された凹部１０４に設けられ、入射した放射線４０１を光に変換する蛍光体である。
　反射層１１７は、シンチレータ１１６で発生した光のうち、有効画素領域１０５に向かう方向とは異なる方向に進む光を反射（当該光を有効画素領域１０５に導くべく反射）する層である。この反射層１１７によって、シンチレータ１１６で発生した光を効率的に利用することが可能となり、放射線撮像パネル１１０－１の感度を向上させることができる。また、この反射層１１７は、防湿保護層としての機能を具備させることがより好適である。
　ここで、本実施形態におけるセンサ基板１０１の凹部１０４の端部領域（凹部の底部１０４３と凹部の側部１０４２との境界領域及び凹部の側部１０４２と凹部の底部１０４３との境界領域）について、図８Ｂを用いて説明する。なお、図８Ｂにおいて、図８Ａに示す構成と同様の構成については、同じ符号を付している。
　本実施形態では、図８Ｂに示すように、第１の面１０２と凹部の頂部１０４１との長さをＬとする。そして、本実施形態では、長さＬの１／２の位置を通り且つ第１の面１０２と平行である直線１０７１と、直線１０７１が凹部の側部１０４２と交わる点１０７２において凹部の側部１０４２に接する接線１０７３とのなす角度θを、３０°＜θ＜６０°とする。また、本実施形態では、凹部の底部１０４３と凹部の側部１０４２とが丸みの部分を有して連続しており、当該丸みの部分の形状に基づく円１０７４の半径Ｒを、Ｒ＞１０μｍとする。
　次に、第５の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－５の製造方法について説明する。
　まず、放射線撮像パネル１１０－５の製造では、例えば、センサ基板１０１の母材として、大きさが５５０ｍｍ×４４５ｍｍ程度で厚みが５００μｍ程度の無アルカリガラス基板を用意する。次いで、このガラス基板の一方の面に、成膜工程、フォトリソグラフィ工程及びエッチング工程を繰り返し行うことにより、可視光を電荷（電気信号）に変換する光変換素子と、当該電気信号を出力するスイッチング素子と、を含む画素が行列状に複数設けられた画素領域（有効画素領域１０５及びダミー画素領域１０６）を形成してセンサ基板１０１を形成するとともに、センサ基板１０１の第１の面１０２にそれぞれの画素で生成された電気信号を外部に出力するための複数の接続端子部１１１を形成する。
　このようにして、センサ基板１０１及び接続端子部１１１を形成した後、有効画素領域１０５に形成された画素の動作をチェックするためのアレイ検査を実施する。
　このアレイ検査において、画素の動作が良好であって欠損した画素が無いことが確認されると、続いて、センサ基板１０１の第２の面１０３に、凹部１０４を形成する。
　具体的に、本実施形態では、まず、センサ基板の第１の面１０２に、有効画素領域１０５のフッ酸エッチングからの保護を目的として、微粘着の樹脂フィルムを転写する。
　続いて、センサ基板１０１の第２の面１０３に、凹部の底部１０４３を形成するためのマスクパターンを形成する。具体的に、本実施形態では、まず、センサ基板１０１の第２の面１０３を上側にしてスピンコータにセットし、フォトレジストを塗布する。次いで、フォトレジストによって覆われたセンサ基板１０１をＵＶ露光台に載置し、所定のフォトマスクを用いて露光する。ここで、フォトマスクは、センサ基板１０１の第２の面１０３に対する正射影において、センサ基板１０１の有効画素領域１０５よりも広い領域が開口されたものである。これによって、後工程において凹部の底部１０４３を含む領域に形成されるシンチレータ１１６が、確実に有効画素領域１０５を覆うように形成することが可能となる。露光後、炭酸ナトリウム水溶液にセンサ基板１０１を浸漬することによってフォトレジストの現像を行い、次いで、純水リンス洗浄後に乾燥を行う。なお、本実施形態において、マスクパターンの形成はこの態様に限定されるものではない。例えば、レジストフィルムを用いてフォトリソグラフィを行う方法で形成する態様でもよく、また、パターンが単純であるため、保護フィルムを転写して所望の領域を切断剥離する方法で形成する態様でもよい。この態様の場合、フォトレジスト工程は不要となるため、大幅にコストを下げることが可能である。
　続いて、マスクパターンが形成されたセンサ基板１０１を１０％のフッ酸溶液に浸漬する。例えば、この際の浸漬時間は予め算出したエッチングレートよって決定し、所望の厚さまでエッチングを行う。例えば、本実施形態では４００μｍのエッチングを行うため、センサ基板１０１の第１の面１０２と凹部の底部１０４３との厚みは１００μｍ程度である。次いで、エッチング後、純水を用いてセンサ基板１０１を十分にリンスし、更にレジスト剥離液に浸漬させてマスクパターンを剥離する。
　続いて、センサ基板１０１の第１の面１０２に貼り付けた樹脂フィルム剥離し、凹部１０４を有するセンサ基板１０１を形成する。なお、本発明者が作製した凹部１０４を有するセンサ基板１０１では、上述した角度θが４４°、上述した半径Ｒが２００μｍであった。なお、この場合の角度θ及び半径は、上述したエッチングの後に、例えばサンカセリウムペーストによるサンドブラスト処理等を行うことによって、ある程度自在に形成することが可能である。
　続いて、凹部１０４の形状に沿って凹部１０４を埋め込むように、凹部の底部１０４３及び凹部の側部１０４２にシンチレータ１１６を形成する。具体的に、本実施形態では、まず、センサ基板１０１に周辺部分を覆う蒸着マスクをセットした後、凹部１０４が蒸着面となるようにセンサ基板１０１を蒸着装置に載置する。次いで、Ｔｌ濃度がＣｓＩに対して１ｍｏｌ％程度となるようにヨウ化セシウム（ＣｓＩ）とヨウ化タリウム（ＴｌＩ）を共蒸着し、膜厚３５０μｍ程度のシンチレータ１１６を形成する。
　なお、本実施形態では、図８Ｂを用いて上述したように、角度θを３０°＜θ＜６０°の範囲とし、半径ＲをＲ＞１０μｍの範囲としている。これは、角度θが６０°以上である場合には、シンチレータ１１６として形成した柱状蛍光体における柱状乱れが発生し、センサ基板１０１の取扱い時に発生する反りや撓みにおいて簡単にシンチレータ１１６が剥離する不具合が発生したためであり、また、角度θが３０°以下である場合には、凹部の頂部１０４１の面積が小さくなってしまい実装上の問題が発生するか、或いは、額縁部が広くて面積の大きい好ましくない放射線撮像パネル１１０となってしまうためである。また、半径Ｒが１０μｍ以下の場合には、角度θが６０°以上である場合と同様に、著しい柱状乱れが発生し、センサ基板１０１の取扱い時にシンチレータ１１６の剥離が発生したためである。
　図８Ｃは、本発明の第５の実施形態を示し、図８Ｂに示すセンサ基板１０１の凹部１０４の端部領域（凹部の底部１０４３と凹部の側部１０４２との境界領域及び凹部の側部１０４２と凹部の底部１０４３との境界領域）の電子顕微鏡写真を示す図である。この図８Ｃに示すように、本実施形態では、シンチレータ１１６として形成した柱状蛍光体における柱の傾きが緩やかに変化しており、シンチレータ１１６がセンサ基板１０１と密に接触していることがわかる。
　図８Ｄは、本実施形態との比較のための比較例を示し、図８Ｂに示すセンサ基板１０１の凹部１０４の端部領域（具体的には、図８Ｃと同様の領域）の電子顕微鏡写真を示す図である。具体的に、図８Ｄは、上述した角度θを９０°、上述した半径Ｒを１０μｍ以下とした比較例を示している。図８Ｄに示す比較例では、シンチレータ１１６として形成した柱状蛍光体における柱状乱れが発生し、一部柱の剥離が発生していることがわかる。
　また、本実施形態では、更に、シンチレータ１１６の剥離を抑制するために、シンチレータ１１６の蒸着前に、凹部の底部１０４３と凹部の側部１０４２とにシンチレータ１１６の接着力を向上させる処理を実施している。具体的には、凹部の頂部１０４１をマスキングし、株式会社染めＱのミッチャクロンＴＸＦマルチを極薄くスプレーし、接着層（不図示）を形成した上で乾燥させた。この接着層により、ヨウ化セシウム蛍光体とのイオン相互作用によるより強い接着力が発現し、製造プロセス中の放射線撮像パネル１１０の取扱い時におけるシンチレータ１１６の剥がれを劇的に抑制できる結果が得られた。なお、蒸着装置中では、センサ基板１０１は、０．１Ｐａ以下の真空度下で最大２４０℃の温度下に数時間以上晒されるものであり、上述した処理による接着層（不図示）は、この条件で変質せずに高い光の透過率が維持できるものでなくてはならない。また、シンチレータ１１６の外縁は、有効画素領域１０５の外縁よりも外側に配されうる。
　続いて、シンチレータ１１６を覆うように、反射層１１７を形成する。具体的に、本実施形態では、まず、センサ基板１０１を熱転写装置に載置する。次いで、約３０μｍ厚のホットメルト樹脂がコーティングされている約２０μｍ厚のアルミニウム薄膜を、シンチレータ１１６上に熱転写することによって、反射層１１７を形成する。
　その後、接続端子部１１１に異方性導電フィルムを介して駆動基板類を接続することによって、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－１を形成する。
　本実施形態における放射線撮像パネル１１０－１に駆動系をセットし、ＲＱＡ５の線質条件でＭＴＦとＤＱＥの測定を行ったところ、２ｌｐ／ｍｍでのＭＴＦは０．３５、ＤＱＥは０．４２であった。
　以上のことから、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－１によれば、センサ基板１０１の凹部１０４の形状において角度θを３０°＜θ＜６０°とし、半径ＲをＲ＞１０μｍとしたので、シンチレータ１１３の剥離を抑制することができる。これにより、十分に信頼性の高い高性能な放射線撮像パネル１１０を実現することが可能である。
　（第６の実施形態）
　次に、本発明の第６の実施形態について説明する。なお、以下に記載する第６の実施形態の説明では、上述した第１の実施形態と共通する事項については説明を省略し、上述した第１の実施形態と異なる事項について説明を行う。
　第６の実施形態に係る放射線撮像システムの概略構成は、上述した図１に示す放射線撮像システム１０の概略構成と同様である。このため、第６の実施形態に係る放射線撮像装置の概略構成は、上述した図１に示す放射線撮像装置１００の概略構成と同様となる。
　図９は、本発明の第６の実施形態に係る放射線撮像装置１００の放射線撮像パネル１１０における概略構成の一例を示す図である。この図９では、図８Ａと同様に、図１に示す放射線４０１の入射方向における放射線撮像パネル１１０の断面図を示している。以降の説明においては、この図９に示す第６の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０を「放射線撮像パネル１１０－６」として説明する。また、図９では、図１に示す放射線４０１として、例えばＸ線を適用しうる。
　放射線撮像パネル１１０－６は、図９に示すように、センサ基板１０１、接続端子部１１１、有機樹脂層１１２、シンチレータ１１３、反射層１１４、シンチレータ１１６、及び、反射層１１７を有して構成されている。また、図９では、センサ基板１０１において、放射線４０１が入射する側に位置する第１の面１０２と、放射線４０１が入射する側とは反対側に位置する第２の面１０３と、第２の面１０３に形成された凹部１０４を図示している。この図９において、図８と同様の構成については同じ符号を付しているため、その詳細な説明は省略する。
　この図９に示すように、第６の実施形態における放射線撮像パネル１１０－６は、図８Ａに示す第５の実施形態における放射線撮像パネル１１０－５の構成に加えて、センサ基板１０１の第１の面１０２上に、有機樹脂層１１２、シンチレータ１１３及び反射層１１４を順次形成した構造となっている。
　本実施形態におけるセンサ基板１０１の有効画素領域１０５の各画素は、シンチレータ１１３で放射線４０１から変換された光とシンチレータ１１６で放射線４０１から変換された光とに応じた電気信号を生成する形態を採る。
　有機樹脂層１１２は、センサ基板１０１の第１の面１０２上であって、有効画素領域１０５及びダミー画素領域１０６を覆う位置に設けられている層である。
　シンチレータ１１３は、有機樹脂層１１２上に有機樹脂層１１２と接触して設けられ、入射した放射線４０１を光に変換する蛍光体である。図９に示す放射線撮像パネル１１０－１では、シンチレータ１１３は、センサ基板１０１と非接触となっている。
　反射層１１４は、シンチレータ１１３を覆うように設けられ、シンチレータ１１３で発生した光のうち、有効画素領域１０５に向かう方向とは異なる方向に進む光を反射（当該光を有効画素領域１０５に導くべく反射）する層である。この反射層１１４によって、シンチレータ１１３で発生した光を効率的に利用することが可能となり、放射線撮像パネル１１０－６の感度を向上させることができる。また、この反射層１１４は、防湿保護層としての機能を具備させることがより好適である。
　その他のセンサ基板１０１、接続端子部１１１、シンチレータ１１６、及び、反射層１１７については、図８Ａに示す第５の実施形態の各構成と同様であるため、その説明は省略する。
　次に、第６の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－６の製造方法について説明する。
　まず、放射線撮像パネル１１０－２の製造では、シンチレータ１１６を、凹部の底部１０４３及び凹部の側部１０４２に形成するところまでは、上述した第１の実施形態における放射線撮像パネル１１０－１と同様である。
　そして、本実施形態では、続いて、センサ基板１０１の第１の面１０２上であって有効画素領域１０５及びダミー画素領域１０６を覆う位置に、有機樹脂層１１２を形成する。具体的に、本実施形態では、まず、接続端子部１１１を保護する目的でセンサ基板１０１の周辺部をマスキングフィルムによりマスキングを行う。次いで、センサ基板１０１をスプレイスピンコーターに設置し、エチレン酢酸ビニル系の樹脂を溶解させた溶液をスプレーし、約１００ｒｐｍの回転でスピンさせて８０℃程度の温度で乾燥させることにより、凡そ１μｍの有機樹脂層１１２を形成する。
　続いて、有機樹脂層１１２上に、有機樹脂層１１２と接触するシンチレータ１１３を形成する。具体的に、本実施形態では、まず、センサ基板１０１の第１の面１０２が下側になるように蒸着装置に載置する。次いで、Ｔｌ濃度がＣｓＩに対し１ｍｏｌ％となるようにヨウ化セシウム（ＣｓＩ）とヨウ化タリウム（ＴｌＩ）を共蒸着し、膜厚３５０μｍ程度のシンチレータ１１３を形成する。
　続いて、シンチレータ１１３を覆うように、反射層１１４を形成する。具体的に、本実施形態では、まず、シンチレータ１１３が形成されたセンサ基板１０１の第１の面１０２が上になるようにしてセンサ基板１０１を熱転写装置に載置する。次いで、約３０μｍ厚のホットメルト樹脂がコーティングされている約２０μｍ厚のアルミニウム薄膜をシンチレータ１１３上に熱転写することによって、反射層１１４を形成する。
　続いて、シンチレータ１１６を覆うように、反射層１１７を形成する。具体的に、本実施形態では、まず、センサ基板１０１を反転させて、センサ基板１０１の第２の面１０３が上になるようにしてセンサ基板１０１を熱転写装置に載置する。次いで、約３０μｍ厚のホットメルト樹脂がコーティングされている約２０μｍ厚のアルミニウム薄膜を、シンチレータ１１６を完全に被覆するように熱転写することによって、反射層１１７を形成する。
　その後、接続端子部１１１に異方性導電フィルムを介して駆動基板類を接続することによって、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－２を形成する。
　本実施形態における放射線撮像パネル１１０－２に駆動系をセットし、ＲＱＡ５の線質条件で、放射線４０１としてＸ線を図９の矢印の方向に入射させてＭＴＦとＤＱＥの測定を行ったところ、２ｌｐ／ｍｍでのＭＴＦについては０．３５であった。また、ＤＱＥについては、図１０を用いて以下に説明する。
　図１０は、本発明の第６の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－６において、空間周波数によるＤＱＥの変化を示す測定結果の図である。この図１０では、比較として測定結果２１０が第５の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－５のＤＱＥの変化を示す測定結果であり、測定結果２２０が第６の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－６のＤＱＥの変化を示す測定結果である。
　この図１０に示す測定結果から、第６の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－６のＤＱＥは、第５の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－５のＤＱＥと比べて、３ｌｐ／ｍｍ以下の低周波数域で高い値を示していることがわかる。
　以上のことから、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－６によれば、第５の実施形態における放射線撮像パネル１１０－５と同様に、シンチレータ１１３の剥離を抑制することができる。これにより、十分に実用に耐えうる信頼性を有した高性能な放射線撮像パネル１１０を実現することが可能である。
　（第７の実施形態）
　次に、本発明の第７の実施形態について説明する。なお、以下に記載する第７の実施形態の説明では、上述した第５及び第６の実施形態と共通する事項については説明を省略し、上述した第５及び第６の実施形態と異なる事項について説明を行う。
　第７の実施形態に係る放射線撮像システムの概略構成は、上述した図１に示す放射線撮像システム１０の概略構成と同様である。このため、第７の実施形態に係る放射線撮像装置の概略構成は、上述した図１に示す放射線撮像装置１００の概略構成と同様となる。
　第７の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０は、第６の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－６と基本的には同様の構造であるが、有効画素領域１０５（更にはダミー画素領域１０６も同様としてもよい）に形成する画素として２種類の画素を形成する。
　図１１は、本発明の第３の実施形態に係る放射線撮像装置１００の放射線撮像パネル１１０における概略構成の一例を示す図である。以降の説明においては、この図１１に示す第３の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０を「放射線撮像パネル１１０－７」として説明する。また、この図１１では、第７の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－７の構成のうち、例えば図９に示す有効画素領域１０５に相当する領域のみを放射線４０１の入射方向から見た図を示しているが、他の構成については図９に示す各構成を備えているものとする。また、図１１では、図１に示す放射線４０１として、例えばＸ線を適用しうる。
　この図１１に示すように、第７の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－７では、有効画素領域１０５に、通常の画素（第１の画素）３０１及び遮光層が設けられた画素（第２の画素）３０２の２種類の画素が設けられている。
　通常の画素３０１には、第２の実施形態における有効画素領域１０５の各画素と同様に、シンチレータ１１３で放射線４０１から変換された光とシンチレータ１１６で放射線４０１から変換された光との両方の光が入射する。そして、通常の画素３０１は、これらの光に応じた電気信号を生成する。
　遮光層が設けられた画素３０２は、具体的に本実施形態では、シンチレータ１１３と有効画素領域１０５との間の位置に、シンチレータ１１３で放射線４０１から変換された光が当該画素３０２の光電変換素子に入射することを抑制する遮光層が設けられている。このため、遮光層が設けられた画素３０２には、シンチレータ１１３で発生した光は入射せずに、シンチレータ１１６で発生した光の一部のみが入射することになる。そして、遮光層が設けられた画素３０２は、シンチレータ１１６で発生し入射した光に応じた電気信号を生成する。
　第７の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－７では、放射線（Ｘ線）４０１が入射した場合、遮光層が設けられた画素３０２は、シンチレータ１１３においてビームハードニングされた高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）４０１に基づく光を捉えることになる。また、通常の画素３０１は、ビームハードニングされていないＸ低エネルギー成分を含む放射線（Ｘ線）４０１に基づく光とシンチレータ１１３においてビームハードニングされた高エネルギー成分の放射線（Ｘ線）４０１に基づく光との両方を捉えることになる。
　ここで、通常の画素３０１で生成される電気信号の信号値をＡとし、遮光層が設けられた画素３０２で生成される電気信号の信号値をＢとすると、
Ａ－Ｂ＝低エネルギー画像
Ｂ　　＝高エネルギー画像
となる。即ち、例えば信号処理部１２１で適当な補間処理を行うことにより、高低２つのエネルギーに係る放射線画像を取得することが可能となる。そして、例えば、信号処理部１２１は、ここで得られた高エネルギー画像と低エネルギー画像とを用いてエネルギーサブトラクション処理を行うことができる。ここで、エネルギーサブトラクションとは、高エネルギーと低エネルギーとの異なるエネルギーの放射線を用いた放射線画像（高エネルギー画像及び低エネルギー画像と呼ぶ場合がある。）を取得し、これらの差分などから、エネルギー吸収率の異なる物質を分離し、表示等する方法である。例えば、骨と骨以外の組織との分離などを行うことが可能であり、診断能の著しい向上が期待できる。
　通常、高低のエネルギー画像は、２回の放射線４０１の曝射により容易に取得することが可能である。しかしながら、本実施形態では、１回の放射線４０１の照射によってエネルギーサブトラクション画像の取得が可能である。即ち、本実施形態では、放射線４０１の被曝線量を抑制することが可能である。
　本実施形態においては、遮光層が設けられた画素３０２の配置パターンは、図１１に示した態様に限定されるものではなく、適宜変更可能である。この際、有効画素領域１０５において遮光層が設けられた画素３０２の比率が高くなると、通常の画素３０１の画素ピッチが広がってしまい、得られる放射線画像の画質低下を招いてしまう可能性がある。通常の画素３０１は、周辺の画素と著しく異なる電気信号を出力する欠陥画素と同様に、画像補てん技術によって補うことができるが、遮光層が設けられた画素３０２の比率が高くなった場合、補てん後の画質低下が大きくなりうる。
　そこで、例えば、遮光層が設けられた画素３０２の数が、有効画素領域１０５の全画素数（通常の画素３０１の数と遮光層が設けられた画素３０２の数との合計）の１／２以下となるように、通常の画素３０１と遮光層が設けられた画素３０２を調整してもよい。なお、本実施形態においては、この態様に限定されるものではなく、例えば、遮光層が設けられた画素３０２の数が、有効画素領域１０５の全画素数の１／３以下，１／４以下，または、１／５以下になるようにしてもよい。
　次に、第７の実施形態に係る放射線撮像パネル１１０－７の製造方法について説明する。具体的に、以下には、放射線撮像パネル１１０－７の製造方法のうち、有効画素領域１０５（より詳細には、遮光層が設けられた画素３０２）の製造方法のみを説明し、他の構成の製造方法は上述した第２の実施形態と同様であるため説明を省略する。
　本実施形態では、センサ基板１０１の母材に予めフォトレジストを塗布し、パターニングすることによって、通常の画素３０１上に開口を有するマスクパターンを形成する。
　続いて、スピンコートによって低反射率クロム分散液を塗布し、現像することによって、遮光層が設けられた画素３０２を形成する。本実施形態では、遮光層が設けられた画素３０２は、例えば、その膜厚が約１．２μｍであり、可視光透過率が約１．０％であって十分に遮光が可能である。なお、遮光層の形成に関しては、上述した方法以外にも、例えば、カーボンブラックによる方法や背面電極の開口を調整する方法などもあり、本実施形態においては十分な遮光が得られれば如何なる方法も適用可能である。
　また、本実施形態の上述した処理で得られた高低のエネルギー画像は、以下に示す方法によって、２物質のそれぞれの厚みｔにより画像分離を行った。ここで、複数の成分を含む物質を放射線４０１が透過した際に、それぞれの画素から出力される信号値は、以下の（２）式で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　この（２）式において、Ｅは放射線４０１のエネルギーを示し、μｉは成分ｉの線減弱定数を示し、ｔｉは成分ｉの厚みを示し、Ｎ（Ｅ）は照射した放射線４０１のエネルギー分布を示す。この（２）式に、高低のエネルギー画像のそれぞれ観測された信号値を用いて、積分方程式を解くことによって各成分の厚みｔｉを計算することができる。この際、本実施形態では、高エネルギーの信号値及び低エネルギーの信号値は、それぞれ、以下のようにして求めた。
・高エネルギーの信号値＝画素３０２で観測された信号値
・低エネルギーの信号値＝（画素３０２を取り囲む周辺８つの画素３０１の信号値のメジアン平均値）－（画素３０２で観測された信号値）
　図１２は、本発明の第７の実施形態に係る放射線撮像装置１００で得られる骨分離画像の一例を示す図である。具体的に、図１２は、管電圧を８０ｋＶとした放射線源４００によって、検査対象Ｔとして適用した手ファントムの放射線撮影を行い、当該撮影によって得られた透過画像を用いて、上述した（１）式の処理によって取得した骨分離画像を示している。この図１２から、本実施形態に係る放射線撮像装置１００では、十分に高品位な骨分離画像が得られることがわかる。
　また、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－７に駆動系をセットし、ＲＱＡ５の線質条件で、放射線４０１としてＸ線を図１の矢印の方向に入射させてＭＴＦとＤＱＥの測定を行ったところ、２ｌｐ／ｍｍでのＭＴＦ及びＤＱＥの挙動は、上述した第２の実施形態と同様であった。即ち、本実施形態も、第２の実施形態と同様に、高いＭＴＦと、３ｌｐ／ｍｍ以下の低周波数域で高いＤＱＥが得られる。
　以上のことから、本実施形態における放射線撮像パネル１１０－７によれば、第５及び第６の実施形態における放射線撮像パネル１１０の効果に加えて、十分に実用に耐えうる１回曝射でのエネルギーサブトラクションが可能で、且つ信頼性を有した高性能な放射線撮像パネル１１０を実現することが可能である。
　なお、本実施形態では、遮光層が設けられた画素３０２は、シンチレータ１１３と有効画素領域１０５との間の位置に遮光層が設けられている形態を示したが、本発明のおいてはこの形態に限定されるものではない。例えば、遮光層が設けられた画素３０２は、シンチレータ１１６と有効画素領域１０５との間の位置に遮光層が設けられ、シンチレータ１１６で発生した光は入射せずに、シンチレータ１１３で発生した光が入射する形態も、本発明に適用可能である。
　（その他の実施形態）
　上述した実施形態では、センサ基板１０１の凹部１０４にシンチレータ１１６を接触させて形成した放射線撮像パネル１１０を例示したが、本発明においてはこの形態に限定されるものではない。例えば、センサ基板１０１の凹部１０４とシンチレータ１１６との間に、図９に示す有機樹脂層１１２と同様の有機樹脂層を介在させた形態も、本発明に適用可能である。
　なお、上述した本発明の実施形態は、いずれも本発明を実施するにあたっての具体化の例を示したものに過ぎず、これらによって本発明の技術的範囲が限定的に解釈されてはならないものである。即ち、本発明はその技術思想、又はその主要な特徴から逸脱することなく、様々な形（上述した実施形態の適宜の変更や組み合わせ等）で実施することができる。
　本発明は上記実施の形態に制限されるものではなく、本発明の精神及び範囲から離脱することなく、様々な変更及び変形が可能である。従って、本発明の範囲を公にするために以下の請求項を添付する。
　本願は、２０１８年１０月１１日提出の日本国特許出願特願２０１８－１９２５７７と特願２０１８－１９２６７８を基礎として優先権を主張するものであり、その記載内容の全てをここに援用する。

Claims (20)

  1. 　入射した放射線を光に変換するシンチレータと、
    　前記光を電気信号に変換する画素が複数設けられたセンサ基板と、
    　前記シンチレータと前記センサ基板との間であって前記シンチレータに接触して設けられ、前記シンチレータとの剥離強度が０．４Ｎ／ｍｍ２以上である有機樹脂層と、を有することを特徴とする放射線撮像装置。
  2. 　前記有機樹脂層は、前記センサ基板を０．１Ｐａ以下の低真空下で且つ２４０℃以下の温度下に晒した後の前記光の透過率が、当該晒す以前の前記光の透過率の９８％以上であることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
  3. 　複数の前記画素は、前記センサ基板において前記放射線が入射する側に位置する第１の面に設けられており、
    　前記有機樹脂層および前記シンチレータは、前記センサ基板の前記第１の面の側に設けられていることを特徴とする請求項１または２に記載の放射線撮像装置。
  4. 　複数の前記画素は、前記センサ基板において前記放射線が入射する側に位置する第１の面に設けられており、
    　前記有機樹脂層および前記シンチレータは、前記センサ基板の前記第１の面とは反対側に位置する第２の面に形成された凹部に設けられていることを特徴とする請求項１または２に記載の放射線撮像装置。
  5. 　複数の前記画素は、前記センサ基板において前記放射線が入射する側に位置する第１の面に設けられており、
    　前記シンチレータとして、第１のシンチレータおよび第２のシンチレータが設けられ、前記有機樹脂層として、第１の有機樹脂層および第２の有機樹脂層が設けられ、
    　前記第１の有機樹脂層および前記第１のシンチレータは、前記センサ基板の前記第１の面の側に設けられており、
    　前記第２の有機樹脂層および前記第２のシンチレータは、前記センサ基板の前記第１の面とは反対側に位置する第２の面に形成された凹部に設けられていることを特徴とする請求項１または２に記載の放射線撮像装置。
  6. 　複数の前記画素は、
    　前記第１のシンチレータで変換された光および前記第２のシンチレータで変換された光を前記電気信号に変換する第１の画素と、
    　前記第２のシンチレータで変換された光を前記電気信号に変換する第２の画素と、
    　を含むことを特徴とする請求項５に記載の放射線撮像装置。
  7. 　前記第２の画素は、前記第１のシンチレータとの間に、当該第１のシンチレータで変換された光を遮光する遮光層を備えることを特徴とする請求項６に記載の放射線撮像装置。
  8. 　前記凹部に設けられる前記有機樹脂層および前記シンチレータは、ともに前記凹部の底部および側部に設けられていることを特徴とする請求項４乃至７のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
  9. 　前記有機樹脂層は、エチレン酢酸ビニル系の樹脂、または、アクリル基、エポキシ基およびウレタン結合のいずれかを含む樹脂であることを特徴とする請求項１乃至８のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
  10. 　前記有機樹脂層は、両親媒性を有する樹脂であることを特徴とする請求項１乃至９のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
  11. 　複数の前記画素の動作を制御する制御部と、
    　複数の前記画素から出力される前記電気信号を処理する信号処理部と、
    　を更に有することを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
  12. 　請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の放射線撮像装置と、
    　前記放射線を照射する放射線源と、
    　を有することを特徴とする放射線撮像システム。
  13. 　入射した放射線を電気信号として取得する放射線撮像装置の製造方法であって、
    　光を前記電気信号に変換する画素が複数設けられたセンサ基板を形成する工程と、
    　前記放射線を前記光に変換するシンチレータを形成する工程と、
    　前記シンチレータと前記センサ基板との間であって前記シンチレータに接触して設けられ、前記シンチレータとの剥離強度が０．４Ｎ／ｍｍ２以上である有機樹脂層を形成する工程と、
    　を有することを特徴とする放射線撮像装置の製造方法。
  14. 　放射線が入射する側に位置する第１の面に、光を電気信号に変換する画素が複数設けられたセンサ基板と、
    　前記センサ基板の前記第１の面とは反対側に位置する第２の面に形成された凹部に設けられ、前記放射線を前記光に変換する第１のシンチレータと、
    　を有し、
    　前記第１の面と前記凹部の頂部との長さをＬとしたとき、当該長さＬの１／２の位置を通り且つ前記第１の面と平行である直線と、当該直線が前記凹部の側部と交わる点において当該凹部の側部に接する接線とのなす角度θが、３０°＜θ＜６０°であり、
    　前記凹部の底部と前記凹部の側部とが丸みの部分を有して連続しており、当該丸みの部分の形状に基づく円の半径Ｒが、Ｒ＞１０μｍである
    　ことを特徴とする放射線撮像装置。
  15. 　前記センサ基板の前記第１の面の側に設けられ、前記放射線を前記光に変換する第２のシンチレータを更に有することを特徴とする請求項１４に記載の放射線撮像装置。
  16. 　複数の前記画素は、
    　前記第１のシンチレータで変換された光および前記第２のシンチレータで変換された光を前記電気信号に変換する第１の画素と、
    　前記第１のシンチレータで変換された光を前記電気信号に変換する第２の画素と、
    　を含むことを特徴とする請求項１５に記載の放射線撮像装置。
  17. 　前記第２の画素は、前記第２のシンチレータとの間に、当該第２のシンチレータで変換された光を遮光する遮光層を備えることを特徴とする請求項１６に記載の放射線撮像装置。
  18. 　複数の前記画素の動作を制御する制御部と、
    　複数の前記画素から出力される前記電気信号を処理する信号処理部と、
    　を更に有することを特徴とする請求項１４乃至１７のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
  19. 　請求項１４乃至１８のいずれか１項に記載の放射線撮像装置と、
    　前記放射線を照射する放射線源と、
    　を有することを特徴とする放射線撮像システム。
  20. 　入射した放射線を電気信号として取得する放射線撮像装置の製造方法であって、
    　前記放射線が入射する側に位置する第１の面に、光を前記電気信号に変換する画素が複数設けられたセンサ基板を形成する工程と、
    　前記センサ基板の前記第１の面とは反対側に位置する第２の面に形成された凹部に、前記放射線を前記光に変換するシンチレータを形成する工程と、
    　を有し、
    　前記第１の面と前記凹部の頂部との長さをＬとしたとき、当該長さＬの１／２の位置を通り且つ前記第１の面と平行である直線と、当該直線が前記凹部の側部と交わる点において当該凹部の側部に接する接線とのなす角度θが、３０°＜θ＜６０°であり、
    　前記凹部の底部と前記凹部の側部とが丸みの部分を有して連続しており、当該丸みの部分の形状に基づく円の半径Ｒが、Ｒ＞１０μｍである
    　ことを特徴とする放射線撮像装置の製造方法。
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