[go: up one dir, main page]
More Web Proxy on the site http://driver.im/

CN102918419B - 放射线摄影装置 - Google Patents

放射线摄影装置 Download PDF

Info

Publication number
CN102918419B
CN102918419B CN201180026236.7A CN201180026236A CN102918419B CN 102918419 B CN102918419 B CN 102918419B CN 201180026236 A CN201180026236 A CN 201180026236A CN 102918419 B CN102918419 B CN 102918419B
Authority
CN
China
Prior art keywords
radioactive ray
light
substrate
radiation detector
scintillater
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201180026236.7A
Other languages
English (en)
Other versions
CN102918419A (zh
Inventor
中津川晴康
西纳直行
大田恭义
阿贺野俊孝
成行书史
岩切直人
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fujifilm Corp
Original Assignee
Fujifilm Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Fujifilm Corp filed Critical Fujifilm Corp
Publication of CN102918419A publication Critical patent/CN102918419A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN102918419B publication Critical patent/CN102918419B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4266—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of detector units
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4283—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by a detector unit being housed in a cassette
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/50—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications
    • A61B6/502—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications for diagnosis of breast, i.e. mammography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/56—Details of data transmission or power supply, e.g. use of slip rings

Landscapes

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

Abstract

本发明提供一种放射线摄影装置，能够抑制灵敏度降低并且摄影清晰度高的放射线图像。即，按照从TFT基板侧入射透过了被摄体的放射线的方式配置依次层叠了闪烁器和TFT基板的放射线检测器，闪烁器通过被照射放射线而发光，TFT基板设置了多个构成为包含通过接受光而产生电荷的有机光电变换材料的传感器部。

Description

放射线摄影装置
技术领域
本发明涉及放射线摄影装置。
背景技术
近年来，在TFT(Thin Film Transistor，薄膜晶体管)有源矩阵基板上配置放射线感应层，并且能够将X射线等放射线直接变换为数字数据的FPD(Flat Panel Detector，平板探测器)等放射线检测器得到实用化。使用了该放射线检测器的放射线摄影装置与以往的使用了X射线胶片、成像板的放射线摄影装置相比，具有能够立即确认图像，并且能够执行连续进行放射线图像的摄影的透视摄影(运动图像摄影)这样的优点。
对于这种放射线检测器，提出了多种类型的检测器，例如，有如下的间接变换方式：先利用CsI:Tl、GOS(Gd2O2S:Tb)等的闪烁器将放射线变换为光，再利用光电二极管等的传感器部将变换后的光变换为电荷进行蓄积。在放射线摄影装置中，将放射线检测器中所蓄积的电荷作为电信号读出，并且将读出的电信号利用放大器放大后，利用A/D(模拟/数字)变换部变换为数字数据。
作为关于这种放射线检测器的技术，在日本特开2002-168806号公报中公开了如下技术：按照从闪烁器侧入射透过了被摄体的放射线的方式配置放射线检测器，利用由不透过放射线的材料构成的掩模部件覆盖闪烁器的放射线的照射面侧的一部分，通过比较从由掩模部件覆盖的区域和未覆盖的区域的光电二极管分别输出的暗电流，从而求出放射线检测器的劣化程度。
此外，在日本特开2009-32854号公报中记载了通过有机光电变换材料形成传感器部的放射线检测器。
发明内容
(发明所要解决的课题)
但是，对于放射线检测器，既可以从设置了闪烁器的正面侧照射放射线(表面照射)，又可以从基板侧(背面侧)照射放射线(背面照射)。
放射线检测器在背面照射的情况下，因为闪烁器处的发光在基板附近产生，所以可获得清晰度高的图像，但是因为放射线透过基板时在基板中发生放射线的吸收，所以灵敏度降低。
另一方面，放射线检测器在表面照射的情况下，因为没有基板处的放射线吸收，所以不发生灵敏度的降低，但是闪烁器越厚则闪烁器处的发光离基板越远，所以获得的图像的清晰度变低。
本发明提供一种放射线摄影装置，能够在抑制灵敏度降低的同时摄影清晰度高的放射线图像。
(用于解决课题的手段)
本发明的第1方式所涉及的放射线摄影装置具备放射线检测器，所述放射线检测器依次层叠发光层和基板，并且按照从所述基板侧入射透过了被摄体的放射线的方式被配置，所述发光层通过被照射放射线而发光，所述基板设置有多个构成为包含通过接受光而产生电荷的有机光电变换材料的传感器部。
根据本发明的第1方式，放射线检测器依次层叠了通过被照射放射线而发光的发光层、和设置有多个构成为包含通过接受光而产生电荷的有机光电变换材料的传感器部的基板。
而且，放射线检测器按照从基板侧入射透过了被摄体的放射线的方式被配置。
如此，根据本发明的第1方式，透过了被摄体的放射线从放射线摄影装置的基板侧入射，透过基板到达发光层使发光层发光，设置在基板上的传感器部接受在发光层发出的光，因为在发光层的发光靠近基板而产生，所以可以获得清晰度高的图像。此外，根据本发明，传感器部构成为包含有机光电变换材料，因为在传感器部几乎不吸收放射线，所以能够抑制灵敏度的降低。
另外，本发明的第2方式在上述第1方式中优选基板由塑料树脂、芳纶、生物纳米纤维、具有可挠性的玻璃基板之中的任一种构成。
此外，本发明的第3方式在上述方式中可以在基板上与传感器部对应地形成薄膜晶体管，该薄膜晶体管在活性层包含非晶质氧化物而构成，用于读出在各传感器部产生的电荷。
此外，本发明的第4方式在上述方式中可以将基板贴附在框体内的被透过了被摄体的放射线照射的摄影区域。
此外，本发明的第5方式在上述方式中优选使所述发光层构成为包含CsI的柱状结晶，使所述有机光电变换材料为喹吖啶酮。
此外，本发明的第6方式在上述方式中可以还具备袋体，其被配置为与所述放射线检测器的设置了多个所述传感器部的检测区域重叠，并且与该检测区域对置的对置面至少具有透光性；容器，其贮存了被照射放射线时发光的液体闪烁器；和执行机构，其进行所述容器中所贮存的液体闪烁器向所述袋体的注入、以及注入到该袋体内的液体闪烁器的取出。
此外，本发明的第7方式在上述方式中可以按照重叠的方式配置所述发光层针对放射线的发光特性不同的两个所述放射线检测器。
此外，本发明的第8方式在上述第7方式中所述两个放射线检测器的发光层可以被进行各发光层的厚度、各发光层中填充的通过被照射放射线而发光的粒子的粒径、该粒子的多层构造、该粒子的填充率、活化剂的掺杂量、各发光层的材料、以及各发光层的层构造中的至少一个的变更、以及使所述光向各发光层的与所述基板非对置的面反射的反射层的形成之中的任一种。
进而，本发明的第9方式在上述第1方式、第2方式中，可以在所述基板上还形成用于读出在所述传感器部产生的电荷的薄膜晶体管，所述传感器部使用了宽能带隙半导体基板而构成，所述放射线检测器依次层叠所述发光层、所述传感器部、所述薄膜晶体管，并且被配置为从所述薄膜晶体管侧照射所述放射线。
(发明效果)
本发明的放射线摄影装置能够在抑制灵敏度的降低的同时摄影清晰度高的放射线图像。
附图说明
图1是表示例示的实施方式所涉及的放射线检测器的3像素部分的概略构成的剖面示意图。
图2是示意性表示例示的实施方式所涉及的放射线检测器的1像素部分的信号输出部的构成的剖视图。
图3是表示例示的实施方式所涉及的放射线检测器的构成的俯视图。
图4是表示第1例示的实施方式所涉及的电子盒的构成的立体图。
图5是表示第1例示的实施方式所涉及的电子盒的构成的剖视图。
图6是表示第1例示的实施方式所涉及的电子盒的电气系统的主要部分构成的框图。
图7是用于说明放射线X对放射线检测器的表面照射和背面照射的剖视图。
图8是表示第2例示的实施方式所涉及的摄影部的构成的剖视图。
图9是表示闪烁器的小粒子和大粒子的多层构造的示意图。
图10是表示在闪烁器的与TFT基板相反侧的面上形成了反射层的情况下的构成的剖视图。
图11是表示第2例示的实施方式所涉及的电子盒的构成的立体图。
图12是表示第2例示的实施方式所涉及的电子盒的构成的剖视图。
图13是表示第2例示的实施方式所涉及的电子盒的电气系统的主要部分构成的框图。
图14是表示其他例示的实施方式所涉及的放射线检测器的构成的剖视图。
图15是表示其他例示的实施方式所涉及的放射线摄影装置的概略构成的侧视图。
图16是表示其他例示的实施方式所涉及的电子盒的构成的立体图。
图17是表示其他例示的实施方式所涉及的摄影部的构成的剖视图。
图18是表示其他例示的实施方式所涉及的摄影部的构成的剖视图。
图19是表示其他例示的实施方式所涉及的摄影部的构成的剖视图。
图20是表示其他例示的实施方式所涉及的摄影部的构成的剖视图。
图21是表示其他例示的实施方式所涉及的可开闭的电子盒的构成的立体图。
图22是表示其他例示的实施方式所涉及的可开闭的电子盒的构成的立体图。
图23是表示其他例示的实施方式所涉及的可开闭的电子盒的构成的剖视图。
图24是表示其他例示的实施方式所涉及的可翻转的电子盒的构成的立体图。
图25是表示其他例示的实施方式所涉及的可翻转的电子盒的构成的立体图。
图26是表示其他例示的实施方式所涉及的可翻转的电子盒的构成的剖视图。
图27是表示例示的实施方式所涉及的放射线检测器的构成的一例的剖视图。
图28是表示CsI(Tl)的发光特性以及喹吖啶酮的吸收波长范围的曲线图。
图29是表示放大了放射线检测器的柱状结晶以及传感器部部分的概略放大图。
图30是表示各种材料的灵敏度特性的一例的曲线图。
图31是表示各种材料的灵敏度特性的一例的曲线图。
具体实施方式
以下，参照附图来说明用于实施本发明的方式。
[第1例示的实施方式]
首先，先对本例示的实施方式所涉及的间接变换方式的放射线检测器20的构成进行说明。
图1是概略地表示本发明的例示的实施方式的放射线检测器20的3个像素部分的构成的剖面示意图。
该放射线检测器20在绝缘性的基板1上依次层叠有信号输出部14、传感器部13、以及闪烁器8，通过信号输出部14、传感器部13构成了像素部。像素部在基板1上排列了多个，按照各像素部中的信号输出部14和传感器部13有重叠的方式来构成。
闪烁器8隔着透明绝缘膜7形成在传感器部13上，是对将从上方(与基板1相反侧)入射来的放射线变换为光从而进行发光的荧光体进行成膜而得到的。闪烁器8吸收透过了被摄体的放射线而发光。
闪烁器8发出的光的波段优选位于可见光域(波长360nm～830nm)，为了通过该放射线检测器20能够进行单色摄像，进一步优选包含绿色的波段。
作为用于闪烁器8的荧光体，具体而言，在使用X射线作为放射线进行摄像的情况下，优选包含碘化铯(CsI)，特别优选使用X射线照射时的发光光谱位于例如420nm～700nm的CsI(Tl)。另外，CsI(Tl)的可见光域中的发光峰值波长是565nm。
传感器部13具有上部电极6、下部电极2、以及配置于该上下电极间的光电变换膜4，光电变换膜4由吸收闪烁器8发出的光从而产生电荷的有机光电变换材料构成。
上部电极6由于需要使由闪烁器8生成的光入射至光电变换膜4，因此优选利用至少对于闪烁器8的发光波长而言为透明的导电性材料构成。具体而言，对于上部电极6，优选使用针对可见光的透过率高、电阻值小的透明导电性氧化物(TCO；Transparent Conducting Oxide)。另外，尽管还能使用Au等金属薄膜来作为上部电极6，但若想得到90％以上的透过率，则电阻值容易增大，因此更优选TCO。例如，能够优选使用ITO、IZO、AZO、FTO、SnO2、TiO2、ZnO2等，从工艺简易性、低电阻性、透明性的观点出发，最优选ITO。另外，上部电极6既可以设为在全部像素部中公共的一片构成，也可以按每个像素部进行分割。
光电变换膜4包含有机光电变换材料，吸收从闪烁器8发出的光，并产生与吸收的光相应的电荷。若是这样包含有机光电变换材料的光电变换膜4，则在可见域具有尖锐的吸收光谱，基于闪烁器8的发光以外的电磁波几乎不会被光电变换膜4吸收，能有效地抑制因X射线等放射线被光电变换膜4吸收而产生的噪声。
为了效率最好地吸收由闪烁器8发出的光，优选构成光电变换膜4的有机光电变换材料的吸收峰值波长与闪烁器8的发光峰值波长越接近越好。尽管有机光电变换材料的吸收峰值波长与闪烁器8的发光峰值波长一致是理想情况，但若双方的差较小，则能够充分吸收从闪烁器8发出的光。具体而言，优选使有机光电变换材料的吸收峰值波长、与闪烁器8针对放射线的发光峰值波长之差为10nm以内，进一步优选为5nm以内。
作为能满足这样的条件的有机光电变换材料，例如列举喹吖啶酮系有机化合物以及酞菁系有机化合物。例如喹吖啶酮的可见域中的吸收峰值波长是560nm，因此若使用喹吖啶酮作为有机光电变换材料，使用CsI(Tl)作为闪烁器8的材料，则能使上述峰值波长之差为5nm以内，从而能使在光电变换膜4产生的电荷量几乎为最大。
接下来，对于能够适用于本例示的实施方式所涉及的放射线检测器20的光电变换膜4进行具体说明。
本发明所涉及的放射线检测器20中的电磁波吸收/光电变换部位可以由一对电极2、6、和夹在该电极2、6间的包含有机光电变换膜4的有机层构成。更具体而言，该有机层能够通过吸收电磁波的部位、光电变换部位、电子输送部位、空穴输送部位、电子阻挡部位、空穴阻挡部位、结晶化防止部位、电极、以及层间接触改良部位等的堆叠或者混合来形成。
上述有机层优选含有有机p型化合物或者有机n型化合物。
有机p型半导体(化合物)是主要以空穴输送性有机化合物为代表的施主性有机半导体(化合物)，是指具有易于供给电子的性质的有机化合物。进一步详细地说，有机p型半导体(化合物)在使2个有机材料接触来进行使用时是指电离势更小的那个有机化合物。因此，作为施主性有机化合物，只要是具有电子供给性的有机化合物，就能使用任一种有机化合物。
有机n型半导体(化合物)是主要以电子输送性有机化合物为代表的受主性有机半导体(化合物)，是指具有易于接受电子的性质的有机化合物。进一步详细地说，有机n型半导体(化合物)在主要使2个有机化合物接触来进行使用时是指电子亲和力更大的那个有机化合物。因此，作为受主性有机化合物，只要是具有电子接受性的有机化合物，就能使用任一种有机化合物。
关于能应用为该有机p型半导体以及有机n型半导体的材料、以及光电变换膜4的构成，在日本特开2009-32854号公报中进行了详细的说明，故省略说明。
关于光电变换膜4的厚度，在吸收来自闪烁器8的光这一点上优选为膜厚越大越好。但是，光电变换膜4若厚度达到某程度以上，则因从光电变换膜4的两端施加的偏置电压而在光电变换膜4产生的电场的强度下降从而变得不能收集电荷。因此，光电变换膜4的厚度优选为30nm以上300nm以下，进一步优选为50nm以上250nm以下，特别优选为80nm以上200nm以下。
另外，在图1所示的放射线检测器20中，光电变换膜4既可以是在全部像素部中为公共的一片构成，也可以按每个像素部进行分割。
下部电极2设为按每个像素部分割的薄膜。下部电极2能够由透明或者不透明的导电性材料构成，能够适当地使用铝、银等。
下部电极2的厚度例如能够设为30nm以上300nm以下。
在传感器部13中，通过对上部电极6与下部电极2之间施加给定的偏置电压，能使在光电变换膜4产生的电荷(空穴、电子)之中的一者向着上部电极6移动，另一者向着下部电极2移动。在本实施方式的放射线检测器20中，设与上部电极6连接有布线，并经由该布线对上部电极6施加偏置电压。另外，关于偏置电压，设按照在光电变换膜4产生的电子向上部电极6移动、空穴向下部电极2移动的方式决定了极性，但该极性也可以相反。
构成各像素部的传感器部13至少包含下部电极2、光电变换膜4以及上部电极6即可。但是，在传感器部13中，为了抑制暗电流的增加，优选设置电子阻挡膜3以及空穴阻挡膜5的至少一种，更优选设置两者。
电子阻挡膜3能够设置在下部电极2与光电变换膜4之间，能够抑制在对下部电极2与上部电极6间施加了偏置电压时从下部电极2向光电变换膜4注入电子从而暗电流增加的情形。
对于电子阻挡膜3，能够使用电子供给性有机材料。
实际用于电子阻挡膜3的材料，根据相邻的电极的材料以及相邻的光电变换膜4的材料等来进行选择即可，优选电子亲和力(Ea)比相邻的电极的材料的功函数(Wf)大1.3eV以上、且具有与相邻的光电变换膜4的材料的电离势(Ip)相等的Ip或者比其小的Ip的材料。关于能应用为该电子供给性有机材料的材料，在日本特开2009-32854号公报中进行了详细的说明，故省略说明。另外，光电变换膜4可以进一步含有富勒烯(fullerene)或者碳纳米管来形成。
为了使暗电流抑制效果可靠地发挥，并且防止传感器部13的光电变换效率的降低，电子阻挡膜3的厚度优选为10nm以上200nm以下，进一步优选为30nm以上150nm以下，特别优选为50nm以上100nm以下。
空穴阻挡膜5能够设置在光电变换膜4和上部电极6之间，在对下部电极2和上部电极6间施加了偏置电压时，能够抑制从上部电极6向光电变换膜4注入空穴从而暗电流增加。
对于空穴阻挡膜5，能够使用电子接受性有机材料。
为了使暗电流抑制效果可靠地发挥，并且防止传感器部13的光电变换效率的降低，空穴阻挡膜5的厚度优选为10nm以上200nm以下，进一步优选为30nm以上150nm以下，特别优选为50nm以上100nm以下。
实际用于空穴阻挡膜5的材料能够根据相邻的电极的材料以及相邻的光电变换膜4的材料等来选择，优选电离势(Ip)比相邻的电极的材料的功函数(Wf)大1.3eV以上、且具有与相邻的光电变换膜4的材料的电子亲和力(Ea)相等的Ea或者比其大的Ea的材料。关于能应用为该电子接受性有机材料的材料，在日本特开2009-32854号公报中进行了详细的说明，故省略说明。
另外，在按照在光电变换膜4产生的电荷之中空穴向上部电极6移动、电子向下部电极2移动的方式设定偏置电压的情况下，使电子阻挡膜3与空穴阻挡膜5的位置相反即可。另外，也可以不设置电子阻挡膜3和空穴阻挡膜5这两者，只要设置其中一者，就能得到一定程度的暗电流抑制效果。
在各像素部的下部电极2下方的基板1的表面形成有信号输出部14。
图2概略地示出了信号输出部14的构成。
与下部电极2对应地，形成有对移动至下部电极2的电荷进行蓄积的电容器9、以及将电容器9中所蓄积的电荷变换成电信号并输出的场效应型薄膜晶体管(Thin Film Transistor，以下有时仅称为薄膜晶体管)10。形成有电容器9以及薄膜晶体管10的区域俯视下具有与下部电极2重叠的部分，通过设为这样的构成，在上述区域，各像素部中的信号输出部14与传感器部13在厚度方向上有重叠。此外，为了使放射线检测器20(像素部)的平面面积最小，期望形成有电容器9以及薄膜晶体管10的区域被下部电极2完全覆盖。
电容器9通过贯穿基板1与下部电极2之间所设置的绝缘膜11而形成的导电性材料的布线，来与对应的下部电极2电连接。由此，能使由下部电极2捕获的电荷向着电容器9移动。
薄膜晶体管10形成为层叠栅极电极15、栅极绝缘膜16、以及活性层(沟道层)17，并且在活性层17上空出给定间隔形成有源极电极18和漏极电极19。
活性层17例如能够由非晶硅、非晶质氧化物、有机半导体材料、碳纳米管等形成。另外，构成活性层17的材料并不限定于此。
作为能够构成活性层17的非晶质氧化物，优选包含In、Ga以及Zn之中的至少1种在内的氧化物(例如In-O系)，进一步优选包含In、Ga以及Zn之中的至少2种在内的氧化物(例如In-Zn-O系、In-Ga-O系、Ga-Zn-O系)，特别优选包含In、Ga以及Zn在内的氧化物。作为In-Ga-Zn-O系非晶质氧化物，优选以结晶状态下的组成为InGaO3(ZnO)m(m为小于6的自然数)所表示的非晶质氧化物，特别地，更优选InGaZnO4。另外，能够构成活性层17的非晶质氧化物并不限定于此。
作为能够构成活性层17的有机半导体材料，可以列举酞菁化合物、并五苯、氧钒酞菁等，但是并不限定于此。另外，对于酞菁化合物的构成，在日本特开2009-212389号公报中进行了详细说明，故省略说明。
若设利用非晶质氧化物、有机半导体材料、碳纳米管形成了薄膜晶体管10的活性层17，则不吸收X射线等的放射线，或者即使吸收也只吸收极其微量，因此能有效地抑制信号输出部14中的噪声的产生。
此外，在利用碳纳米管形成了活性层17的情况下，能够使薄膜晶体管10的开关速度高速化，此外，能够形成在可见光域的光的吸收程度低的薄膜晶体管10。另外，在用碳纳米管形成活性层17的情况下，因为即使在活性层17中混入极微量的金属性杂质，薄膜晶体管10的性能也显著下降，所以需要通过离心分离等分离/提取极其高纯度的碳纳米管来形成。
这里，上述的非晶质氧化物、有机半导体材料、碳纳米管、有机光电变换材料都可以在低温下进行成膜。因此，作为基板1，不限于半导体基板、石英基板、以及玻璃基板等耐热性高的基板，还能使用塑料等可挠性基板、芳纶、生物纳米纤维。具体而言，能使用聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚对苯二甲酸丁二醇酯、聚萘二甲酸乙二酯等聚酯纤维、聚苯乙烯、聚碳酸酯、聚醚砜、聚芳酯、聚酰亚胺、聚环烯、降冰片烯树脂、聚(三氟氯乙烯)等可挠性基板。若使用这样的塑料制的可挠性基板，则还能谋求轻量化，例如对搬运等有利。
此外，在基板1可以设置用于确保绝缘性的绝缘层、用于防止透过水分或氧的气体阻隔层、用于提高平坦性或与电极等的贴紧性的底涂层等。
芳纶能应用200度以上的高温工艺，因此能使透明电极材料高温硬化从而低电阻化，另外，还能应对包含焊料的回流工序在内的驱动器IC的自动安装。另外，芳纶的热膨胀系数与ITO(indium tin oxide，氧化铟锡)或玻璃基板接近，因此制造后的翘曲变形少，难开裂。另外，芳纶与玻璃基板等相比能将基板形成得较薄。此外，可以将超薄型玻璃基板与芳纶进行层叠来形成基板1。
生物纳米纤维是对细菌(醋酸菌，Acetobacter Xylinum)产出的纤维素微纤丝束(细菌纤维素)与透明树脂进行复合而得到的。纤维素微纤丝束具有宽50nm和相对于可见光波长为1/10的尺寸，且高强度、高弹性、低热膨胀。通过在细菌纤维素中使丙烯酸树脂、环氧树脂等透明树脂浸渍/硬化，来得到在含有60-70％的纤维的同时以波长500nm呈约90％的光透过率的生物纳米纤维。生物纳米纤维具有与硅晶体匹敌的低热膨胀系数(3-7ppm)、钢铁般的强度(460MPa)、高弹性(30GPa)，且具挠性，因此与玻璃基板等相比能更薄地形成基板1。
在本例示的实施方式中，在基板1上依次形成信号输出部14、传感器部13、以及透明绝缘膜7，在该基板1上使用光吸收性低的粘接树脂等来贴附闪烁器8，由此形成了放射线检测器20。以下，将形成至透明绝缘膜7的基板1称为TFT基板30。
在TFT基板30，如图3所示，沿一定方向(图3的行方向)以及相对于一定方向的交叉方向(图3的列方向)二维地设有多个包含上述的传感器部13、电容器9、以及薄膜晶体管10而构成的像素32。
此外，在放射线检测器20中，设置有：沿一定方向(行方向)延伸设置的用于使各薄膜晶体管10导通/截止的多条栅极布线34、以及沿交叉方向(列方向)延伸设置的用于经由导通状态的薄膜晶体管10来读出电荷的多条数据布线36。
放射线检测器20为平板状且形成为俯视下外缘具有4边的四边形形状。具体而言形成为矩形形状。
接下来，说明内置该放射线检测器20并且摄影放射线图像的可移动型的放射线摄影装置(以下称为电子盒)40的构成。
在图4中示出表示电子盒40的构成的立体图。
电子盒40具备由使放射线透过的材料构成的平板状的框体41，构成为具有防水性、密闭性的构造。在框体41的内部，从被照射放射线X的框体41的照射面侧起依次配设有检测透过了被摄体的放射线X的放射线检测器20、以及吸收放射线X的背散射线的铅板43。框体41中，将与平板状的一个面的放射线检测器20的配设位置对应的区域设为能检测放射线的四边形形状的摄影区域41A。如图5所示，放射线检测器20按照TFT基板30成为摄影区域41A侧的方式进行配置，并且贴附在构成摄影区域41A的框体41内侧。
此外，在框体41的内部的一端侧，在不与放射线检测器20重叠的位置(摄影区域41A的范围外)配置有用于容纳后述的盒控制部58、电源部70的壳体42。
在图6中示出表示本例示的实施方式所涉及的电子盒40的电气系统的主要部分构成的框图。
放射线检测器20在相邻的两边的一边侧配置栅极线驱动器52，在另一边侧配置信号处理部54。TFT基板30的各个栅极布线34连接于栅极线驱动器52，TFT基板30的各个数据布线36连接于信号处理部54。
此外，在框体41的内部具备图像存储器56、盒控制部58和无线通信部60。
TFT基板30的各薄膜晶体管10通过从栅极线驱动器52经由栅极布线34而被提供的信号，以行为单位被依次导通，由被设为导通状态的薄膜晶体管10读出的电荷作为电信号被数据布线36传输而输入至信号处理部54。据此，电荷以行为单位被依次读出，能取得二维状的放射线图像。
虽然省略图示，但信号处理部54按各个数据布线36具备对所输入的电信号进行放大的放大电路以及采样保持电路，被各个数据布线36传输的电信号在放大电路放大后在采样保持电路被保持。另外，与采样保持电路的输出侧依次连接有：多路转换器、A/D(模拟/数字)变换器，在各个采样保持电路中所保持的电信号被依次(串行地)输入至多路转换器，并由A/D变换器变换成数字的图像数据。
与信号处理部54连接有图像存储器56，从信号处理部54的A/D变换器输出的图像数据被依次存储至图像存储器56。图像存储器56具有能存储给定张数的图像数据的存储容量，在每次进行放射线图像的摄影时，通过摄影而得到的图像数据被依次存储至图像存储器56。
图像存储器56与盒控制部58连接。盒控制部58通过微型计算机构成，具备CPU(中央处理装置)58A、包含ROM以及RAM的存储器58B、由闪速存储器等构成的非易失性存储部58C，控制电子盒40整体的动作。
此外，与盒控制部58连接有无线通信部60。无线通信部60与以IEEE(Institute of Electrical and Electronics Engineers，电气电子工程师协会)802.11a/b/g/n等为代表的无线LAN(Local Area Network，局域网)规格对应，对基于无线通信的与外部设备之间的各种信息的传输进行控制。盒控制部58被设为能经由无线通信部60来与对放射线摄影整体进行控制的控制台等外部装置进行无线通信，被设为能与控制台之间进行各种信息的收发。
此外，在电子盒40设有电源部70，上述的各种电路、各元件(作为栅极线驱动器52、信号处理部54、图像存储器56、无线通信部60、盒控制部58而发挥功能的微型计算机)通过从电源部70提供的电力来工作。电源部70为了不损害电子盒40的可移动性，内置有蓄电池(可充电的二次电池)，从充电后的蓄电池向各种电路/元件提供电力。此外，在图6中，省略了对电源部70和各种电路、各元件进行连接的布线。
接下来，说明本例示的实施方式所涉及的电子盒40的作用。
本例示的实施方式所涉及的电子盒40在对放射线图像进行摄影的情况下，将摄影区域41A设为上，如图5所示，与产生放射线的放射线发生装置80空开间隔来配置，在摄影区域上配置患者的摄影对象部位B。放射线发生装置80产生与预先提供的摄影条件等相对应的放射线量的放射线X。从放射线发生装置80射出的放射线X透过摄影对象部位B而承载图像信息后照射到电子盒40。
从放射线发生装置80照射的放射线X透过了摄影对象部位B后到达电子盒40。据此，在电子盒40中内置的放射线检测器20的各传感器部13产生与所照射的放射线X的线量相对应的电荷，在电容器9中蓄积由传感器部13产生的电荷。
盒控制部58在照射放射线X结束后控制栅极线驱动器52，从栅极线驱动器52向放射线检测器20的各栅极布线34逐行地依次输出ON信号从而进行图像信息的读出。从放射线检测器20读出的图像信息存储在图像存储器56中。
其中，如图5所示，本例示的实施方式所涉及的电子盒40按照从TFT基板30侧照射放射线X的方式内置有放射线检测器20。
这里，如图7所示，放射线检测器20在从形成了闪烁器8的正面侧被照射放射线X(也称为“表面照射”、“背面读取方式”(所谓PSS(Penetration Side Sampling，透过侧采样)方式))的情况下，在闪烁器8的上面侧(TFT基板30的相反侧)比较强地进行发光，在从TFT基板30侧(背面侧)照射放射线X(也称为“背面照射”、“表面读取方式”(所谓ISS(Irradiation Side Sampling，照射侧采样)方式)))的情况下，透过了TFT基板30的放射线X入射到闪烁器8从而在闪烁器8的TFT基板30侧比较强地进行发光。在设置在TFT基板30上的各传感器部13，通过在闪烁器8发生的光而产生电荷。因此，放射线检测器20在从背面侧被照射放射线X的情况下，与从正面侧被照射放射线X的情况相比，闪烁器8相对于TFT基板30的发光位置较近，所以由摄影所获得的放射线图像的分辨率较高。
此外，放射线检测器20由有机光电变换材料构成光电变换膜4，在光电变换膜4几乎不吸收放射线。因此，本例示的实施方式所涉及的放射线检测器20，即使在通过背面照射从而放射线透过TFT基板30的情况下光电变换膜4处的放射线的吸收量也较少，所以能够抑制针对放射线X的灵敏度下降。在背面照射下，虽然放射线透过TFT基板30到达闪烁器8，但是在如此通过有机光电变换材料构成TFT基板30的光电变换膜4的情况下，在光电变换膜4的放射线的吸收几乎没有，能够将放射线的衰减抑制得较少，所以适于背面照射。
此外，构成薄膜晶体管10的活性层17的非晶质氧化物、构成光电变换膜4的有机光电变换材料都可以在低温下进行成膜。因此，能够利用放射线的吸收较少的塑料树脂、芳纶、生物纳米纤维形成基板1。如此形成的基板1因为放射线的吸收量少，所以即使在通过背面照射从而放射线透过TFT基板30的情况下，也能够抑制针对放射线X的灵敏度降低。
此外，根据本例示的实施方式，如图5所示，按照TFT基板30成为摄影区域41A侧的方式将放射线检测器20贴附在框体41内的摄影区域41A部分，但是在利用刚性高的塑料树脂、芳纶、生物纳米纤维形成基板1的情况下，因为放射线检测器20本身的刚性高，所以能够将框体41的摄影区域41A部分形成得较薄。此外，在利用刚性高的塑料树脂、芳纶、生物纳米纤维形成基板1的情况下，因为放射线检测器20本身具有可挠性，所以即使在对摄影区域41A施加冲击的情况下，也不易损坏放射线检测器20。
此外，在支撑体上形成了闪烁器8后，将其与TFT基板30重叠地进行配置来获得放射线检测器20，但是对于闪烁器8和TFT基板30的重叠方法，不做特别限制，只要两者光学耦合即可。作为使两者重叠来进行配置的方法，可以采用使两者对置来直接紧贴的方法、和通过任一种粘合层、平坦化层来使其紧贴的方法的任一种。
此外，例如，如图27所示，作为闪烁器8，例如，在蒸镀基板250上通过蒸镀而形成CsI(Tl)的柱状结晶，并且由喹吖啶酮形成TFT基板30的各传感器部13的光电变换膜4，按照形成了柱状结晶的面侧朝向TFT基板30的方式贴附闪烁器8和TFT基板30来形成放射线检测器20的情况下，能够提高通过摄影所获得的放射线图像的MTF(modulation transferfunction，调制传递函数)特性。
如图28所示，CsI(Tl)的发光峰值波长为565nm，但是所发出的光中包含广范围的波段(400nm～700nm)的光。另一方面，喹吖啶酮对于430nm～620nm的波段的光具有灵敏度。
此外，闪烁器8在设为CsI(Tl)的柱状结晶的情况下，通过照射放射线从而在各柱状结晶内发生光。如图29所示，在柱状结晶252内所发生的光，在入射到柱状结晶252与外部的界面254的入射角度θ超过全反射的临界角(例如34°)的情况下，在柱状结晶252内进行全反射，在临界角以内的情况下，一部分透过到外部。因此，如图29所示，存在透过了柱状结晶252A的光入射到相邻的柱状结晶252B的情况。该透过的光在界面254发生折射从而行进方向变化。在柱状结晶252A发生并且向外部透过的光入射到界面254的角度1和从界面254出射的角度2、透过的光从相邻的柱状结晶252B的界面254出射的角度3之间存在角度1＞角度2＜角度3的关系。此外，由于折射而产生的角度3相对于行进方向的角度1的角度变化，对于波长越短的光越大，对于波长越长的光越小。对于透过到柱状结晶252B的光，越是波长越长的光，由于折射而产生的角度变化越小，所以在柱状结晶254B的界面254不全反射而再次透过的概率高，其结果，波长越长的光越到达远离的位置，容易发生光入射到其他像素32的传感器部13的现象。另外，在图29中，示出了提高了柱状结晶252的填充率(例如80％)的情况，因为柱状结晶252间的间隔T短，所以可以与波长无关地将柱状结晶252间的光的路径看做相同。
但是，放射线检测器20在由喹吖啶酮形成光电变换膜4的情况下，针对容易到达其他像素32的波长长的光，各传感器部13的灵敏度可以降低，所以能够使MTF特性提高。
尤其在对被检查者的乳房的放射线图像进行摄影的乳房用的放射线摄影装置(所谓乳房X射线照相术)中，要求对微小的钙化地方等微小的部位进行清晰地摄影，放射线检测器20的像素32也以小尺寸高精细地形成。放射线检测器20在高精细地形成像素32的情况下，各像素间的距离也变近，各像素32容易受到来自其他像素32的光的影响。因此，在乳房用的放射线摄影装置中使用的放射线检测器20中，由CsI(Tl)的柱状结晶形成闪烁器8，由喹吖啶酮形成TFT基板30的各传感器部13的光电变换膜4，对于摄影清晰的放射线图像是有效的。
[第2例示的实施方式]
接下来，说明第2例示的实施方式。另外，对于与第1例示的实施方式相同的部分，标注同一符号并且省略说明，仅对不同的部分进行说明。
首先，说明进行放射线图像的摄影的摄影部21的构成。
本例示的实施方式所涉及的摄影部21具有两个对由照射的放射线所示的放射线图像进行摄影的摄影系统，并且构成为能够分别读出表示由各摄影系统所摄影的放射线图像的图像信息。
具体而言，如图8所示，按照夹着使放射线透过并且对光进行遮蔽的遮光板27并且闪烁器8侧相对置的方式配置两个放射线检测器20(20A、20B)。以下，在对两个放射线检测器20A、20B的闪烁器8、TFT基板30进行区别的情况下，对放射线检测器20A的闪烁器8、TFT基板30附加符号A，对放射线检测器20B的闪烁器8、TFT基板30附加符号B来进行说明。
如此，通过在遮光板27的一个面上依次设置闪烁器8A和TFT基板30A，从而放射线检测器20A的来自一个面侧的放射线的照射成为背面照射，并且通过在遮光板27的另一个面上依次设置闪烁器8B和TFT基板30B，从而放射线检测器20B的来自另一个面侧的放射线的照射成为背面照射。此外，通过在两个放射线检测器20A、20B之间设置遮光板27，从而在闪烁器8A发生的光不透过到闪烁器8B侧，在闪烁器8B发生的光不透过到闪烁器8A侧。
这里，闪烁器8的发光特性也根据厚度而变化，越厚则发光量越多、灵敏度越高，但画质会因光散射等而下降。
此外，闪烁器8在填充例如GOS等通过被照射放射线而发光的粒子来形成的情况下，粒子的粒径越大，则发光量越多、灵敏度变得越高，但是光散射变得越多从而对相邻像素造成影响，所以画质下降。
此外，闪烁器8能够是小粒子和大粒子的多层构造。例如，如图9所示，闪烁器8在将照射侧设为小粒子的区域8A且将TFT基板30侧设为大粒子的区域8B时，图像的模糊更少，由小粒子呈放射状发出的光的倾斜分量难以到达TFT基板30，从而灵敏度下降。另外，通过改变区域8A与区域8B的比率，使大粒子的层相对于小粒子的层变多，从而闪烁器8的灵敏度变高，但光散射会对相邻的像素造成影响，因此画质下降。
此外，闪烁器8的填充率越高，灵敏度变得越高，但光的散射会变多从而画质下降。这里，填充率是指，闪烁器8的粒子的总体积/闪烁器8的体积×100而得到的值。此外，关于闪烁器8，在处理粉体时若填充率超过80％则制造困难，因此填充率优选为50～80体积％。
此外，闪烁器8的发光特性还根据活化剂的掺杂量而变化，活化剂的掺杂量越多，发光量增加的趋势越明显，但光的散射会变多从而画质下降。
此外，闪烁器8通过改变使用的材料，从而针对放射线的发光特性不同。
例如，通过用GOS来形成闪烁器8A、用CsI(Tl)来形成闪烁器8B，从而闪烁器8A成为重视灵敏度，闪烁器8B成为重视画质。
此外，闪烁器8通过设为平板状或柱状分离的层结构，来使针对放射线的发光特性不同。
例如，通过将闪烁器8A设为平板状的层结构，且将闪烁器8B设为柱状分离的层结构，从而闪烁器8A成为重视灵敏度，闪烁器8B成为重视画质。
此外，如图10所示，通过在闪烁器8的与TFT基板30为相反侧的面形成透过X射线、且反射可见光的反射层29，从而能将产生的光更高效地导向TFT基板30，所以灵敏度提高。设置该反射层的方法可以是溅射法、蒸镀法、涂敷法中的任一种。作为反射层29，优选Au、Ag、Cu、Al、Ni、Ti等，使用的闪烁器8在发光波长区域中的反射高的物质。例如，在闪烁器8为GOS:Tb的情况下，可以是波长400～600nm下反射率高的Ag、Al、Cu等，厚度在小于0.01μm时得不到反射率，而在超过3μm时无法得到反射率进一步提高的效果，因此优选0.01～3μm。
这里，闪烁器8通过组合粒子的粒径、粒子的多层结构、粒子的填充率、活化剂的掺杂量、材料、层结构的变更、以及反射层29的形成来进行，从而能使特性不同，这是不言自明的。
此外，TFT基板30A、30B通过改变光电变换膜4的材料，或在TFT基板30A与闪烁器8A之间、TFT基板30B与闪烁器8B之间形成滤波器，或者在TFT基板30A和TFT基板30B改变传感器部13的受光面积，使受光面积在重视灵敏度一侧比重视画质一侧更宽，或者在TFT基板30A和TFT基板30B改变像素间距，使像素间距在重视画质一侧比重视灵敏度一侧更窄，或者变更TFT基板30A、30B的信号的读出特性，从而能够改变TFT基板30A、30B针对光的受光特性。
在本例示的实施方式中，通过改变闪烁器8A、8B的厚度、粒子的粒径、粒子的多层结构、粒子的填充率、活化剂的掺杂量、材料、层结构，或者形成反射层29，或者在TFT基板30A与闪烁器8之间、TFT基板30B与闪烁器8之间形成滤波器，或者在TFT基板30A和TFT基板30B改变传感器部13的受光面积，使受光面积在重视灵敏度一侧比重视画质一侧更宽，或者在TFT基板30A和TFT基板30B改变像素间距，使像素间距在重视画质一侧比重视灵敏度一侧更窄，从而能够使放射线检测器20A、20B所摄影的放射线图像的特性不同。
具体而言，将放射线检测器20A设为重视画质，将放射线检测器20B设为重视灵敏度。
接下来，对内置了这种摄影部21的电子盒40的构成进行说明。
在图11中示出表示电子盒40的构成的立体图，在图12中示出电子盒40的剖视图。
电子盒40在框体41的内部配设了上述摄影部21。框体41的平板状的一个面以及另一个面的与摄影部21的配设位置对应的区域被设为摄影时被照射放射线的摄影区域41A、41B。在框体41的内部，如图12所示，按照夹着遮光板27并且放射线检测器20A成为摄影区域41A侧的方式内置摄影部21，摄影区域41A成为重视画质的摄影区域，摄影区域41B成为重视灵敏度的摄影区域。
在图13中示出表示本例示的实施方式所涉及的电子盒40的电气系统的主要部分构成的框图。
放射线检测器20A、20B分别在相邻的两边的一边侧配置栅极线驱动器52，在另一边侧配置信号处理部54。以下，在对与两个放射线检测器20A、20B对应设置的栅极线驱动器52以及信号处理部54进行区别的情况下，对与放射线检测器20A对应的栅极线驱动器52以及信号处理部54附加符号A，对与放射线检测器20B对应的栅极线驱动器52以及信号处理部54附加符号B来进行说明。
TFT基板30A的各个栅极布线34连接于栅极线驱动器52A，TFT基板30A的各个数据布线36连接于信号处理部54A，TFT基板30B的各个栅极布线34连接于栅极线驱动器52B，TFT基板30B的各个数据布线36连接于信号处理部54B。
TFT基板30A、30B的各薄膜晶体管10通过从栅极线驱动器52A、52B经由栅极布线34提供的信号以行为单位依次导通，通过成为导通状态的薄膜晶体管10读出的电荷作为电信号被数据布线36传输从而输入到信号处理部54A、54B。据此，电荷以行为单位被依次读出，能取得二维状的放射线图像。
图像存储器56与信号处理部54A、54B连接，从信号处理部54A、54B的A/D变换器输出的图像数据被依次存储在图像存储器56中。
盒控制部58分别控制栅极线驱动器52A、52B的动作，并且分别控制表示放射线图像的图像信息从TFT基板30A、30B的读出。
接下来，说明本例示的实施方式所涉及的电子盒40的作用。
本例示的实施方式所涉及的电子盒40在对放射线图像进行摄影时，能够进行仅由放射线检测器20A、20B的任一方进行的摄影，并且能够进行由放射线检测器20A、20B的双方进行的摄影。
此外，电子盒40在放射线检测器20A、20B都进行摄影的情况下，能够对由放射线检测器20A、20B分别摄影得到的放射线图像按每个对应的像素进行加权相加的图像处理来生成能量减影图像。
电子盒40设有重视画质的摄影区域41A和重视灵敏度的摄影区域41B，通过使电子盒40整体翻转，能以摄影区域41A或摄影区域41B来进行放射线图像的摄影。
电子盒40在进行重视画质以及能量减影图像的摄影时使摄影区域41A朝上，在进行重视灵敏度的摄影时使摄影区域41B朝上，如图12所示，与产生放射线的放射线发生装置80空开间隔而配置，在摄影区域上配置患者的摄影对象部位B。放射线发生装置80射出与预先给予的摄影条件等相对应的放射线量的放射线。从放射线发生装置80射出的放射线X透过摄影对象部位B而承载了图像信息后向电子盒40照射。
从放射线发生装置80照射的放射线X透过了摄影对象部位B后到达电子盒40。据此，在电子盒40中内置的放射线检测器20的各传感器部13产生与被照射的放射线X的线量相对应的电荷，在电容器9中蓄积在传感器部13产生的电荷。
盒控制部58控制栅极线驱动器52A、52B的动作，并且在摄影时从控制台通过无线通信部60接收表示进行重视画质、重视灵敏度、能量减影图像的任一种摄影的摄影条件信息。而且，盒控制部58在放射线X的照射结束后，按照摄影条件信息，控制栅极线驱动器52A、52B来进行图像的读出。
如此，通过使电子盒40主体翻转来在摄影区域41A或者摄影区域41B进行摄影，从而能够简单地进行特性不同的放射线图像的摄影。此外，电子盒40还能够进行能量减影图像的摄影。
此外，如图12所示，按照放射线检测器20A对于摄影区域41A成为背面照射，放射线检测器20B对于摄影区域41B成为背面照射的方式，内置本例示的实施方式所涉及的电子盒40，但是因为即使在透过TFT基板30的情况下由基板1产生的放射线的吸收量也较少，所以能够抑制对放射线X的灵敏度降低。
以上，使用各例示的实施方式说明了本发明。但是，本发明的技术范围不限定于上述各例示的实施方式所记载的范围。在不脱离发明主旨的范围内，能够对上述例示的实施方式施加多种变更或者改良，该施加了变更或者改良的方式也包含在本发明的技术范围内。
此外，上述各例示的实施方式不是用于限定权利要求(claim)所涉及的发明，此外，各例示的实施方式中所说明的特征的全部组合在发明中不是必须的。前述的各例示的实施方式中包含了各种阶段的发明，通过所公开的多个构成要件的适当组合能够提取多种发明。即使从例示的实施方式所示的全构成要件中删除几个构成要件，只要能够获得效果，作为发明就能够提取该删除了几个构成要件的构成。
另外，在上述各例示的实施方式中，对于适用于可移动型的放射线摄影装置即电子盒40的情况进行了说明。但是，本发明并不限定于此。本发明也可以适用于固定型的放射线摄影装置。
此外，在上述各例示的实施方式中，对于在TFT基板30上设置一个闪烁器8的情况进行了说明。但是，本发明并不限定于此。例如，如图14所示，也可以在TFT基板30上设置多个(图14中是两个)闪烁器8(8A、8B)。此外，灵敏度、图像特性根据闪烁器8的厚度而变化，所以如图15所示，可以按照与放射线检测器20的检测区域对置的方式，配置具有透光性的袋体202，通过泵204从贮存有液体闪烁器的容器206向袋体202注入液体闪烁器，并且进行注入到袋体202的液体闪烁器的取出，通过改变袋体202内部所贮存的液体闪烁器的液量来改变袋体202的厚度。据此，能够改变所摄影的放射线图像的灵敏度、图像特性。另外，可以在TFT基板30上配置袋体202来代替闪烁器8，通过泵204向袋体202注入液体闪烁器，并且进行注入到袋体202的液体闪烁器的取出。通过利用泵204使液体闪烁器填充或者抽出，能够与TFT基板30紧贴或分离，所以例如在TFT基板30由于放射线而劣化时，可以仅更换TFT基板30。
此外，在上述第1例示的实施方式中，对于在电子盒40的框体41内部按照不重叠壳体42和放射线检测器20的方式配置盒控制部58、电源部70的情况进行了说明。但是，本发明并不限定于此。例如，也可以按照放射线检测器20和盒控制部58、电源部70重叠的方式进行配置。
此外，在上述各例示的实施方式中，对于将电子盒40形成为平板矩形状并且具有大致恒定的厚度的情况进行了说明。但是，本发明并不限定于此。例如，如图16所示，也可以将内置了放射线检测器20的摄影部40A形成得比配置了盒控制部58、电源部70的控制部40B薄。
此外，在上述第2例示的实施方式中，对于使摄影部21为按照夹着遮光板27并且闪烁器8侧相对置的方式配置了两个放射线检测器20A、20B的构成的情况进行了说明。但是，本发明并不限定于此。例如，如图17所示，也可以是在一个闪烁器8的一个面上配置TFT基板30A，在闪烁器8的另一个面上配置了TFT基板30B的构成。此外，在放射线检测器20A、20B相互由于另一个闪烁器8的光所造成的影响较少的情况下，如图18所示，也可以不设置遮光板27，而构成为按照闪烁器8A、8B相互面对的方式配置放射线检测器20A、20B。此外，在电子盒40是进行能量减影图像的摄影的电子盒的情况下，如图19所示，也可以夹着遮光板27使放射线检测器20A、20B按照对于放射线X成为背面照射的方式进行层叠，如图20所示，也可以不设置遮光板27而使放射线检测器20A、20B按照对于放射线X成为背面照射的方式进行层叠。
此外，在上述第2例示的实施方式中，电子盒40可以使整体翻转来在摄影区域41A或者摄影区域41B的两面进行摄影，但是可以例示使图21～图23所示的电子盒40为可开闭的构成、可以使图24～图26所示的电子盒40的一部分翻转的构成。
图21以及图22中示出了表示电子盒40的其他构成的立体图，图23中示出了表示电子盒40的概略构成的剖视图。另外，对于与第2例示的实施方式的电子盒40对应的部分，标注同一符号，并且对于具有相同功能的部分省略说明。
电子盒40将平板状的摄影单元90和控制单元92通过铰链94以可开闭的方式进行连接，其中，摄影单元90内置有上述的摄影部21、栅极线驱动器52A、52B、信号处理部54A、54B等，并且对基于所照射的放射线的放射线图像进行摄影，控制单元92内置有上述的盒控制部58、电源部70。
摄影单元90以及控制单元92通过使一者相对于另一者以铰链94为转动中心进行转动，从而能在摄影单元90与控制单元92并排的展开状态(图22)、和摄影单元90与控制单元92重叠地被折叠的收纳状态(图21)之间进行开闭。
如图23所示，摄影单元90按照收纳状态下放射线检测器20B成为控制单元92侧、放射线检测器20A成为外侧(控制单元92侧的相反侧)的方式内置有摄影部21。摄影单元90在收纳状态下成为外侧的面侧被设为了重视灵敏度的摄影区域41B，与控制单元92对置的面侧被设为了重视画质的摄影区域41A。
摄影部21与盒控制部58、电源部70通过设置在铰链94内的连接布线96来进行连接。
如此，电子盒40通过使之开闭来以摄影区域41A或摄影区域41B进行摄影。据此，电子盒40能够简易地进行特性不同的放射线图像的摄影。
图24以及图25中示出了表示例示的实施方式所涉及的电子盒40的其他构成的立体图，图26中示出了表示电子盒40的概略构成的剖视图。此外，对与第2例示的实施方式的电子盒40对应的部分标注同一符号，并对具有相同功能的部分省略说明。
电子盒40通过旋转轴98将平板状的摄影单元90和控制单元92以可旋转的方式连接，其中，摄影单元90内置有上述的摄影部21、栅极线驱动器52A、52B、信号处理部54A、54B，并且对基于所照射的放射线的放射线图像进行摄影，控制单元92内置有上述的盒控制部58、电源部70。
此外，摄影单元90中，与摄影部21的配设位置对应地，在平板状的一个面以及另一个面设置有摄影区域41A、41B。
按照放射线检测器20B成为摄影区域41B侧，放射线检测器20A成为摄影区域41A的方式内置摄影部21。摄影部21的摄影区域41B成为重视灵敏度的摄影区域，摄影区域41A成为重视画质的摄影区域。
摄影部21与盒控制部58、电源部70通过旋转轴98内所设置的连接布线96进行连接。
摄影单元90以及控制单元92通过一者相对于另一者旋转，能在摄影区域41A和操作面板99并排的状态(图24)、与摄影区域41B和操作面板99并排的状态(图25)之间进行变更。
如此，电子盒40通过使之旋转来以摄影区域41A或摄影区域41B进行摄影，能简易地进行特性不同的放射线图像的摄影。
此外，作为放射线检测器20的传感器部13，可以使用由包含有机光电变换材料的材料构成了光电变换膜4的有机CMOS传感器；作为放射线检测器20的TFT基板30，可以使用将包含作为薄膜晶体管10的有机材料的有机晶体管在具有可挠性的薄片上排列为阵列状的有机TFT阵列薄片。上述有机CMOS传感器例如在日本特开2009-212377号公报中有公开。此外，上述有机TFT阵列薄片例如在“日本财经报纸、“东京大学、开发“超柔韧”的有机晶体管”、[online]、[平成23年5月8日检索]、因特网<URL：http://www.nikkei.com/tech/trend/article/g＝96958A9C93819499E2EAE2E0E48DE2EAE3E3E0E2E3E2E2E2E2E2E2E2；p＝9694E0E7E2E6E0E2E3E2E2E0E2E0>”(日本経済新聞、“東京大学、「ウルトラフレキシブル」な有機トランジスタを開発”、[online]、[平成23年5月8日検索]、インタ一ネツト<URL：http://www.nikkei.com/tech/trend/article/g＝96958A9C93819499E2EAE2E0E48DE2EAE3E3E0E2E3E2E2E2E2E2E2E2；p＝9694E0E7E2E6E0E2E3E2E2E0E2E0>)中有公开。
使用CMOS传感器作为放射线检测器20的传感器部13的情况下，具有能够高速进行光电变换的优点，能够使基板变薄的结果，在采用了ISS方式的情况下，具有能够抑制放射线的吸收，同时还能够适当地应用于基于乳房X射线照相术的摄影的优点。
与此相对，作为使用CMOS传感器作为放射线检测器20的传感器部13的情况下的缺点，可以列举在使用了晶体硅基板的情况下对放射线的抗性较低。因此，以往存在进行如下对策的技术：在传感器部与TFT基板之间设置FOP(纤维光学板)等。
根据该缺点，作为对放射线抗性高的半导体基板，能够应用利用SiC(碳化硅)基板的技术。通过使用SiC基板，具有能够用作ISS方式的优点，以及因为SiC与Si相比较其内部电阻较小、发热量较少，所以能够抑制进行运动图像摄影时的发热量、能够抑制伴随CsI的温度上升而灵敏度下降的优点。
如此，SiC基板等对放射线的抗性高的基板一般具有宽能带隙(～3eV左右)，所以作为一例如图30所示，吸收端为与蓝区域对应的440nm左右。因此，该情况下不能使用在绿区域发光的CsI:Tl、GOS等的闪烁器。
与此相对，因为非晶硅的灵敏度特性，这些在绿区域发光的闪烁器的研究正在盛行，所以使用该闪烁器的期望较高。因此，通过利用包含吸收在绿区域的发光的有机光电变换材料的材料构成光电变换膜4，从而能够使用在绿区域发光的闪烁器。
在由包含有机光电变换材料的材料构成光电变换膜4，使用SiC基板构成薄膜晶体管10的情况下，因为光电变换膜4和薄膜晶体管10的灵敏度波长区域不同，所以闪烁器的发光不会成为薄膜晶体管10的噪声。
此外，作为光电变换膜4，若使SiC和包含有机光电变换材料的材料层叠，则除了如CsI:Na那样的主要接受蓝区域的发光之外，还能够接受绿区域的发光，结果带来灵敏度的提高。此外，因为有机光电变换材料几乎不吸收放射线，所以能够适当地用于ISS方式。
另外，SiC对放射线的抗性高，是因为即使照射放射线，原子核也不易被打飞，这点例如在“日本核能研究所、“开发能够在宇宙、核能领域等的高放射线环境下长期使用的半导体元件”、[online]、[平成23年5月8日检索]、因特网<URL：http://www.jaea.go.jp/jari/jpn/publish/01/ff/ff36/sic.html>”(日本原子力研究所、“宇宙や原子力分野などの高放射線環境下で長く使える半導体素子を開発”、[online]、[平成23年5月8日検索]、インタ一ネツト<URL：http://www.jaea.go.jp/jari/jpn/publish/01/ff/ff36/sic.html>)中有公开。
此外，作为SiC以外的对放射线的抗性高的半导体材料，可以列举C(金刚石)、BN、GaN、AlN、ZnO等。这些轻元素半导体材料抗放射线性高，主要是由于因为是宽能带隙半导体所以电离(形成电子-空穴对)所需要的能量高，反应截面积小，以及原子间的结合强，难以产生原子变位。另外，对于这点，例如在“电子技术综合研究所、“核能电子学的新进展”、[online]、[平成23年5月8日检索]、因特网<URL：http://www.aist.go.jp/ETL/jp/results/bulletin/pdf/62-10to11/kobayashi150.pdf>”(電子技術総合研究所、“原子力エレクトロニクスの新展開”、[online]、[平成23年5月8日検索]、インタ一ネツト<URL：http://www.aist.go.jp/ETL/jp/results/bulletin/pdf/62-10to11/kobayashi150.pdf>)、““关于氧化锌系电子设备的抗放射线特性的研究”、平成21年度(财)若狭湾能量研究中心公募型共同研究报告书，平成22年3月”(“酸化亜鉛系電子デバイスの耐放射線特性に関する研究”、平成21年度(財)若狭湾エネルギ一研究センタ一公募型共同研究報告書，平成22年3月)等中有公开。此外，对于GaN的抗放射线性，例如在“东北大学、“氮化镓元件的放射线抗性评价”、[online]、[平成23年5月8日检索]、因特网<URL：http://cycgw1.cyric.tohoku.ac.jp/～sakemi/ws2007/ws/pdf/narita.pdf>”(東北大学、“窒化ガリウム素子の放射線耐性評価”、[online]、[平成23年5月8日検索]、インタ一ネツト<URL：http://cycgw1.cyric.tohoku.ac.jp/～sakemi/ws2007/ws/pdf/narita.pdf>)中有公开。
另外，GaN除了蓝色LED的用途以外，热传导性好、绝缘抗性高，所以在功率系统领域正在研究IC化。此外，ZnO主要正在研究在蓝～紫外线区域发光的LED。
在使用SiC的情况下，能带隙Eg从Si的约1.1eV变为约2.8eV，所以光的吸收波长λ向短波长侧移动。具体而言，因为波长λ＝1.24/Eg×1000，所以灵敏度在到440nm左右的波长变化。因此，在使用SiC的情况下，作为一例如图31所示，对于闪烁器，与在绿区域发光的CsI:Tl(峰值波长：约565nm)相比，在蓝区域发光的CsI:Na(峰值波长：约420nm)更适合作为发光波长。因为作为荧光体，发蓝色光比较好，所以CsI:Na(峰值波长：约420nm)、BaFX:Eu(X是Br、I等的卤素；峰值波长：约380nm)、CaWO4(峰值波长：约425nm)、ZnS:Ag(峰值波长：约450nm)、LaOBr：Tb、Y2O2S:Tb等合适。尤其适合采用CsI:Na和用于CR盒等的BaFX:Eu、用于屏幕、胶片等的CaWO4。
另一方面，作为对放射线的抗性高的CMOS传感器，也可以通过SOI(Silicon On Insulator)使用Si基板/厚膜SiO2/有机光电变换材料的结构来构成CMOS传感器。
另外，作为可以适用于该构成的技术，例如可以列举“宇宙航空研究开发机构(JAXA)宇宙科学研究所、“通过民用最尖端SOI技术和宇宙用抗放射线技术的融合在世界上首次构筑具有抗放射线性的高功能逻辑集成电路的开发基础”、[online]、[平成23年5月8日检索]、因特网<URL：http://www.jaxa.jp/press/2010/11/20101122_soi_j.html>”(宇宙航空研究開発機構(JAXA)宇宙科学研究所、“民生用最先端SOI技術と宇宙用耐放射線技術の融合により耐放射線性を持つ高機能输理集積回路の開発基盤を世界で初めて構築”、[online]、[平成23年5月8日検索]、インタ一ネツト<URL：http://www.jaxa.jp/press/2010/11/20101122_soi_j.html>)。
另外，在SOI中膜厚SOI的放射线抗性高，所以作为高放射线持久性元件，例示完全分离型厚膜SOI、部分分离型厚膜SOI等。另外，对于这些SOI，例如在“专利局、“关于SOI(Silicon On Insulator)技术的专利申请技术动向调查报告”、[online]、[平成23年5月8日检索]、因特网<URL：http://www.jpo.go.jp/shiryou/pdf/gidou-houkoku/soi.pdf>”(特許庁、“SOI(Silicon On Insulator)技術に関する特許出願技術動向調查報告”、[online]、[平成23年5月8日検索]、インタ一ネツト<URL：http://www.jpo.go.jp/shiryou/pdf/gidou-houkoku/soi.pdf>)中有公开。
进而，即使放射线检测器20的薄膜晶体管10等是不具有透光性的构成(例如由非晶硅等不具有透光性的材料形成了活性层17的构成)，通过将该薄膜晶体管10等配置在具有透光性的基板1(例如合成树脂制的可挠性基板)上，构成为基板1中没有形成薄膜晶体管10等的部分透过光，从而也可以得到具有透光性的放射线检测器20。通过应用从第1基板切离制作在第1基板上的微小设备块从而配置在第2基板上的技术，具体而言，例如FSA(Fluidic Self-Assembly)，能够实现将没有透光性的构成的薄膜晶体管10等配置在具有透光性的基板1上。上述FSA例如在“富山大学、“微量半导体块的自匹配配置技术的研究”、[online]、[平成23年5月8日检索]、因特网<URL：http://www3.u-toyama.ac.jp/maezawa/Research/FSA.html>”(富山大学、“微少半導体ブロツクの自己整合配置技術の研究”、[online]、[平成23年5月8日検索]、インタ一ネツト<URL：http://www3.u-toyama.ac.jp/maezawa/Research/FSA.html>)中有公开。

Claims (8)

1.一种放射线摄影装置，具备放射线检测器，所述放射线检测器依次层叠发光层和基板，并且按照从所述基板侧入射透过了被摄体的放射线的方式进行配置，所述发光层通过被照射放射线而发光，所述基板设置了多个构成为包含通过接受光而产生电荷的有机光电变换材料的传感器部，
所述基板由塑料树脂、芳纶、生物纳米纤维之中的任一种构成。
2.根据权利要求1所述的放射线摄影装置，其中，
所述基板上与所述传感器部对应地形成有薄膜晶体管，该薄膜晶体管在活性层包含非晶质氧化物而构成，用于读出在各传感器部产生的电荷。
3.根据权利要求1所述的放射线摄影装置，其中，
所述基板贴附在框体内的被透过了被摄体的放射线照射的摄影区域。
4.根据权利要求1所述的放射线摄影装置，其中，
所述发光层构成为包含CsI的柱状结晶，
所述有机光电变换材料为喹吖啶酮。
5.根据权利要求1所述的放射线摄影装置，其中，还具备：
袋体，其被配置为与所述放射线检测器的设置了多个所述传感器部的检测区域重叠，并且与该检测区域对置的对置面至少具有透光性；
容器，其贮存了被照射放射线时发光的液体闪烁器；和
执行机构，其进行所述容器中贮存的液体闪烁器向所述袋体的注入、以及注入到该袋体内的液体闪烁器的取出。
6.根据权利要求1所述的放射线摄影装置，其中，
所述发光层针对放射线的发光特性不同的两个所述放射线检测器按照重叠的方式被配置。
7.根据权利要求6所述的放射线摄影装置，其中，
所述两个放射线检测器的发光层被进行了各发光层的厚度、各发光层中填充的通过被照射放射线而发光的粒子的粒径、该粒子的多层构造、该粒子的填充率、活化剂的掺杂量、各发光层的材料、以及各发光层的层构造中的至少一个的变更、以及使所述光向各发光层的与所述基板非对置的面反射的反射层的形成之中的任一种。
8.根据权利要求1所述的放射线摄影装置，其中，
所述基板上还形成了用于读出在所述传感器部产生的电荷的薄膜晶体管，
所述传感器部使用宽能带隙半导体基板而构成，
所述放射线检测器依次层叠所述发光层、所述传感器部、所述薄膜晶体管，并且被配置为从所述薄膜晶体管侧照射所述放射线。
CN201180026236.7A 2010-05-31 2011-05-27 放射线摄影装置 Active CN102918419B (zh)

Applications Claiming Priority (7)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010125313 2010-05-31
JP2010-125313 2010-05-31
JP2010247824 2010-11-04
JP2010-247824 2010-11-04
JP2011-108447 2011-05-13
JP2011108447A JP5844545B2 (ja) 2010-05-31 2011-05-13 放射線撮影装置
PCT/JP2011/062270 WO2011152322A1 (ja) 2010-05-31 2011-05-27 放射線撮影装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN102918419A CN102918419A (zh) 2013-02-06
CN102918419B true CN102918419B (zh) 2014-10-29

Family

ID=45066689

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201180026236.7A Active CN102918419B (zh) 2010-05-31 2011-05-27 放射线摄影装置

Country Status (4)

Country Link
US (1) US8431902B2 (zh)
JP (1) JP5844545B2 (zh)
CN (1) CN102918419B (zh)
WO (1) WO2011152322A1 (zh)

Families Citing this family (42)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5792472B2 (ja) 2011-01-25 2015-10-14 浜松ホトニクス株式会社 放射線画像取得装置
JP5827856B2 (ja) * 2011-09-28 2015-12-02 富士フイルム株式会社 カセッテ
WO2013188498A2 (en) * 2012-06-12 2013-12-19 Arizona Board Of Regents Acting For And On Behalf Of Arizona State University Imaging system and methods of manufacturing and using the same
JP5944254B2 (ja) 2012-07-20 2016-07-05 浜松ホトニクス株式会社 放射線画像取得装置
US8872120B2 (en) * 2012-08-23 2014-10-28 Semiconductor Energy Laboratory Co., Ltd. Imaging device and method for driving the same
US9773824B2 (en) * 2012-12-13 2017-09-26 Cbrite Inc. Active matrix light emitting diode array and projector display comprising it
WO2014165149A1 (en) 2013-03-12 2014-10-09 Arizona Board Of Regents, A Body Corporate Of The State Of Arizona Acting For And On Behalf Of Arizona State University Thin film transistor detection systems and related methods
WO2015028042A1 (en) * 2013-08-26 2015-03-05 Teledyne Dalsa B.V. A radiation detector and a method thereof
JP6352687B2 (ja) * 2013-08-28 2018-07-04 ソニーセミコンダクタソリューションズ株式会社 放射線検出器およびその製造方法、撮像装置、ならびに撮像表示システム
KR101653610B1 (ko) * 2013-11-21 2016-09-02 삼성전자주식회사 압력 변화에 기초한 영상 표시 방법, 영상 처리 장치, 방사선 촬영 장치 및 자기 공명 영상 장치
JP6156847B2 (ja) * 2014-03-05 2017-07-05 富士フイルム株式会社 放射線画像処理装置および方法並びにプログラム
JP6428223B2 (ja) * 2014-04-09 2018-11-28 コニカミノルタ株式会社 放射線画像撮影装置
US10712454B2 (en) * 2014-07-25 2020-07-14 General Electric Company X-ray detectors supported on a substrate having a metal barrier
US9513380B2 (en) * 2014-07-25 2016-12-06 General Electric Company X-ray detectors supported on a substrate having a surrounding metal barrier
US9689997B2 (en) 2014-09-04 2017-06-27 General Electric Company Systems and methods for modular imaging detectors
US9535173B2 (en) * 2014-09-11 2017-01-03 General Electric Company Organic x-ray detector and x-ray systems
US10809393B2 (en) * 2015-04-23 2020-10-20 Fermi Research Alliance, Llc Monocrystal-based microchannel plate image intensifier
KR102570684B1 (ko) * 2015-05-19 2023-08-25 소니그룹주식회사 촬상 소자, 적층형 촬상 소자 및 촬상 장치
WO2017013153A1 (en) * 2015-07-21 2017-01-26 Koninklijke Philips N.V. X-ray detector for phase contrast and/or dark-field imaging
ES2962649T3 (es) 2015-09-30 2024-03-20 Hamamatsu Photonics Kk Sistema de adquisición de imágenes radiográficas y método de adquisición de imágenes radiográficas
JP6345720B2 (ja) * 2016-02-29 2018-06-20 浜松ホトニクス株式会社 放射線画像取得装置および放射線画像取得装置の調整方法
CN108882900B (zh) * 2016-03-28 2021-11-12 富士胶片株式会社 放射线图像摄影装置及系统、图像处理装置及方法
CN107703533B (zh) * 2016-08-05 2024-03-05 京东方科技集团股份有限公司 探测面板及探测装置
JP6681817B2 (ja) * 2016-10-14 2020-04-15 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置
JP6646002B2 (ja) * 2017-03-22 2020-02-14 富士フイルム株式会社 放射線検出器及び放射線画像撮影装置
CN110869809B (zh) * 2017-07-10 2023-07-25 佳能株式会社 放射线成像装置和放射线成像系统
JP6934763B2 (ja) * 2017-07-10 2021-09-15 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像システム
JP2019023579A (ja) * 2017-07-24 2019-02-14 コニカミノルタ株式会社 シンチレータ
JP6934769B2 (ja) 2017-07-28 2021-09-15 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像方法
JP2020529607A (ja) * 2017-08-03 2020-10-08 ザ・リサーチ・ファウンデーション・フォー・ザ・ステイト・ユニヴァーシティ・オブ・ニューヨーク 非対称反射スクリーンによるデュアルスクリーンデジタル放射線撮像
EP3447538A1 (en) * 2017-08-23 2019-02-27 Koninklijke Philips N.V. X-ray detection
JP7057084B2 (ja) 2017-09-14 2022-04-19 キヤノン株式会社 放射線検出器および放射線検出システム
JP6991835B2 (ja) 2017-11-10 2022-01-13 キヤノン株式会社 放射線撮像装置および放射線撮像システム
CN111801599B (zh) * 2018-02-28 2023-06-06 富士胶片株式会社 放射线检测器、放射线图像摄影装置及放射线检测器的制造方法
EP3770641A4 (en) * 2018-03-19 2021-04-28 FUJIFILM Corporation RADIATION DETECTOR, RADIOLOGICAL IMAGING DEVICE AND PRODUCTION PROCESS
US20190353805A1 (en) * 2018-05-21 2019-11-21 General Electric Company Digital x-ray detector having polymeric substrate
JP7309858B2 (ja) * 2018-09-10 2023-07-18 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ デュアルセンササブピクセル放射線検出器
WO2020143483A1 (zh) * 2019-01-11 2020-07-16 惠科股份有限公司 X射线探测器、x射线探测器制造方法及医用设备
CN113574416B (zh) * 2019-03-13 2024-09-17 富士胶片株式会社 放射线图像摄影装置
CN113728248B (zh) * 2019-04-24 2024-08-13 富士胶片株式会社 放射线图像摄影装置
JP7449264B2 (ja) * 2021-08-18 2024-03-13 株式会社東芝 放射線検出器
CN115721326A (zh) * 2021-08-27 2023-03-03 佳能株式会社 放射线摄像装置和放射线摄像系统

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004033659A (ja) * 2002-07-08 2004-02-05 Shimadzu Corp 放射線撮像装置
CN101359054A (zh) * 2007-07-31 2009-02-04 富士胶片株式会社 图像检测装置
WO2009051017A1 (ja) * 2007-10-19 2009-04-23 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. カセッテ型放射線画像固体検出器
WO2009066732A1 (ja) * 2007-11-20 2009-05-28 Toshiba Electron Tubes & Devices Co., Ltd. 放射線検出器及びその製造方法
JP2010066137A (ja) * 2008-09-11 2010-03-25 Fujifilm Corp 放射線検出装置及び放射線画像撮影システム

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5949848A (en) * 1996-07-19 1999-09-07 Varian Assocaites, Inc. X-ray imaging apparatus and method using a flat amorphous silicon imaging panel
FR2807602B1 (fr) * 2000-04-06 2002-07-05 Ge Med Sys Global Tech Co Llc Dispositif et procede de traitement de lumiere, cassette de prise d'images, module de mesure de dose et appareil de radiologie
JP4530523B2 (ja) 2000-11-28 2010-08-25 アンリツ産機システム株式会社 Ｘ線異物検出装置
JP2003172783A (ja) * 2001-12-10 2003-06-20 Konica Corp カセッテ型放射線画像検出器
JP5206410B2 (ja) * 2006-09-05 2013-06-12 コニカミノルタエムジー株式会社 シンチレータパネル
JP4894453B2 (ja) * 2006-10-25 2012-03-14 コニカミノルタエムジー株式会社 放射線画像検出器
JP5235348B2 (ja) * 2007-07-26 2013-07-10 富士フイルム株式会社 放射線撮像素子
JP5155696B2 (ja) 2008-03-05 2013-03-06 富士フイルム株式会社 撮像素子
JP2010085206A (ja) * 2008-09-30 2010-04-15 Fujifilm Corp 放射線検出装置用収容具
JP2010096616A (ja) * 2008-10-16 2010-04-30 Fujifilm Corp 放射線画像検出器
US8866088B2 (en) * 2010-01-29 2014-10-21 Hamamatsu Photonics K.K. Radiation image conversion panel
JP2011203237A (ja) * 2010-03-03 2011-10-13 Fujifilm Corp 放射線撮影装置

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004033659A (ja) * 2002-07-08 2004-02-05 Shimadzu Corp 放射線撮像装置
CN101359054A (zh) * 2007-07-31 2009-02-04 富士胶片株式会社 图像检测装置
WO2009051017A1 (ja) * 2007-10-19 2009-04-23 Konica Minolta Medical & Graphic, Inc. カセッテ型放射線画像固体検出器
WO2009066732A1 (ja) * 2007-11-20 2009-05-28 Toshiba Electron Tubes & Devices Co., Ltd. 放射線検出器及びその製造方法
JP2010066137A (ja) * 2008-09-11 2010-03-25 Fujifilm Corp 放射線検出装置及び放射線画像撮影システム

Also Published As

Publication number Publication date
JP2012112928A (ja) 2012-06-14
US20130082184A1 (en) 2013-04-04
CN102918419A (zh) 2013-02-06
US8431902B2 (en) 2013-04-30
WO2011152322A1 (ja) 2011-12-08
JP5844545B2 (ja) 2016-01-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN102918419B (zh) 放射线摄影装置
CN102949197B (zh) 放射线检测器和放射线图像摄影装置
Wu et al. Halide perovskite: a promising candidate for next‐generation X‐ray detectors
Haruta et al. Scalable fabrication of metal halide perovskites for direct X-ray flat-panel detectors: a perspective
US10656290B2 (en) Direct photon conversion detector
JP5604326B2 (ja) 放射線画像検出装置及びその製造方法
CN102918417A (zh) 放射线拍摄装置
JP2013044725A (ja) 放射線検出器および放射線画像撮影装置
US11744090B2 (en) Self-powered perovskite X-ray detector
WO2013065645A1 (ja) 放射線画像撮影装置、プログラムおよび放射線画像撮影方法
JP2011200630A (ja) 放射線撮影装置
US20110215250A1 (en) Radiographic image capturing device
KR101839696B1 (ko) 페로브스카이트 화합물을 포함하는 신틸레이터를 구비한 엑스선 검출기
JP2011227044A (ja) 放射線撮影装置
KR101842785B1 (ko) 페로브스카이트 화합물을 포함하는 신틸레이터를 구비한 엑스선 검출기
KR101842784B1 (ko) 페로브스카이트 화합물을 포함하는 신틸레이터를 구비한 엑스선 검출기
KR101935134B1 (ko) 부식 방지막을 포함하는 신틸레이터 패널 및 이를 포함하는 엑스선 검출기
Yao et al. Micro/nano perovskite materials for advanced X-ray detection and imaging
CN102166121A (zh) 射线成像装置
KR20150134816A (ko) 전이금속 디칼코게나이드를 포함하는 광 반도체 소자
KR101839691B1 (ko) 페로브스카이트 화합물을 포함하는 포토컨덕터를 구비한 엑스선 검출기
KR101839695B1 (ko) 페로브스카이트 화합물을 포함하는 신틸레이터를 구비한 엑스선 검출기
KR101829996B1 (ko) 페로브스카이트 화합물을 포함하는 신틸레이터를 구비한 엑스선 검출기
JP5566861B2 (ja) 可搬型放射線撮影装置
JP6324941B2 (ja) 放射線撮影装置

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant