[go: up one dir, main page]

WO2012014543A1 - 放射線検出パネル - Google Patents

放射線検出パネル Download PDF

Info

Publication number
WO2012014543A1
WO2012014543A1 PCT/JP2011/059950 JP2011059950W WO2012014543A1 WO 2012014543 A1 WO2012014543 A1 WO 2012014543A1 JP 2011059950 W JP2011059950 W JP 2011059950W WO 2012014543 A1 WO2012014543 A1 WO 2012014543A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
radiation
unit
light
detection unit
detection
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.)
Ceased
Application number
PCT/JP2011/059950
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
直人 岩切
晴康 中津川
直行 西納
恭義 大田
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 WO2012014543A1 publication Critical patent/WO2012014543A1/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • 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
    • A61B6/4225—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using image intensifiers
    • 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
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • 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
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
    • A61B6/4464—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit or the detector unit being mounted to ceiling

Definitions

  • the present invention relates to a radiation detection panel, and more particularly to a radiation detection panel including a light emitting unit that absorbs radiation transmitted through a subject and emits light, and a detection unit that detects light emitted from the light emitting unit as an image.
  • the radiation sensitive layer for example, irradiated radiation is once converted into light by a scintillator (phosphor layer) such as CsI: Tl, GOS (Gd 2 O 2 S: Tb), and emitted from the scintillator.
  • a scintillator phosphor layer
  • CsI Tl
  • GOS Gd 2 O 2 S: Tb
  • a configuration in which light is reconverted into an electric charge and stored by a photodetection unit such as a PD (Photodiode).
  • a PD Photodiode
  • the radiation detection panel is excellent in portability, so the subject can be photographed while it is placed on a stretcher or bed, and the position of the radiation detection panel can be easily adjusted, so the imaging part cannot be moved. It is possible to flexibly cope with shooting of the subject.
  • the imaging start timing (timing at which radiation irradiation to the radiation detection panel is started) is detected, and a photoelectric sensor such as a PD is detected.
  • a photoelectric sensor such as a PD
  • After resetting unnecessary charges accumulated over time due to dark current of the conversion element for example, current generated by re-emission of charges once trapped in the impurity level of amorphous silicon), It is necessary to start shooting (charge accumulation).
  • the detection of the imaging start timing (or imaging end timing) by the radiation detection panel is performed by connecting the radiation source and the radiation detection panel to a signal line so that the radiation detection panel notifies the imaging start timing (or imaging end timing).
  • the radiation detection panel is connected to the radiation source with a signal line.
  • the handling of the radiation detection panel deteriorates, so the radiation detection panel itself can be irradiated with radiation. It is desirable to mount the function of detecting in the radiation detection panel.
  • Patent Document 1 discloses a conversion unit that converts radiation emitted from a radiation source into an electrical signal, a storage unit that accumulates the converted electrical signal, In accordance with the detection result of the radiation detection element and the radiation detection element for detecting the start and end of radiation emission of the radiation source in the radiation imaging apparatus provided with the solid-state imaging device having a reading unit for reading the accumulated electrical signal There has been disclosed a technology that realizes omission of wiring between a radiation source and a radiation imaging apparatus by providing a control unit that controls a drive circuit that drives an accumulation unit or a reading unit.
  • Patent Document 2 a dosimeter made of a sensor matrix (photosensitive) is arranged on the opposite side of the sensor matrix for detecting light emitted from the scintillator as an image with the scintillator interposed therebetween.
  • An X-ray apparatus having a configuration in which a detection element) is provided and a semi-transmissive reflector is provided on the light incident side of the dosimeter is disclosed.
  • Patent Document 3 discloses a phosphor film that emits light by absorbing radiation transmitted through a subject, an upper electrode, a lower electrode, and an upper electrode and a lower electrode.
  • the radiation imaging element having a configuration in which a photoelectric conversion film including a photoelectric conversion unit and a field effect thin film transistor, and a signal output unit that outputs a signal corresponding to the charge generated by the photoelectric conversion unit are sequentially stacked on the substrate.
  • the photoelectric conversion part is composed of an organic photoelectric conversion material that absorbs light emitted from a phosphor film.
  • the radiation detection panel when the radiation detection panel is equipped with a function to detect when radiation irradiation starts (or when irradiation ends), radiation applied to the radiation detection panel
  • a radiation detection element that detects radiation applied to a radiation detection panel such as a radiation detection element described in Patent Document 1 or a photosensitive detection element described in Patent Document 2. It is necessary to provide a new part.
  • the radiation detection panel also has a function to detect the amount of radiation irradiated to the radiation detection panel (and its integrated value) for the purpose of limiting the cumulative amount of radiation applied to the subject. Even when there is a need and it is going to satisfy such a need, it is necessary to newly provide the above-mentioned radiation detection part in a radiation detection panel.
  • the present invention has been made in consideration of the above-mentioned facts.
  • a configuration provided with a function of detecting irradiated radiation has an increased panel size and thickness. It is an object to obtain a radiation detection panel realized without causing a significant increase and a decrease in image detection sensitivity.
  • a radiation detection panel includes a light-emitting unit that emits light by absorbing radiation that has passed through a subject, and a light-emitting unit that detects light emitted from the light-emitting unit as an image.
  • the partial reflection is arranged between the first detection unit and the second detection unit and reflects a part of the light incident from the light emitting unit side to the light emitting unit side. Are stacked along the direction of arrival of radiation.
  • the first detection unit in addition to the light emitting unit that emits light by absorbing the radiation that has passed through the subject, and the first detection unit that detects the light emitted from the light emitting unit as an image, it has flexibility.
  • the second detection unit that is formed on the support and detects the light emitted from the light emitting unit by the organic photoelectric conversion material is the light emitting unit across the light emitting unit or the first detection unit.
  • the first detection unit realizes the function of detecting the irradiated radiation as an image, and the second detection unit realizes the function of detecting the irradiated radiation.
  • the radiation detection panel according to the first aspect of the present invention is configured by laminating the light emitting unit, the first detection unit, the second detection unit, and the partial reflection unit along the arrival direction of the radiation.
  • the two detection units it is possible to prevent an increase in the panel size along the direction approximately orthogonal to the radiation arrival direction.
  • the second detection unit that detects the light emitted from the light emitting unit by the organic photoelectric conversion material can be manufactured by attaching the organic photoelectric conversion material to the support using a droplet discharge head such as an inkjet head, Compared to the case where the second detection unit is configured using a material (for example, silicon) that requires vapor deposition or the like in production, it can be formed on a support having low strength and heat-resistant temperature. Therefore, in the first aspect of the present invention, the second detection unit is formed on the flexible support (the flexible support is generally thin and has high impact resistance. ).
  • the partial reflection part that reflects part of the light incident from the light emitting part side to the light emitting part side may have a uniform light reflectivity (light reflectivity) over the entire surface of the light receiving surface.
  • the ratio (light reflectivity) may be partially different in the light receiving surface, the thickness can be reduced as in any configuration, for example, in the form of a thin film.
  • the second detector is disposed on the opposite side of the first detector with respect to the light emitter, or on the opposite side of the light emitter with respect to the first detector. Is disposed between the first detection unit and the second detection unit when the first detection unit exists between the light emission unit and the second detection unit and between the light emission unit and the second detection unit. Since a part of the light incident from the light emitting part side is reflected to the light emitting part side, the first detection part is located on the light reflecting side of the partial reflecting part in any structure. . Thereby, compared with the case where the partial reflection part is not provided, the light-receiving amount of a 1st detection part increases, and the sensitivity of the image detection by a 1st detection part improves.
  • the detection by a 2nd detection part is provided by providing the partial reflection part. Is not disturbed. Therefore, according to the first aspect of the present invention, in addition to the function of detecting the irradiated radiation as an image, the configuration provided with the function of detecting the irradiated radiation has an increased panel size and a large thickness. This can be realized without increasing the image detection sensitivity. In addition, by forming the second detector on a flexible support, the radiation detection panel can be made thinner and more shock resistant, and the radiation detection panel can be handled more easily. Can be made.
  • the flexible support body on which the second detection portion is formed is a synthetic resin substrate.
  • the substrate made of synthetic resin is easy to reduce the thickness of the substrate although the heat resistant temperature is lower than that of a glass substrate, etc. Since it can be made lightweight, the handleability of the radiation detection panel can be further improved.
  • the 3rd aspect of this invention is a structure which the 1st detection part detects the light discharge
  • the first detection unit is configured to detect the light emitted from the light emitting unit as an image by the organic photoelectric conversion material, so that it is not necessary to perform vapor deposition when manufacturing the first detection unit. It can also be formed on a manufactured substrate. Then, by forming the first detection unit on the same support as the second detection unit as described above, compared to the case where the support is provided corresponding to each of the first detection unit and the second detection unit. By reducing the number of supports, the thickness of the radiation panel can be further reduced, and the handleability of the radiation detection panel can be further improved.
  • the support according to the second aspect of the present invention is used.
  • the synthetic resin substrate can be used as a support for supporting the light emitting portion, which is preferable.
  • the support body on which the second detection unit is flexible has heat resistance that can be used for vapor deposition, for example.
  • the first detection unit is formed on the same support as the second detection unit.
  • the thickness of the radiation panel can be further reduced by reducing the number of supports as compared with the case where the supports are provided corresponding to the first detector and the second detector, respectively. This can further improve the handleability of the radiation detection panel.
  • a fifth aspect of the present invention is the method according to any one of the first aspect of the present invention to the fourth aspect of the present invention, wherein the first detection unit is arranged upstream of the light emission direction in the arrival direction of the radiation.
  • the first detection unit is arranged on the upstream side in the radiation arrival direction with respect to the light emitting unit, so that the first detection unit is arranged on the upstream side in the radiation arrival direction with respect to the light emission unit.
  • the amount of light received by one detection unit increases, and the sensitivity in image detection of the first detection unit that detects light emitted from the light emitting unit as an image can be improved.
  • the sixth aspect of the present invention is the method according to any one of the first aspect of the present invention to the fifth aspect of the present invention, wherein the second detection unit is located only on the opposite side of the light emitting unit across the first detection unit.
  • the first detection unit is light transmissive
  • the total reflection is arranged on the opposite side of the first detection unit across the light emitting unit, and totally reflects the light incident from the light emitting unit side to the light emitting unit side.
  • the unit is further provided. Thereby, in addition to the light emitted from the light emitting unit to the first detecting unit, the light emitted from the light emitting unit to the side opposite to the first detecting unit is also totally reflected by the total reflection unit.
  • the light is incident through the light emitting unit, and the sensitivity of image detection by the first detection unit can be further improved.
  • the second detection unit is disposed only on the opposite side of the light emitting unit across the first detection unit, even if the total reflection unit is disposed at the above position, the light emission is performed. Part of the light emitted from the unit is incident on the second detection unit, and detection by the second detection unit is not hindered.
  • the seventh aspect of the present invention is the method according to any one of the first aspect of the present invention to the fifth aspect of the present invention, wherein the second detection unit is only on the opposite side of the first detection unit across the light emitting unit.
  • the first detection unit is light-transmitting
  • the total reflection is arranged on the opposite side of the light emitting unit across the first detection unit, and totally reflects light incident from the light emitting unit side to the light emitting unit side.
  • the unit is further provided. In this case, out of the light incident from the light emitting unit, the light that has once passed through the first detection unit and totally reflected by the total reflection unit is incident again on the first detection unit.
  • the sensitivity of image detection by the unit can be further improved.
  • the second detection unit is disposed only on the opposite side of the first detection unit across the light emitting unit, even if the total reflection unit is disposed at the above position, the light emission is performed. Part of the light emitted from the unit is incident on the second detection unit, and detection by the second detection unit is not hindered.
  • an eighth aspect of the present invention is the light emitting unit side according to any one of the first aspect of the present invention to the seventh aspect of the present invention, disposed on the opposite side of the light emitting unit across the second detection unit. Is further provided with a total reflection portion that totally reflects light incident from the light emitting portion side. In this case, out of the light incident from the light emitting unit side, the light once transmitted through the second detection unit and totally reflected by the total reflection unit is again incident on the second detection unit. The sensitivity of detection by the detection unit can also be improved.
  • any one of the first aspect to the eighth aspect of the present invention only one light emitting unit is provided, and the single light emitting unit and the first detecting unit are provided. And a member existing between the single light emitting unit and the second detection unit each have a light transmission property that transmits at least part of the irradiated light, and the first detection unit The second detection unit detects each light emitted from the single light emitting unit. Thereby, the light emitted from the light emitting unit is detected by the first detecting unit and the second detecting unit, respectively, and the light emitting unit is made common to the first detecting unit and the second detecting unit. It is not necessary to provide a plurality of light emitting portions in order to provide the portion, and the thickness can be further suppressed.
  • the first detection section is formed on a plate-like support having light transmittance.
  • the light emitting unit is stacked on one surface of the plate-like support
  • the second detection unit is stacked on the other surface
  • the partial reflection unit is disposed between the first detection unit and the second detection unit.
  • the radiation is arranged so as to come from the second detection unit side.
  • the first detection unit, the second detection unit, and the light emitting unit are supported by a single plate-like support, so that at least one of the first detection unit, the second detection unit, and the light emitting unit is different from the others.
  • the panel can be made thinner than when supported by a different support.
  • the first detection unit and the second detection unit are arranged on the radiation incident side of the light emitting unit, the light detection efficiency by the first detection unit and the second detection unit can be improved. Since the partial reflection unit is disposed between the first detection unit and the second detection unit, the amount of light received by the first detection unit is larger than when the partial reflection unit is not provided. It is possible to prevent the image detection sensitivity from being lowered due to the provision.
  • an eleventh aspect of the present invention is the light according to any one of the first aspect to the tenth aspect of the present invention, based on the light detection result by the second detection unit.
  • a first control unit that performs first control to synchronize the detection timing with the radiation irradiation timing to the radiation detection panel.
  • the radiation detection control that synchronizes the light detection timing by the first detection unit with the radiation irradiation timing to the radiation detection panel without requiring notification from the outside about the radiation irradiation timing to the radiation detection panel. It can be realized by a panel alone.
  • the first detection unit is output from a photoelectric conversion unit that converts light emitted from the light emitting unit into an electrical signal, and the photoelectric conversion unit.
  • a thirteenth aspect of the present invention is that, in the twelfth aspect of the present invention, the first control unit performs the first control when light emitted from the light emitting unit is no longer detected by the second detection unit. In addition, control for starting reading of the charges accumulated in the charge accumulation unit of the first detection unit is also performed.
  • a fourteenth aspect of the present invention provides the radiation to the radiation detection panel based on the light detection result by the second detector in any one of the first aspect to the eleventh aspect of the present invention.
  • a second control unit that performs a second control for terminating the emission of radiation from the radiation source when the integrated irradiation amount reaches a predetermined value.
  • the radiation emission from the radiation source is terminated when the cumulative radiation dose to the radiation detection panel reaches a predetermined value without separately providing a detection unit for detecting the cumulative radiation dose to the radiation detection panel. Control can be realized.
  • the second control unit performs radiation to the radiation detection panel based on a light detection result by the second detection unit.
  • the second control unit performs radiation to the radiation detection panel based on a light detection result by the second detection unit.
  • the control device that controls the emission of radiation from the radiation source is notified that the cumulative dose of radiation has reached a predetermined value.
  • An instruction signal for instructing the end of radiation emission from the radiation source is output as a signal.
  • the display unit in the configuration in which the display unit is provided in the radiation detection panel according to the present invention, for example, in the output of the signal notifying that the cumulative dose of radiation has reached a predetermined value, It also includes outputting a signal for switching the display on the display unit to a display for notifying that the integrated dose of radiation has reached a predetermined value.
  • the present invention comprises a light emitting unit that emits light by absorbing radiation transmitted through a subject, a first detection unit that detects light emitted from the light emitting unit as an image, and an organic photoelectric conversion material, and emits light.
  • the first detection unit exists between the light emitting unit and the second detection unit
  • the first detection unit is disposed between the first detection unit and the second detection unit, and is incident from the light emission unit side.
  • the function to detect the irradiated radiation is separated from the function to detect the irradiated radiation as an image.
  • Increased panel size, significant increase in thickness, and low image detection sensitivity Can be achieved without incurring has an excellent effect that.
  • RIS10 Radiology Information ⁇ ⁇ ⁇ System
  • the RIS 10 is connected to an in-hospital network 16 composed of a wired or wireless LAN (Local Area Network), and the RIS 10 is a hospital information system (HIS) provided in the same hospital.
  • a HIS server (not shown) for managing the entire HIS is also connected to the hospital network 16.
  • Each terminal device 12 is composed of a personal computer (PC) or the like, and is operated by a doctor or a radiographer.
  • a doctor or a radiographer inputs / views diagnostic information and facility reservation via the terminal device 12, and a radiographic imaging request (imaging reservation) is also input via the terminal device 12.
  • the RIS server 14 is a computer configured to include a storage unit 14A for storing a RIS database (DB).
  • DB RIS database
  • the RIS database includes patient attribute information (for example, patient name, sex, date of birth, age, Blood type, patient ID, etc.), medical history, consultation history, radiographic imaging history, other information about the patient such as data of radiographic images taken in the past, electronic cassette 32 (described later) of each radiographic imaging system 18 Information related to the information (for example, identification number, model, size, sensitivity, usable imaging part (content of imaging request that can be supported), use start date, number of times of use, etc.) is registered.
  • the RIS server 14 performs processing for managing the entire RIS 10 based on information registered in the RIS database (for example, accepts imaging requests from the terminal devices 12 and manages radiographic imaging schedules in the individual radiographic imaging systems 18). Process).
  • Each radiographic imaging system 18 is a system that performs radiographic imaging instructed by the RIS server 14 according to the operation of a doctor or radiographer, and generates a radiation generator 34 that generates radiation to be irradiated to a patient (subject).
  • An electronic cassette 32 having a built-in radiation detector that detects radiation that has passed through the patient and converts / outputs it into radiographic image data, a cradle 40 that charges a battery 96A (see FIG. 3) built in the electronic cassette 32, and each of the above Each console 42 is provided for controlling the operation of the device.
  • the electronic cassette 32 is an example of a radiation detection panel according to the present invention.
  • a radiation imaging room 44 in which a radiation source 130 (details will be described later) of the radiation generator 34 is disposed, and a standing table 45 used when performing radiation imaging in a standing position
  • a stand 46 used when performing radiography at the position, and the front space of the stand 45 is set as the shooting position 48 of the subject when performing radiography at the standing position
  • the space above the prone position 46 is set as a photographing position 50 of the person to be imaged when performing radiography in the prone position.
  • the stand 45 is provided with a holding unit 150 that holds the electronic cassette 32, and the electronic cassette 32 is held by the holding unit 150 when a radiographic image is taken in the standing position. Further, when taking a radiographic image in the supine position, the electronic cassette 32 is placed on the top plate 152 of the supine stand 46.
  • the radiation source 130 is arranged around a horizontal axis (see FIG. 5) in order to enable radiation imaging in a standing position and in a standing position by radiation from a single radiation source 130.
  • 2 is provided that can be rotated in the direction of arrow A in FIG. 2, can move in the vertical direction (in the direction of arrow B in FIG. 2), and can move in the horizontal direction (in the direction of arrow C in FIG. 2) It has been.
  • the support moving mechanism 52 includes a drive source that rotates the radiation source 130 around a horizontal axis, a drive source that moves the radiation source 130 in the vertical direction, and a drive source that moves the radiation source 130 in the horizontal direction.
  • the radiation source 130 is set to the position 54 for standing imaging (the patient whose emitted radiation is located at the imaging position 48). If the posture at the time of imaging specified by the imaging condition information is in the supine position, the radiation source 130 is moved to the position 56 for supine imaging (the emitted radiation is at the imaging position 50). The patient is moved to the position irradiated from above.
  • the cradle 40 is formed with a housing portion 40A that can store the electronic cassette 32.
  • the electronic cassette 32 is accommodated in the accommodating portion 40A of the cradle 40 when not in use, and the built-in battery is charged by the cradle 40 in this state. Further, when the radiographic image is taken, it is taken out from the cradle 40 by a radiographer or the like, and is held by the holding unit 150 of the stand 45 if the radiographing posture is in the upright position. It is placed on the top plate 152.
  • the electronic cassette 32 is not limited to being disposed at any of the above two types of positions at the time of imaging, and the electronic cassette 32 has portability, so that it can be arbitrarily placed in the radiation imaging room 44 at the time of imaging. It goes without saying that it can be arranged freely at the position of
  • the electronic cassette 32 includes a rectangular parallelepiped housing 54 made of a material that transmits the radiation X and having a rectangular irradiation surface 56 on which the radiation X is irradiated.
  • the electronic cassette 32 is hermetically sealed by the housing 54 and has a waterproof structure, and the same electronic cassette 32 can be used repeatedly by sterilizing and washing as necessary.
  • the radiation as the second detection unit of the present invention is sequentially arranged from the radiation X irradiation surface 56 side of the housing 54 along the arrival direction of the radiation X that has passed through the subject.
  • a detector 62, a radiation detector 60 as a first detector of the present invention, and a scintillator 71 as a light emitting unit of the present invention are stacked.
  • a case 31 that houses various electronic circuits including a microcomputer and a rechargeable and detachable battery 96 ⁇ / b> A is disposed inside the housing 54 at one end along the longitudinal direction of the irradiation surface 56. Yes.
  • the radiation detector 60 and the various electronic circuits described above are operated by electric power supplied from a battery 96 ⁇ / b> A housed in the case 31.
  • a radiation shielding member made of a lead plate or the like is provided on the irradiation surface 56 side of the case 31 in the housing 54. It is arranged.
  • the irradiation surface 56 of the housing 54 is composed of a plurality of LEDs, and the operation such as the operation mode of the electronic cassette 32 (for example, “ready state” or “data transmitting”), the remaining capacity state of the battery 96A, and the like.
  • a display unit 56A for displaying the state is provided.
  • the display unit 56A may be formed of a light emitting element other than an LED, or a display unit such as a liquid crystal display or an organic EL display.
  • the display unit 56 ⁇ / b> A may be provided at a site other than the irradiation surface 56.
  • the radiation detector 60 includes a pixel unit 74 including a photoelectric conversion unit 72 including a photodiode (PD: PhotoDiode), a thin film transistor (TFT: Thin Film Transistor) 70, and a storage capacitor 68. 6, a plurality of TFT active matrix substrates (hereinafter referred to as “TFT substrates”) formed in a matrix on an insulating substrate 64 that is flat and has a rectangular outer shape in plan view. Yes.
  • PD photodiode
  • TFT Thin Film Transistor
  • the photoelectric conversion unit 72 is configured such that a photoelectric conversion film 72C that absorbs light emitted from the scintillator 71 and generates charges according to the absorbed light is disposed between the upper electrode 72A and the lower electrode 72B. Yes.
  • the upper electrode 72A is preferably made of a conductive material having a high light transmittance with respect to light having the emission wavelength of the scintillator 71 because the light emitted from the scintillator 71 needs to enter the photoelectric conversion film 72C.
  • a transparent conductive oxide (TCO) having a high transmittance for visible light and a small resistance value.
  • a metal thin film such as Au can be used as the upper electrode 72A, a resistance value tends to increase when an optical transmittance of 90% or more is obtained, so that the TCO is preferable.
  • the upper electrode 72A may have a single configuration common to all the pixel portions, or may be divided for each pixel portion.
  • the material constituting the photoelectric conversion film 72C may be any material that absorbs light and generates charges, and for example, amorphous silicon, an organic photoelectric conversion material, or the like can be used.
  • amorphous silicon an organic photoelectric conversion material, or the like can be used.
  • the photoelectric conversion film 72 ⁇ / b> C is made of amorphous silicon, the light emitted from the scintillator 71 can be configured to absorb over a wide wavelength range. However, it is necessary to perform vapor deposition for forming the photoelectric conversion film 72C made of amorphous silicon. If the insulating substrate 64 is made of a synthetic resin, the heat resistance of the insulating substrate 64 may be insufficient.
  • the photoelectric conversion film 72C is made of a material containing an organic photoelectric conversion material, an absorption spectrum that exhibits high absorption mainly in the visible light region is obtained, and other than the light emitted from the scintillator 71 by the photoelectric conversion film 72C. Therefore, noise generated when radiation such as X-rays and ⁇ -rays is absorbed by the photoelectric conversion film 72C can be suppressed.
  • the photoelectric conversion film 72C made of an organic photoelectric conversion material can be formed by attaching an organic photoelectric conversion material on a body to be formed using a droplet discharge head such as an inkjet head. Heat resistance is not required. For this reason, in this embodiment, the photoelectric conversion film 72C of the photoelectric conversion unit 72 is formed of an organic photoelectric conversion material.
  • the photoelectric conversion film 72C is made of an organic photoelectric conversion material, radiation is hardly absorbed by the photoelectric conversion film 72C. Therefore, in the surface reading method (ISS) in which the radiation detector 60 is disposed so that the radiation is transmitted, radiation detection is performed. Attenuation of radiation due to transmission through the vessel 60 can be suppressed, and a decrease in sensitivity to radiation can be suppressed. Therefore, it is particularly suitable for the surface reading method (ISS) to configure the photoelectric conversion film 72C with an organic photoelectric conversion material.
  • the organic photoelectric conversion material that constitutes the photoelectric conversion film 72 ⁇ / b> C preferably has an absorption peak wavelength that is closer to the emission peak wavelength of the scintillator 71 in order to absorb light emitted from the scintillator 71 most efficiently.
  • the absorption peak wavelength of the organic photoelectric conversion material coincides with the emission peak wavelength of the scintillator 71, but if the difference between the two is small, the light emitted from the scintillator 71 can be sufficiently absorbed.
  • the difference between the absorption peak wavelength of the organic photoelectric conversion material and the emission peak wavelength with respect to the radiation of the scintillator 71 is preferably within 10 nm, and more preferably within 5 nm.
  • organic photoelectric conversion materials that can satisfy such conditions include quinacridone organic compounds and phthalocyanine organic compounds.
  • quinacridone organic compounds and phthalocyanine organic compounds.
  • the absorption peak wavelength in the visible region of quinacridone is 560 nm
  • CsI: Tl (cesium iodide added with thallium) is used as the material of the scintillator 71.
  • the wavelength difference can be made within 5 nm, and the amount of charge generated in the photoelectric conversion film 72C can be substantially maximized. Since an organic photoelectric conversion material applicable to the photoelectric conversion film 72C is described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-32854, description thereof is omitted.
  • the photoelectric conversion film 72C applicable to the radiation detector 60 will be specifically described.
  • the electromagnetic wave absorption / photoelectric conversion site in the radiation detector 60 is an organic layer including electrodes 72A and 72B and a photoelectric conversion film 72C sandwiched between the electrodes 72A and 72B. More specifically, this organic layer is a part that absorbs electromagnetic waves, a photoelectric conversion part, an electron transport part, a hole transport part, an electron blocking part, a hole blocking part, a crystallization preventing part, an electrode, and an interlayer contact. It can be formed by stacking or mixing improved parts.
  • the organic layer preferably contains an organic p-type compound or an organic n-type compound.
  • An organic p-type semiconductor (compound) is a donor organic semiconductor (compound) mainly represented by a hole transporting organic compound, and is an organic compound having a property of easily donating electrons. More specifically, an organic compound having a smaller ionization potential when two organic materials are used in contact with each other. Accordingly, any organic compound having an electron donating property can be used as the donor organic compound.
  • the organic n-type semiconductor (compound) is an acceptor organic semiconductor (compound) mainly represented by an electron transporting organic compound, and is an organic compound having a property of easily accepting electrons. More specifically, the organic compound having the higher electron affinity when two organic compounds are used in contact with each other. Therefore, any organic compound can be used as the acceptor organic compound as long as it is an organic compound having an electron accepting property.
  • the materials applicable as the organic p-type semiconductor and the organic n-type semiconductor and the configuration of the photoelectric conversion film 72C are described in detail in Japanese Patent Laid-Open No. 2009-32854, the description thereof is omitted.
  • the photoelectric conversion film 72 ⁇ / b> C may further contain fullerenes or carbon nanotubes.
  • the photoelectric conversion unit 72 only needs to include at least the electrode pairs 72A and 72B and the photoelectric conversion film 72C, but in order to suppress an increase in dark current, at least one of an electron blocking film and a hole blocking film is provided. It is preferable to provide both.
  • the electron blocking film can be provided between the lower electrode 72B and the photoelectric conversion film 72C.
  • a bias voltage is applied between the lower electrode 72B and the upper electrode 72A, the electron blocking film is applied from the lower electrode 72B to the photoelectric conversion film 72C.
  • An increase in dark current due to injection of electrons can be suppressed.
  • An electron donating organic material can be used for the electron blocking film.
  • the material actually used for the electron blocking film may be selected according to the material of the adjacent electrode and the material of the adjacent photoelectric conversion film 72C, and the electron affinity is 1.3 eV or more from the work function (Wf) of the adjacent electrode material.
  • a material having a large (Ea) and an Ip equivalent to or smaller than the ionization potential (Ip) of the material of the adjacent photoelectric conversion film 72C is preferable. Since the material applicable as the electron donating organic material is described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-32854, description thereof is omitted.
  • the thickness of the electron blocking film is preferably 10 nm or more and 200 nm or less, more preferably 30 nm or more and 150 nm or less, and particularly preferably, in order to reliably exhibit the dark current suppressing effect and prevent a decrease in photoelectric conversion efficiency of the photoelectric conversion unit 72. It is 50 nm or more and 100 nm or less.
  • the hole blocking film can be provided between the photoelectric conversion film 72C and the upper electrode 72A, and when a bias voltage is applied between the lower electrode 72B and the upper electrode 72A, the upper electrode 72A to the photoelectric conversion film 72C. It is possible to suppress the increase of dark current due to injection of holes into the substrate.
  • An electron-accepting organic material can be used for the hole blocking film.
  • the material actually used for the hole blocking film may be selected in accordance with the material of the adjacent electrode and the material of the adjacent photoelectric conversion film 72C, and the ionization is 1.3 eV or more from the work function (Wf) of the adjacent electrode material.
  • the potential (Ip) is large and that the Ea is equal to or larger than the electron affinity (Ea) of the material of the adjacent photoelectric conversion film 72C. Since the material applicable as the electron-accepting organic material is described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-32854, description thereof is omitted.
  • the thickness of the hole blocking film is preferably 10 nm or more and 200 nm or less, more preferably 30 nm or more and 150 nm or less, particularly preferably, in order to reliably exhibit the dark current suppressing effect and prevent a decrease in the photoelectric conversion efficiency of the photoelectric conversion unit 308. Is from 50 nm to 100 nm.
  • the electron blocking film and the hole blocking film are used. It is sufficient to reverse the position of. Moreover, it is not essential to provide both the electron blocking film and the hole blocking film, and if any of them is provided, a certain degree of dark current suppressing effect can be obtained.
  • the storage capacitor 68 that stores the charges transferred to the lower electrode 72 ⁇ / b> B corresponding to the lower electrode 72 ⁇ / b> B of the photoelectric conversion unit 72, and the storage capacitor 68.
  • a TFT 70 that outputs charges as an electrical signal is formed.
  • the region where the storage capacitor 68 and the TFT 70 are formed partially overlaps the lower electrode 72B in plan view. Thereby, the storage capacitor 68 and the TFT 70 and the photoelectric conversion unit 72 in each pixel unit overlap in the thickness direction, and the storage capacitor 68, the TFT 70 and the photoelectric conversion unit 72 can be arranged in a small area.
  • the storage capacitor 68 is electrically connected to the corresponding lower electrode 72B through a wiring made of a conductive material formed through an insulating film 65A provided between the insulating substrate 64 and the lower electrode 72B. Yes. As a result, the charge collected by the lower electrode 72B is moved to the storage capacitor 68.
  • a gate electrode 70A, a gate insulating film 65B, and an active layer (channel layer) 70B are laminated, and a source electrode 70C and a drain electrode 70D are formed on the active layer 70B with a predetermined interval.
  • the active layer 70B can be formed of, for example, any of amorphous silicon, amorphous oxide, organic semiconductor material, carbon nanotube, etc., but the material capable of forming the active layer 70B is limited to these. is not.
  • an oxide containing at least one of In, Ga, and Zn (for example, an In—O system) is preferable, and at least two of In, Ga, and Zn are used. Oxides containing one (eg, In—Zn—O, In—Ga, and Ga—Zn—O) are more preferred, and oxides containing In, Ga, and Zn are particularly preferred.
  • an In—Ga—Zn—O-based amorphous oxide an amorphous oxide whose composition in a crystalline state is represented by InGaO 3 (ZnO) m (m is a natural number less than 6) is preferable, and in particular, InGaZnO. 4 is more preferable.
  • the amorphous oxide capable of forming the active layer 70B is not limited to these.
  • examples of the organic semiconductor material capable of forming the active layer 70B include, but are not limited to, phthalocyanine compounds, pentacene, vanadyl phthalocyanine, and the like.
  • the configuration of the phthalocyanine compound is described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-212389, and thus the description thereof is omitted.
  • the active layer 70B of the TFT 70 is formed of any one of an amorphous oxide, an organic semiconductor material, a carbon nanotube, etc., radiation such as X-rays is not absorbed, or even if it is absorbed, a very small amount remains. The superimposition of noise on the image signal can be effectively suppressed.
  • the switching speed of the TFT 70 can be increased, and the degree of light absorption in the visible light region in the TFT 70 can be reduced.
  • the performance of the TFT 70 is remarkably deteriorated only by mixing a very small amount of metallic impurities into the active layer 70B. -It is necessary to extract and use for formation of the active layer 70B.
  • the photoelectric conversion film 72C formed of the organic photoelectric conversion material and the active layer 70B are formed.
  • the active layer of the TFT 70 is preferably formed of an organic semiconductor material.
  • the insulating substrate 64 may be any substrate that has optical transparency and little radiation absorption.
  • both the amorphous oxide constituting the active layer 70B of the TFT 70 and the organic photoelectric conversion material constituting the photoelectric conversion film 72C of the photoelectric conversion portion 72 can be formed at a low temperature. Therefore, the insulating substrate 64 is not limited to a substrate having high heat resistance such as a semiconductor substrate, a quartz substrate, and a glass substrate, and a flexible substrate made of synthetic resin, aramid, or bionanofiber can also be used.
  • flexible materials such as polyesters such as polyethylene terephthalate, polybutylene phthalate, polyethylene naphthalate, polystyrene, polycarbonate, polyethersulfone, polyarylate, polyimide, polycycloolefin, norbornene resin, poly (chlorotrifluoroethylene), etc.
  • a conductive substrate can be used. By using such a flexible substrate made of synthetic resin, it is possible to reduce the weight, which is advantageous for carrying around, for example.
  • the insulating substrate 64 includes an insulating layer for ensuring insulation, a gas barrier layer for preventing permeation of moisture and oxygen, an undercoat layer for improving flatness or adhesion to electrodes, and the like. May be provided.
  • the transparent electrode material can be cured at a high temperature to reduce the resistance, and can also be used for automatic mounting of a driver IC including a solder reflow process.
  • aramid has a thermal expansion coefficient close to that of ITO (indium tin oxide) or a glass substrate, there is little warping after manufacturing and it is difficult to crack.
  • aramid can make a substrate thinner than a glass substrate or the like.
  • the insulating substrate 64 may be formed by stacking an ultrathin glass substrate and aramid.
  • the bionanofiber is a composite of cellulose microfibril bundle (bacterial cellulose) produced by bacteria (acetic acid bacteria, Acetobacter® Xylinum) and transparent resin.
  • the cellulose microfibril bundle has a width of 50 nm and a size of 1/10 of the visible light wavelength, and has high strength, high elasticity, and low thermal expansion.
  • a transparent resin such as acrylic resin or epoxy resin into bacterial cellulose
  • a bio-nanofiber having a light transmittance of about 90% at a wavelength of 500 nm can be obtained while containing 60-70% of the fiber.
  • Bionanofiber has a low coefficient of thermal expansion (3-7ppm) comparable to silicon crystals, and is as strong as steel (460MPa), highly elastic (30GPa), and flexible. Compared to glass substrates, etc.
  • the insulating substrate 64 can be thinned.
  • the thickness of the radiation detector (TFT substrate) 60 as a whole is about 0.7 mm, for example, but in this embodiment, considering the reduction in thickness of the electronic cassette 32, the insulating property is reduced.
  • the substrate 64 a substrate made of synthetic resin having light permeability and flexibility is used. Thereby, the thickness of the radiation detector (TFT substrate) 60 as a whole can be reduced to about 0.1 mm, for example, and the radiation detector (TFT substrate) 60 can be made flexible. Further, by providing the radiation detector (TFT substrate) 60 with flexibility, the impact resistance of the radiation detector 60 (TFT substrate) is improved, and even when an impact is applied to the casing 30 of the electronic cassette 32.
  • the radiation detector (TFT substrate) 60 is not easily damaged.
  • plastic resin, aramid, bio-nanofiber, etc. all absorb little radiation, and when the insulating substrate 64 is formed of these materials, the amount of radiation absorbed by the insulating substrate 64 is also reduced. Even if the radiation is transmitted through the light detection unit 306 by (ISS), a decrease in sensitivity to radiation can be suppressed.
  • the thickness of the electronic cassette 32 is made of another material such as a glass substrate and has flexibility.
  • a substrate for example, a flexible glass substrate having a thickness of about 50 ⁇ m may be used as the insulating substrate 64.
  • the radiation detector (TFT substrate) 60 includes a plurality of gate wirings 76 extending in a certain direction (row direction) for turning on / off individual TFTs 70, and the certain constants.
  • the charge accumulated in the storage capacitor 68 (and between the upper electrode 72A and the lower electrode 72B of the photoelectric conversion unit 72) extending along the direction (column direction) intersecting with the direction is read through the on-state TFT 70.
  • a plurality of data wirings 78 are provided.
  • a planarizing layer 67 for flattening the TFT substrate is formed at the end of the radiation detector (TFT substrate) 60 opposite to the radiation arrival direction. .
  • a scintillator 71 that absorbs incident radiation and emits light is disposed on the opposite side of the radiation arrival direction across the radiation detector 60.
  • 60 the flattening layer 67
  • the scintillator 71 are bonded by an adhesive layer 69.
  • the light emission wavelength range of the scintillator 71 is preferably the visible light range (wavelength 360 nm to 830 nm), and in order to allow the radiation detector 60 to capture a monochrome radiographic image, it includes a green wavelength range. Is more preferable.
  • phosphors applied to the scintillator include, for example, CsI (Tl) (cesium iodide added with thallium), CsI (Na) (sodium-activated cesium iodide), GOS (Gd 2 O 2 S: Tb), and the like.
  • CsI Tl
  • Ca calcium iodide added with thallium
  • CsI Na
  • GOS Gd 2 O 2 S: Tb
  • the present invention is not limited to these materials.
  • CsI cesium iodide
  • Tl CsI having an emission spectrum of 420 nm to 700 nm during X-ray irradiation.
  • the emission peak wavelength of CsI (Tl) in the visible light region is 565 nm.
  • a substrate made of a synthetic resin having low heat resistance is used as the insulating substrate 64. Therefore, in this embodiment, as the scintillator 71, GOS that does not require vapor deposition or the like is used for forming the scintillator.
  • the scintillator 71 has a thickness of about 0.3 mm, for example.
  • a total reflection layer 172 that totally reflects light incident from the scintillator 71 side to the scintillator 71 side is provided on the opposite side of the scintillator 71 from the radiation detector 60.
  • the total reflection layer 172 is composed of a thin film made of a material such as aluminum and formed by vapor deposition, rolling, or the like.
  • other known configurations may be adopted as the total reflection layer 172. is there.
  • the total reflection layer 172 is an example of a total reflection portion according to the sixth aspect of the present invention.
  • the radiation detector 62 is provided on the opposite side of the scintillator 71 (upstream in the arrival direction of radiation) with the radiation detector 60 interposed therebetween.
  • the radiation detector 62 includes a wiring layer 142 in which a wiring 160 (see FIG. 7) to be described later is patterned on the surface of the insulating substrate 64 of the radiation detector 60 opposite to the side on which the pixel unit 74 is formed.
  • An insulating layer 144 is sequentially formed, and a plurality of sensor portions 146 for detecting light emitted from the scintillator 71 and transmitted through the radiation detector 60 are formed on the upper layer (lower side in FIG. 4), and an upper layer of the sensor portion 146 is further formed. Further, a protective layer 148 is formed.
  • the thickness of the radiation detection unit 62 is, for example, about 0.05 mm.
  • the sensor unit 146 includes an upper electrode 147A and a lower electrode 147B, and a photoelectric conversion film 147C that generates light by absorbing light from the scintillator 71 is disposed between the upper electrode 147A and the lower electrode 147B. ing.
  • a photoelectric conversion film 147C As the sensor unit 146 (photoelectric conversion film 147C), it is possible to apply a PIN type or MIS type photodiode using amorphous silicon, but in the present embodiment, the same as the photoelectric conversion film 72C of the photoelectric conversion unit 72.
  • the photoelectric conversion film 147C is made of an organic photoelectric conversion material.
  • the photoelectric conversion film 147C by attaching the organic photoelectric conversion material onto the object to be formed using a droplet discharge head such as an inkjet head, and the insulating substrate 64 has light transmittance. It is possible to use a thin substrate made of a synthetic resin.
  • the partial reflection layer 170 is not limited to this configuration, and a desired light reflectance (light transmittance) can be obtained for the electrode of the radiation detection unit 62 (for example, the lower electrode 147B disposed on the radiation detector 60 side). By configuring as described above, it may be configured to function as the partial reflection layer 170, or another known configuration that functions as the partial reflection layer 170 may be employed.
  • the partial reflection layer 170 is a partial reflection portion according to the first aspect of the present invention (more specifically, “between the light emitting portion and the second detection portion and between the first detection portion and the second detection portion”). This is an example of a “partial reflection part”.
  • the radiation detection unit 62 is for detecting the timing of irradiation of radiation to the electronic cassette 32 and detecting the integrated dose of radiation to the electronic cassette 32, and the detection (imaging) of the radiation image is performed. Since the detection is performed by the radiation detector 60, the sensor unit 146 of the radiation detection unit 62 has a larger arrangement pitch (lower arrangement density) than the pixel unit 74 of the radiation detector 60. The light receiving area has a size corresponding to several to several hundreds of pixel portions 74 of the radiation detector 60.
  • each gate wiring 76 of the radiation detector 60 is connected to a gate line driver 80, and each data wiring 78 is connected to a signal processing unit 82.
  • the radiation corresponding to each position on the irradiation surface 56 in the scintillator 71 is irradiated with the radiation at each position.
  • the amount of light corresponding to the amount is emitted, and the photoelectric conversion unit 72 of each pixel unit 74 generates a charge having a magnitude corresponding to the amount of light emitted from the corresponding portion of the scintillator 71. Charges are accumulated in the storage capacitors 68 of the individual pixel portions 74 (and between the upper electrode 72A and the lower electrode 72B of the photoelectric conversion portion 72).
  • the TFTs 70 of the individual pixel portions 74 are row-wise by signals supplied from the gate line drivers 80 via the gate wirings 76.
  • the charges stored in the storage capacitor 68 of the pixel unit 74 that is turned on in order and the TFT 70 is turned on are transmitted as an analog electric signal through the data wiring 78 and input to the signal processing unit 82. Accordingly, the charges accumulated in the storage capacitors 68 of the individual pixel portions 74 are sequentially read out in units of rows.
  • the signal processing unit 82 includes an amplifier and a sample-and-hold circuit provided for each data wiring 78, and an electric signal transmitted through each data wiring 78 is amplified by the amplifier and then held in the sample-and-hold circuit.
  • the signal processing unit 82 includes an amplifier and a sample-and-hold circuit provided for each data wiring 78, and an electric signal transmitted through each data wiring 78 is amplified by the amplifier and then held in the sample-and-hold circuit.
  • a multiplexer and an A / D (analog / digital) converter are connected in order to the output side of the sample and hold circuit, and the electrical signals held in the individual sample and hold circuits are sequentially (serially) input to the multiplexer.
  • the digital image data is converted by an A / D converter.
  • An image memory 90 is connected to the signal processing unit 82, and image data output from the A / D converter of the signal processing unit 82 is sequentially stored in the image memory 90.
  • the image memory 90 has a storage capacity capable of storing image data for a plurality of frames, and image data obtained by imaging is sequentially stored in the image memory 90 every time a radiographic image is captured.
  • the image memory 90 is connected to a cassette control unit 92 that controls the operation of the entire electronic cassette 32.
  • the cassette control unit 92 includes a microcomputer, and includes a CPU 92A, a memory 92B including a ROM and a RAM, a nonvolatile storage unit 92C including an HDD (Hard Disk Drive), a flash memory, and the like.
  • a wireless communication unit 94 is connected to the cassette control unit 92.
  • the wireless communication unit 94 is compatible with wireless LAN (Local Area Network) standards represented by IEEE (Institute of Electrical and Electronics Electronics) (802.11a / b / g / n), etc. Control the transmission of various information between them.
  • the cassette control unit 92 can wirelessly communicate with the console 42 via the wireless communication unit 94, and can transmit and receive various information to and from the console 42.
  • the radiation detection unit 62 is provided with the same number of wirings 160 as the sensor units 146, and each sensor unit 146 of the radiation detection unit 62 is connected to the signal detection unit 162 via a different wiring 160.
  • the signal detection unit 162 includes an amplifier, a sample hold circuit, and an A / D converter provided for each wiring 160, and is connected to the cassette control unit 92. Under the control of the cassette control unit 92, the signal detection unit 162 samples signals transmitted from the individual sensor units 146 via the wiring 160 at predetermined intervals, converts the sampled signals into digital data, and converts the cassettes into the cassette data. The data is sequentially output to the control unit 92.
  • the electronic cassette 32 is provided with a power supply unit 96, and the various electronic circuits described above (gate line driver 80, signal processing unit 82, image memory 90, wireless communication unit 94, cassette control unit 92, signal detection unit 162). Etc.) are connected to the power supply unit 96 (not shown), and are operated by the power supplied from the power supply unit 96.
  • the power supply unit 96 incorporates the aforementioned battery (secondary battery) 96A so as not to impair the portability of the electronic cassette 32, and supplies power from the charged battery 96A to various electronic circuits.
  • the console 42 is composed of a computer, a CPU 104 that controls the operation of the entire apparatus, a ROM 106 that stores various programs including a control program in advance, a RAM 108 that temporarily stores various data, and various data Are connected to each other via a bus.
  • a communication I / F unit 132 and a wireless communication unit 118 are connected to the bus, the display 100 is connected via the display driver 112, and the operation panel 102 is further connected via the operation input detection unit 114. .
  • the communication I / F unit 132 is connected to the radiation generator 34 via the connection terminal 42 ⁇ / b> A and the communication cable 35.
  • the console 42 (the CPU 104 thereof) transmits / receives various information such as an exposure condition to / from the radiation generator 34 via the communication I / F unit 132.
  • the wireless communication unit 118 has a function of performing wireless communication with the wireless communication unit 94 of the electronic cassette 32, and the console 42 (the CPU 104) transmits and receives various information such as image data to and from the electronic cassette 32. 118.
  • the display driver 112 generates and outputs signals for displaying various information on the display 100, and the console 42 (the CPU 104 of the console 42) displays an operation menu, a captured radiation image, and the like on the display 100 via the display driver 112. Display.
  • the operation panel 102 includes a plurality of keys, and various information and operation instructions are input.
  • the operation input detection unit 114 detects an operation on the operation panel 102 and notifies the CPU 104 of the detection result.
  • the radiation generator 34 also includes a communication I / F unit 132 that transmits and receives various types of information such as an exposure condition between the radiation source 130 and the console 42, and an exposure condition (this exposure) received from the console 42. And a radiation source controller 134 for controlling the radiation source 130 based on the conditions (including the tube voltage and tube current information).
  • the electronic cassette 32 Since the electronic cassette 32 according to the present embodiment has a configuration in which the radiation detection unit 62, the partial reflection layer 170, the radiation detector 60, the scintillator 71, and the total reflection layer 172 are sequentially stacked along the radiation arrival direction. With the addition of the radiation detector 62 to the electronic cassette 32, it is possible to prevent the size of the electronic cassette 32 along the direction parallel to the irradiation surface 56 from increasing (the area of the irradiation surface 56 increases). it can.
  • the electronic cassette 32 is provided with the radiation detection unit 62 on the opposite side of the scintillator 71 with the radiation detector 60 interposed therebetween.
  • the electronic cassette 32 is light transmissive as the insulating substrate 64 constituting the radiation detector 60. Is used so that the light emitted from the scintillator 71 is transmitted through the radiation detector 60 and is also incident on the radiation detector 62, so that the radiation detector 60 and the radiation detector 62 are connected to the scintillator 71. Therefore, it is not necessary to provide a scintillator corresponding to the radiation detector 60 and a scintillator corresponding to the radiation detector 62, and the number of scintillators provided in the electronic cassette 32 can be reduced. Can be reduced (only one scintillator is required).
  • the electronic cassette 32 uses an insulating substrate 64 constituting the radiation detector 60 as a support for supporting the radiation detection unit 62, and the radiation detector 60 and the radiation detection unit 62 are the same. Since it is provided on the support (insulating substrate 64), it is not necessary to separately provide a support for supporting the radiation detection unit 62, and the number of supports (substrate or base) provided in the electronic cassette 32 can be reduced.
  • the photoelectric conversion film 147C of the radiation detector 62 is made of an organic photoelectric conversion material, so the scintillator 71 is made of GOS, and the photoelectric converter 72 of the radiation detector 60.
  • the photoelectric conversion film 72C is made of an organic photoelectric conversion material, and the active layer 70B of the TFT 70 is made of an amorphous oxide, so that the insulating substrate 64 is made of a light-transmitting synthetic resin and is thin.
  • the substrate can be used.
  • the scintillator 71 is made of a material that does not require vapor deposition (GOS or the like) for forming the scintillator, a substrate (a substrate with high heat resistance (vapor deposition substrate)) for forming the scintillator by vapor deposition is also unnecessary.
  • the electronic cassette 32 can make the insulating substrate 64 that also functions as a support for the radiation detection unit 62 thinner and the scintillator despite the addition of the radiation detection unit 62.
  • the irradiated radiation is detected separately from the function of detecting the irradiated radiation as an image.
  • the electronic cassette 32 having a function can be configured to be very thin.
  • the radiation detection unit 62 is disposed on the opposite side of the scintillator 71 with the radiation detector 60 interposed therebetween, and the partial reflection layer 170 includes the radiation detector 60 and the radiation detection unit 62. Since the light is emitted between the scintillator 71 and the light emitted from the scintillator 71 toward the radiation detector 60, the light transmitted through the radiation detector 60 and reflected by the partial reflection layer 170 is also re-transmitted to the radiation detector 60. Incident.
  • the total reflection layer 172 is provided on the opposite side of the radiation detector 60 with the scintillator 71 interposed therebetween, the light emitted from the scintillator 71 toward the total reflection layer 172 side is also totally transmitted to the radiation detector 60.
  • the light is reflected by the reflective layer 172, passes through the scintillator 71, and enters. Therefore, the amount of light received by the radiation detector 60 is increased as compared with the case where the partial reflection layer 170 and the total reflection layer 172 are not provided, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved.
  • the radiation detection unit 62 detects the irradiation timing and dose of radiation. Since the resolution as in the case of detecting an image is not required, for example, the arrangement pitch of the sensor units 146 is increased, and the area of the light receiving region of each sensor unit 146 is increased (for example, 1 cm ⁇ 1 cm or more). By adopting the configuration, it is possible to compensate for a decrease in sensitivity of the radiation detection unit 62 due to a decrease in the amount of received light, and thereby it is possible to accurately detect the irradiation timing and dose of radiation.
  • the terminal device 12 When radiographing is performed, the terminal device 12 (see FIG. 1) accepts an imaging request from a doctor or a radiographer. In the imaging request, a patient to be imaged, an imaging region to be imaged, an imaging mode (still image shooting or moving image shooting) are specified, and tube voltage, tube current, and the like are specified as necessary.
  • the terminal device 12 notifies the RIS server 14 of the contents of the accepted imaging request.
  • the RIS server 14 stores the contents of the imaging request notified from the terminal device 12 in the database 14A.
  • the console 42 accesses the RIS server 14 to acquire the content of the imaging request and the attribute information of the patient to be imaged from the RIS server 14, and displays the content of the imaging request and the attribute information of the patient on the display 100 (see FIG. 8). ).
  • the radiographer performs preparatory work for radiographic imaging based on the content of the radiography request displayed on the display 100. For example, when imaging the affected area of the subject lying on the prone table 46 shown in FIG. 2, an electronic cassette 32 is placed between the prone position 46 and the subject's imaging site in accordance with the imaging site. Deploy. The photographer designates a tube voltage, a tube current, and the like when the operation panel 102 is irradiated with the radiation X.
  • an automatic irradiation that controls the irradiation of radiation from the radiation source 130 by detecting the cumulative value of the radiation dose to the electronic cassette 32 using the radiation detector 62.
  • Control is performed.
  • the electronic cassette 32 instructs the console 42 to end the emission of radiation from the radiation source 130 when the accumulated radiation dose accumulated value reaches the upper limit value, and the radiation detector 60. Reading of the image from is started.
  • the radiographic image to be captured is a still image
  • the upper limit value of the cumulative radiation dose is set to a value that provides a clear still image as the radiographic image of the imaging region. In the case of an image, a value is set for suppressing exposure of the subject within an allowable range.
  • the upper limit value of the cumulative radiation dose value may be input from the operation panel 102 by the photographer during imaging, or the upper limit value of the cumulative radiation dose value is stored in advance for each imaging region.
  • the photographer may designate an imaging region on the operation panel 102 and read the upper limit value of the radiation dose cumulative value corresponding to the designated imaging region, or the patient may be stored in the database 14A of the RIS server 14.
  • Each day the daily exposure dose is stored, and based on this information, the total exposure dose of the subject within a predetermined period (for example, the last three months) is calculated, and the subject's exposure dose is calculated from the calculated total exposure dose.
  • the allowable exposure dose in the current imaging may be calculated, and the calculated allowable exposure dose may be used as the upper limit value of the cumulative radiation dose.
  • the photographer When the above-described preparatory work is completed, the photographer performs an operation for notifying the completion of the preparatory work via the operation panel 102 of the console 42, and the console 42 uses the operation as a trigger to specify the specified tube voltage and tube current.
  • the radiation source control unit 134 of the radiation generator 34 stores the exposure conditions received from the console 42 in a built-in memory or the like, and the cassette control unit 92 of the electronic cassette 32 stores the imaging conditions received from the console 42 in the storage unit 92C.
  • the console 42 When the transmission of the information to the radiation generator 34 and the electronic cassette 32 is normally completed, the console 42 notifies the photographer that the photographing is possible by switching the display 100 and confirms this notification. The photographer who has performed the operation instructs the start of shooting via the operation panel 102 of the console 42. As a result, the console 42 transmits an instruction signal instructing the start of exposure to the radiation generator 34, and the radiation generator 34 emits radiation with a tube voltage and a tube current corresponding to the exposure conditions received in advance from the console 42. Radiation is emitted from the source 130.
  • the shooting control program stored in advance in the storage unit 92C is executed by the CPU 92A to perform the shooting control process shown in FIG.
  • step 250 the radiation dose cumulative value stored in a predetermined area on the memory 92B is initialized to zero.
  • step 252 it is determined whether or not the designated shooting mode is a moving image shooting mode. If the specified shooting mode is the still image shooting mode, the determination is negative and the process proceeds to step 256. However, if the specified shooting mode is the moving image shooting mode, the determination in step 252 is affirmed and step 254 is performed. Then, after setting a shooting cycle according to the frame rate of the moving image to be shot, the flow goes to step 256.
  • step 256 the level of the signal supplied from the gate line driver 80 to the TFT 70 via the gate wiring 76 is switched to the level at which the TFT 70 is turned on simultaneously for all the gate wirings 76 of the radiation detector 60. As a result, all the TFTs 70 of the radiation detector 60 are turned on. As a result, the charges accumulated in the storage capacitors 68 of the individual pixel portions 74 of the radiation detector 60 (and between the upper electrode 72A and the lower electrode 72B of the photoelectric conversion portion 72) are discarded and stored in the electronic cassette 32. Until the radiation is irradiated, the dark current output from the photoelectric conversion unit 72 of each pixel unit 74 is also prevented from being accumulated as a charge.
  • the output signal transmitted from each sensor unit 146 of the radiation detection unit 62 via the wiring 160 is acquired as digital data (radiation dose detection value) via the signal detection unit 162.
  • the level of the output signal from each sensor unit 146 of the radiation detector 62 depends on the amount of light received from the scintillator 71 and transmitted through the radiation detector (TFT substrate) 60 and received by each sensor unit 146.
  • the amount of light received by each sensor unit 146 changes according to the amount of light emitted from the scintillator 71, and the amount of light emitted from the scintillator 71 changes according to the amount of radiation applied to the electronic cassette 32. Therefore, the value of the above digital data corresponds to the radiation dose detection value for the electronic cassette 32 by the radiation detector 62.
  • step 260 based on the radiation dose detection value acquired from each sensor unit 146 of the radiation detection unit 62, it is determined whether or not the radiation dose detection value is equal to or greater than a threshold value. It is determined whether irradiation has started. Note that, as the radiation dose detection value to be compared with the threshold value, an average value of the radiation dose detection values acquired from each sensor unit 146 may be used, but the subject to be imaged in the irradiation surface 56 of the electronic cassette 32 may be used. As for a portion irradiated with radiation that has passed through the body of the subject, since a part of the radiation is absorbed by the body of the subject to be irradiated, the radiation dose is reduced. It is preferable to use an irradiation amount detection value acquired from the sensor unit 146 corresponding to a portion that is directly irradiated (irradiated without passing through the body of the subject).
  • the sensor unit 146 using the irradiation amount detection value is disposed, for example, at a position close to any one of the four corners of the irradiation surface 56 that is rarely irradiated with radiation that has passed through the body of the subject.
  • the sensor unit 146 can be applied.
  • information on the imaging region is acquired from the console 42, and according to the imaging region represented by the acquired information.
  • the sensor unit 146 that uses the detected dose value may be switched.
  • step 260 If the determination in step 260 is negative, the process returns to step 258, and steps 258 and 260 are repeated until the determination in step 260 is affirmed.
  • the emission of radiation from the radiation source 130 is started and the emitted radiation is irradiated on the electronic cassette 32 after a part of the radiation passes through the body of the subject, irradiation of the radiation acquired in step 258 is performed.
  • the amount detection value is equal to or greater than the threshold value
  • the determination in step 260 is affirmed and the process proceeds to step 262.
  • step 262 the level of a signal supplied from the gate line driver 80 to the TFT 70 via the gate wiring 76 is switched to a level that turns off the TFT 70 by simultaneously performing all the gate wirings 76 of the radiation detector 60.
  • All the TFTs 70 of the radiation detector 60 are turned off. As a result, the accumulation of electric charges in the storage capacitors 68 of the individual pixel units 74 of the radiation detector 60 (and between the upper electrode 72A and the lower electrode 72B of the photoelectric conversion unit 72) is started.
  • step 264 it is determined whether or not the designated shooting mode is a moving image shooting mode. If the designated photographing mode is the still image photographing mode, the determination is negative and the routine proceeds to step 266, where the radiation dose detection value is acquired from each sensor unit 146 of the radiation detection unit 62. In step 268, it is determined whether or not the radiation dose detection value acquired from each sensor unit 146 is 0 or a value close to 0. This determination determines whether or not the emission of radiation from the radiation source 130 is stopped. If the determination is negative, the process proceeds to step 270 and the radiation dose detection value (for example, acquired in step 266) (for example, (Average value of radiation dose acquired from each sensor unit 146) is added to the cumulative value of radiation dose.
  • the radiation dose detection value for example, acquired in step 266) (for example, (Average value of radiation dose acquired from each sensor unit 146) is added to the cumulative value of radiation dose.
  • step 272 it is determined whether or not the cumulative dose of radiation has reached or exceeded the upper limit value received from the console 42. If this determination is also negative, the process returns to step 266, and steps 266 to 272 are repeated until the determination of step 268 or step 272 is affirmed.
  • the radiation generation apparatus 34 In the still image capturing mode, when the exposure end timing arrives, the radiation generation apparatus 34 is instructed to end the emission of radiation from the console 42, and the radiation generation apparatus 34 stops the emission of radiation from the radiation source 130. In this case, by stopping irradiation of radiation to the electronic cassette 32, the determination in step 268 is affirmed and the process proceeds to step 276, and the TFTs 70 of the radiation detector 60 are sequentially turned on in units of gate wirings 76, The charges accumulated in the storage capacitor 68 of each pixel unit 74 (and between the upper electrode 72A and the lower electrode 72B of the photoelectric conversion unit 72) are sequentially read out as a radiographic image signal. In step 278, the radiographic image data obtained by the charge readout in step 276 is transmitted to the console 42 by wireless communication, and the imaging control process ends.
  • step 272 determines whether the cumulative dose of radiation reaches the upper limit before the end of exposure timing. If the cumulative dose of radiation reaches the upper limit before the end of exposure timing, the determination at step 272 is affirmed before the determination at step 268 is affirmed, and the routine proceeds to step 274. Then, a signal for instructing the end of the exposure is transmitted to the console 42 by wireless communication. As a result, the console 42 instructs the radiation generator 34 to end the emission of radiation, and the radiation generator 34 stops the emission of radiation from the radiation source 130. Thereby, the shooting of the still image is stopped. In step 276, charge is read from each pixel unit 74 of the radiation detector 60. In step 278, radiation image data is transmitted to the console 42, and the imaging control process is terminated.
  • step 264 the determination in step 264 is affirmed, and the process proceeds to step 280.
  • the radiation from each sensor unit 146 of the radiation detecting unit 62 it is determined whether the acquired radiation dose detection value is 0 or a value close to 0 (step 282), and if the determination is negative, the acquired radiation irradiation
  • the amount detection value is added to the radiation dose cumulative value (step 284), and it is determined whether the radiation dose cumulative value is equal to or greater than the upper limit value received from the console 42 (step 286).
  • step 286 determines whether the determination in step 286 is negative. If the determination in step 286 is negative, the process proceeds to step 288, and the elapsed time since the start of imaging (after the charge readout from each pixel portion 74 of the radiation detector 60 has been performed, the previous charge Whether or not the timing for reading the charge from each pixel unit 74 of the radiation detector 60 has arrived based on whether or not the elapsed time since reading has reached a time corresponding to the imaging cycle set in the previous step 254. Determine. If this determination is negative, the process returns to step 280, and step 280 to step 288 are repeated until the determination of any of step 282, step 286, and step 288 is affirmed.
  • step 288 determines whether the charge read timing arrives. If the charge read timing arrives, the determination in step 288 is affirmed and the process proceeds to step 290, where charge is read from each pixel unit 74 of the radiation detector 60 in the same manner as in step 276 described above. At 292, the radiation image data is transmitted to the console 42 and the process returns to step 280.
  • the photographer gives an instruction to end shooting (end of exposure) via the operation panel 102, whereby the console 42 instructs the radiation generator 34 to end radiation emission, and the radiation generator 34
  • the emission of radiation from the radiation source 130 is stopped.
  • the irradiation of the electronic cassette 32 is stopped, so that the determination in step 282 is affirmed, and the imaging control process ends.
  • step 286 is made before the determination in step 282 is affirmed.
  • step 274 a signal instructing the end of exposure is transmitted to the console 42 by wireless communication, and the imaging control process is terminated.
  • the console 42 instructs the radiation generation apparatus 34 to end the emission of radiation, and the radiation generation apparatus 34 stops the emission of radiation from the radiation source 130, thereby stopping the moving image capturing.
  • the console 42 may perform processing for displaying a warning on the display 100, or the console 42 may reduce at least one of the tube voltage and the tube current with respect to the radiation generator 34.
  • the radiation dose per unit time irradiated from the radiation source 130 may be reduced by instructing the change to the exposure condition.
  • a scintillator 71 made of a material that does not require vapor deposition (for example, GOS) is disposed on one surface of the radiation detector 60 as shown schematically in FIG.
  • a radiation detector 62 is provided on the other surface of the detector 60, a partially reflective layer 170 is provided between the radiation detector 60 and the radiation detector 62, and a total reflection layer is provided on the opposite side of the scintillator 71 from the radiation detector 60 side.
  • the radiation detector 60 (first detection unit) detects light emitted from the scintillator 71 (light emitting unit) as an image and detects the radiation.
  • the unit 62 (second detection unit) detects light emitted from the scintillator 71 (light emitting unit).
  • the radiation detector 60 is arranged on the radiation irradiation surface side of the scintillator 71.
  • the method of arranging the light emitting unit (scintillator) and the light detecting unit (radiation detector) in such a positional relationship is “surface”. This is referred to as “reading method (ISS: Irradiation Side Sampling)”.
  • the ⁇ surface reading method (ISS) '' in which the light detection unit (radiation detector) is arranged on the radiation incident side of the scintillator is the opposite side to the radiation irradiation surface of the light emission unit (scintillator) Since the light detection unit and the light emission position of the scintillator are closer to each other than the “backside scanning method (PSS: Penetration Side Sampling)” in which the light detection unit (radiation detector) is placed on Further, the sensitivity of the radiation detection panel (electronic cassette) is improved as a result by increasing the amount of light received by the light detection unit (radiation detector) (corresponding to an example of the fifth aspect of the present invention).
  • PSS Penetration Side Sampling
  • the positional relationship between the scintillator 71 and the radiation detector 60 is “surface reading method”, in addition to the configuration shown in FIG. 10B and 10D can be considered.
  • the configuration shown in FIG. 10A is the same as the configuration shown in FIG. 10C in the positional relationship between the scintillator 71, the radiation detector 60, the radiation detection unit 62, the partial reflection layer 170, and the total reflection layer 172, but is supported by the radiation detection unit 62.
  • the radiation detector 60 is affixed to the surface opposite to the scintillator 71 via the partial reflection layer 170.
  • the thickness is increased by the thickness of the base 120 as compared with the configuration shown in FIG. 10C.
  • the thickness of the base 120 itself can be suppressed to about 0.1 mm, for example.
  • the radiation detector 60 transmits the radiation detector 60 out of the light emitted from the scintillator 71 to the radiation detector 60 side, in addition to the light directly incident from the scintillator 71, and the partially reflective layer.
  • the light reflected by 170 is also re-incident, emitted from the scintillator 71 to the side opposite to the radiation detector 60 side, reflected by the total reflection layer 172, and also transmitted through the scintillator 71, so that the partially reflective layer 170 is also incident.
  • the amount of light received by the radiation detector 60 is increased, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved.
  • a total reflection layer 173 may be added between the radiation detection unit 62 and the base 120 (FIG. 10A). 14A).
  • the light transmitted through the radiation detection unit 62 is totally reflected by the total reflection layer 173 and emitted.
  • the total reflection layer 173 in the configuration shown in FIG. 14A is an example of a total reflection portion according to the eighth aspect of the present invention.
  • the total reflection layer 173 may be provided on the surface of the base 120 opposite to the radiation detection unit 62 instead of the position shown in FIG. 14A.
  • the radiation detector 60 is disposed on one surface of the scintillator 71, and the base 120 on which the radiation detector 62 is formed is disposed on the other surface side of the scintillator 71.
  • a partial reflection layer 170 is provided between the scintillator 71 and the base 120 so that the back surface (surface opposite to the surface on which the radiation detection unit 62 is formed) is arranged.
  • the partial reflection layer 170 in this configuration is an example of a partial reflection unit “arranged between the light emitting unit and the second detection unit”.
  • the positional relationship between the scintillator 71 and the radiation detection unit 62 is the “rear surface reading method”, and the amount of light received by the radiation detection unit 62 decreases, but the radiation detection unit 62 detects the irradiation timing and the irradiation amount of radiation. Therefore, for example, it is possible to adopt a configuration in which the arrangement pitch of the sensor units 146 is increased and the area of the light receiving region of each sensor unit 146 is increased (for example, 1 cm ⁇ 1 cm or more). Therefore, it is possible to compensate for a decrease in sensitivity due to a decrease in the amount of received light.
  • the radiation detector 60 in addition to the light directly incident from the scintillator 71, the radiation detector 60 is emitted from the scintillator 71 to the side opposite to the radiation detector 60 side, reflected by the partial reflection layer 170, and transmitted through the scintillator 71. Therefore, the amount of light received by the radiation detector 60 is increased as compared with the case where the partial reflection layer 170 is not provided, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved.
  • a total reflection layer 173 may be added to the radiation detector 60 on the side opposite to the scintillator 71 side.
  • a total reflection layer 174 may be added on the opposite side of the radiation detection unit 62 from the scintillator 71 side (see FIG. 14B). .
  • the light that has entered the radiation detector 60 from the scintillator 71 side and has passed through the radiation detector 60 is reflected by the total reflection layer 173 and re-entered, and thus the total reflection layer 173 is provided.
  • the amount of light received by the radiation detector 60 is increased as compared with the case where there is no image sensor, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved.
  • the total reflection layer 174 is not provided.
  • the total reflection layer 173 in the configuration shown in FIG. 14B is an example of the total reflection part according to the seventh aspect of the present invention
  • the total reflection layer 174 is an example of the total reflection part according to the eighth aspect of the present invention. is there.
  • FIG. 10D The configuration shown in FIG. 10D is similar to the configuration shown in FIG. 10B in that a radiation detection unit 63 having the same configuration as the radiation detection unit 62 is arranged on the opposite side of the scintillator 71 with the radiation detector 60 interposed therebetween. A partial reflection layer 170 is also provided between the detector 60 and the radiation detection unit 63.
  • the thickness is increased by the thickness of the radiation detection unit 63 compared to the configuration illustrated in FIG. 10B, but the thickness of the radiation detection unit 63 is, for example, about 0.05 mm, as in the radiation detection unit 62.
  • the two radiation detection units 62 and 63 may be used for the purpose of improving the sensitivity of the radiation detection unit as a whole, for example, by adding and using the respective irradiation amount detection values.
  • This radiation detection unit may be used for detection of the irradiation timing of the radiation to the electronic cassette 32, and the other radiation detection unit may be used for detection of the radiation irradiation amount to the electronic cassette 32.
  • the radiation detection unit used for detecting the irradiation timing of radiation is electrostatically controlled so as to improve the response speed. While adjusting the capacitance and the wiring resistance, it is possible to adjust the area of the light receiving region so that the sensitivity of the radiation detecting unit used for detecting the radiation dose is improved.
  • the radiation detector 60 in addition to the light directly incident from the scintillator 71, the radiation detector 60 is emitted from the scintillator 71 to the side opposite to the radiation detector 60 side, reflected by the partial reflection layer 170, and transmitted through the scintillator 71. Since the incident light is also incident, the light is incident from the scintillator 71, passes through the radiation detector 60, and is reflected again by the partial reflection layer 170, the partial reflection layer 170 is not provided. The amount of light received by the radiation detector 60 is increased, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved.
  • the total reflection layer 173 is disposed on the opposite side of the radiation detector 62 from the scintillator 71 side. 63, a total reflection layer 174 may be added to the side opposite to the scintillator 71 side (see FIG. 14D).
  • the light that enters the radiation detector 62 from the scintillator 71 side and passes through the radiation detector 62 is also reflected by the total reflection layer 173 and re-entered, so the total reflection layer 173 is provided.
  • the amount of light received by the radiation detection unit 62 is increased as compared with the case where there is not, and the sensitivity of radiation detection by the radiation detection unit 62 is improved.
  • the light that has entered the radiation detection unit 63 from the scintillator 71 side and has passed through the radiation detection unit 63 is reflected by the total reflection layer 174 and re-entered, and thus the total reflection layer 174 is not provided.
  • the amount of light received by the radiation detection unit 63 is increased compared to the case, and the sensitivity of radiation detection by the radiation detection unit 63 is improved.
  • the total reflection layers 173 and 174 in the configuration illustrated in FIG. 14D are examples of the total reflection unit according to the eighth aspect of the present invention.
  • a total reflection layer 173 is added to the radiation detection unit 62 on the side opposite to the scintillator 71 side. Good habit (see FIG. 14C).
  • the light that enters the radiation detector 62 from the scintillator 71 side and passes through the radiation detector 62 is also reflected by the total reflection layer 173 and re-entered, so the total reflection layer 173 is provided.
  • the amount of light received by the radiation detection unit 62 is increased as compared with the case where there is not, and the sensitivity of radiation detection by the radiation detection unit 62 is improved.
  • the total reflection layer 173 in the configuration illustrated in FIG. 14D is an example of a total reflection unit according to the eighth aspect of the present invention.
  • FIGS. 11A to 11D is a configuration of a radiation detection panel using a scintillator that is made of a material that does not require vapor deposition, in which the positional relationship between the scintillator 71 and the radiation detector 60 is a “rear surface reading method”. Conceivable.
  • the configuration shown in FIG. 11A is the same as the configuration shown in FIG. 10B, and radiation arrives from the opposite direction to the configuration shown in FIG. 10B.
  • the radiation detection unit 62 is positioned at the uppermost stream in the radiation arrival direction.
  • the scintillator is disposed even if the radiation detection unit 62 is disposed at the above position. No reduction in the amount of radiation applied to 71 occurs.
  • the positional relationship between the scintillator 71 and the radiation detector 60 is the “rear surface reading method”, the amount of light received by the radiation detector 60 is lower than that of the “front surface reading method”.
  • the light that is emitted from the scintillator 71 to the side opposite to the radiation detector 60, reflected by the partial reflection layer 170, and transmitted through the scintillator 71 is also incident.
  • the amount of light received by the radiation detector 60 is increased as compared with the case where 170 is not provided, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved. Accordingly, the provision of the partial reflection layer 170 can compensate for a decrease in the amount of light received by the radiation detector 60.
  • a total reflection layer 173 may be added to the side of the radiation detector 60 opposite to the scintillator 71 side. Good (see FIG. 15A).
  • the light that has entered the radiation detector 60 from the scintillator 71 side and has passed through the radiation detector 60 is reflected by the total reflection layer 173 and re-entered, and thus the total reflection layer 173 is provided.
  • the amount of light received by the radiation detector 60 is increased as compared with the case where there is no image sensor, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved.
  • the total reflection layer 173 in the configuration shown in FIG. 15A is an example of a total reflection portion according to the seventh aspect of the present invention.
  • the configuration shown in FIG. 11B is the same as the configuration shown in FIG. 10A, and radiation comes from the opposite direction to the configuration shown in FIG. 10A. Since the radiation detector 60 in this configuration has a positional relationship with the scintillator 71 of the “rear surface reading method”, the amount of received light is lower than that of the “front surface reading method”. In addition to the light that is directly incident from the scintillator 71, the light that has been transmitted from the scintillator 71 to the radiation detector 60 side and transmitted through the radiation detector 60 and reflected by the partial reflection layer 170 is also re-incident.
  • the partial reflection layer 170 and the total reflection layer 172 are not provided. As a result, the amount of light received by the radiation detector 60 is increased, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved. Therefore, by providing the partial reflection layer 170 and the total reflection layer 172, it is possible to compensate for a decrease in the amount of light received by the radiation detector 60.
  • the positional relationship with the scintillator 71 is “rear surface reading method”, and light transmitted through the radiation detector 60 and the partial reflection layer 170 is incident. Although the amount of received light is reduced, the radiation detection unit 62 detects the irradiation timing and the amount of radiation. Therefore, for example, the arrangement pitch of the sensor units 146 is increased, and the area of the light receiving region of each sensor unit 146 is increased. It is possible to adopt a configuration such as increasing (for example, 1 cm ⁇ 1 cm or more), and this makes it possible to compensate for a decrease in sensitivity accompanying a decrease in the amount of received light.
  • a total reflection layer 173 may be added between the radiation detection unit 62 and the base 120 (FIG. 11B). 15B).
  • the light transmitted through the radiation detection unit 62 is totally reflected by the total reflection layer 173 and emitted.
  • the total reflection layer 173 in the configuration illustrated in FIG. 15B is an example of a total reflection unit according to the eighth aspect of the present invention. Further, the total reflection layer 173 may be provided on the surface of the base 120 opposite to the radiation detection unit 62 instead of the position shown in FIG. 15B.
  • the configuration shown in FIG. 11C is the same as the configuration shown in FIG. 10C, and radiation comes from the opposite direction to the configuration shown in FIG. 10C.
  • the radiation detector 60 in this configuration also has a light receiving amount lower than that of the “front scanning method” because the positional relationship with the scintillator 71 is “back scanning method”.
  • the radiation detector 60 transmits the radiation detector 60 out of the light emitted from the scintillator 71 to the radiation detector 60 side.
  • the reflected light is also re-incident, emitted from the scintillator 71 to the side opposite to the radiation detector 60 side, reflected by the total reflection layer 172, and also transmitted through the scintillator 71.
  • the amount of light received by the radiation detector 60 is increased as compared with the case where the reflective layer 172 is not provided, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved. Therefore, by providing the partial reflection layer 170 and the total reflection layer 172, it is possible to compensate for a decrease in the amount of light received by the radiation detector 60.
  • the radiation detection unit 62 in the configuration illustrated in FIG. 11C is similar to the configuration illustrated in FIG. 11B in that the positional relationship with the scintillator 71 is the “rear surface reading method”, and the radiation detector 60 and the partial reflection layer 170.
  • the arrangement pitch of the sensor units 146 is increased to individually It is possible to adopt a configuration such as increasing the area of the light receiving region of the sensor unit 146 (for example, 1 cm ⁇ 1 cm or more), thereby compensating for a decrease in sensitivity due to a decrease in the amount of received light. This configuration is desirable because the thickness can be minimized among the configurations shown in FIGS. 11A to 11D.
  • a total reflection layer 173 is added on the opposite side of the radiation detection unit 62 from the radiation detector 60. It is also possible (see FIG. 15C). In this case, out of the light transmitted from the scintillator 71 through the radiation detector 60 and the partial reflection layer 170 and incident on the radiation detection unit 62, the light transmitted through the radiation detection unit 62 is totally reflected by the total reflection layer 173 and emitted. By re-entering the detection unit 62, the amount of light received by the radiation detection unit 62 increases, and the radiation detection sensitivity of the radiation detection unit 62 is improved.
  • the total reflection layer 173 in the configuration shown in FIG. 15C is an example of a total reflection portion according to the eighth aspect of the present invention.
  • the configuration shown in FIG. 11D is the same as the configuration shown in FIG. 10D, and radiation comes from the opposite direction to the configuration shown in FIG. 10D.
  • the two radiation detection units 62 and 63 improve the sensitivity of the entire radiation detection unit, for example, by adding and using the respective irradiation amount detection values. It may be used for the purpose, or one of the radiation detectors may be used for detecting the irradiation timing of the radiation to the electronic cassette 32, and the other radiation detector may be used for detecting the radiation dose to the electronic cassette 32. .
  • the radiation detector 60 in addition to the light directly incident from the scintillator 71, the radiation detector 60 is emitted from the scintillator 71 to the side opposite to the radiation detector 60 side, reflected by the partial reflection layer 170, and transmitted through the scintillator 71. Since the incident light is also incident, the light is incident from the scintillator 71, passes through the radiation detector 60, and is reflected again by the partial reflection layer 170, the partial reflection layer 170 is not provided. The amount of light received by the radiation detector 60 is increased, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved.
  • the total reflection layer 173 is disposed on the opposite side of the radiation detection unit 62 from the scintillator 71 side, and the radiation detection unit. 63, a total reflection layer 174 may be added to the side opposite to the scintillator 71 side (see FIG. 15D).
  • the light that enters the radiation detector 62 from the scintillator 71 side and passes through the radiation detector 62 is also reflected by the total reflection layer 173 and re-entered, so the total reflection layer 173 is provided.
  • the amount of light received by the radiation detection unit 62 is increased as compared with the case where there is not, and the sensitivity of radiation detection by the radiation detection unit 62 is improved.
  • the light that has entered the radiation detection unit 63 from the scintillator 71 side and has passed through the radiation detection unit 63 is reflected by the total reflection layer 174 and re-entered, and thus the total reflection layer 174 is not provided.
  • the amount of light received by the radiation detection unit 63 is increased compared to the case, and the sensitivity of radiation detection by the radiation detection unit 63 is improved.
  • the total reflection layers 173 and 174 in the configuration illustrated in FIG. 15D are examples of the total reflection unit according to the eighth aspect of the present invention.
  • the radiation detection panel using the scintillator formed by vapor-depositing a material such as CsI on the vapor deposition substrate 122 in which the positional relationship between the scintillator 71 and the radiation detector 60 is “surface reading method”.
  • the configurations shown in FIGS. 12A to 12D are conceivable.
  • the configuration shown in FIG. 12A is different from the configuration shown in FIG. 10A in that the vapor deposition substrate 122 is disposed on the opposite side of the radiation detector 60 with the scintillator 71 interposed therebetween. Also in this configuration, since the light reflected by the partial reflection layer 170 is incident again on the radiation detector 60, the light reflected by the total reflection layer 172 and transmitted through the scintillator 71 is also incident on the radiation detector 60. The amount of light received by the detector 60 is increased, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved.
  • a total reflection layer 173 may be added between the radiation detection unit 62 and the base 120 (FIG. 16A). reference). Thereby, the light totally reflected by the total reflection layer 173 is re-incident on the radiation detection unit 62, whereby the amount of light received by the radiation detection unit 62 is increased, and the radiation detection sensitivity of the radiation detection unit 62 is improved.
  • the total reflection layer 173 in the configuration illustrated in FIG. 16A is an example of a total reflection unit according to the eighth aspect of the present invention.
  • the total reflection layer 173 may be provided on the opposite side of the base 120 from the radiation detection unit 62 instead of the position shown in FIG. 16A.
  • the configuration shown in FIG. 12B is different from the configuration shown in FIG. 10B in that the vapor deposition substrate 122 is disposed between the scintillator 71 and the base 120.
  • the vapor deposition substrate 122 is used as a vapor deposition substrate in terms of radiation transmittance and cost. It is necessary to use a substrate having optical transparency instead of an Al substrate or the like that is frequently used.
  • Examples of substrates that can be used for vapor deposition and have optical transparency include glass substrates, but other than that, aromatic polyimide is used as a raw material, and shows high optical transparency in the visible light range, and also has excellent heat resistance.
  • Transparent plastic substrates for transparent displays with transparent polyimide substrates for example, heat-resistant temperature of about 300 ° C or higher
  • excellent optical properties for example, light transmittance of 90% or higher
  • heat resistance for example, 200 ° C or higher
  • Substrate material development name: OPS
  • OPS Tosoh Corp., “Development of transparent plastic substrate material for flexible display”, [online], [Search July 27, 2010], Internet ⁇ URL: http: // www .tosoh.co.jp / technology / report / pdfs / 2006_03_02.pdf>
  • Aramid film Toray Industries, Inc., “Halogen-free difficulty” Flammable colorless and transparent aramidov Rum is developed ", [online], [searched July 27, 2010], Internet ⁇ URL
  • a total reflection layer 173 is added to the radiation detector 60 on the side opposite to the scintillator 71 side, and the radiation detection unit When 62 has optical transparency, a total reflection layer 174 may be added to the radiation detection unit 62 on the side opposite to the scintillator 71 side (see FIG. 16B).
  • the total reflection layer 173 in the configuration shown in FIG. 16B is an example of the total reflection part according to the seventh aspect of the present invention
  • the total reflection layer 174 is an example of the total reflection part according to the eighth aspect of the present invention.
  • the configuration shown in FIG. 12C is different from the configuration shown in FIG. 10C in that the vapor deposition substrate 122 is disposed on the opposite side of the radiation detector 60 with the scintillator 71 interposed therebetween. Also in this configuration, since the light reflected by the partial reflection layer 170 is incident again on the radiation detector 60, the light reflected by the total reflection layer 172 and transmitted through the scintillator 71 is also incident on the radiation detector 60. The amount of light received by the detector 60 is increased, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved. This configuration is desirable because the thickness can be minimized among the configurations shown in FIGS. 12A to 12D.
  • a total reflection layer 173 may be added on the opposite side of the radiation detection unit 62 from the scintillator 71 side. (See FIG. 16C). Thereby, since the light reflected by the total reflection layer 173 is re-incident on the radiation detection unit 62, the amount of light received by the radiation detection unit 62 is increased, and the sensitivity of radiation detection by the radiation detection unit 62 is improved.
  • the total reflection layer 173 in the configuration illustrated in FIG. 16C is an example of a total reflection unit according to the eighth aspect of the present invention.
  • the configuration shown in FIG. 12D is different from the configuration shown in FIG. 10D in that the vapor deposition substrate 122 is disposed between the scintillator 71 and the base 120. Also in this configuration, similarly to the configuration shown in FIG. 12B, the light emitted from the scintillator 71 passes through the vapor deposition substrate 122 and the base 120 and then enters the radiation detection unit 62. Therefore, the above-described glass is used as the vapor deposition substrate 122. It is necessary to use a substrate or another substrate having optical transparency.
  • the two radiation detection units 62 and 63 in this configuration may be used for the purpose of improving the sensitivity of the radiation detection unit as a whole, as in the configuration shown in FIGS.
  • the radiation detection units May be used for detecting the irradiation timing of the radiation to the electronic cassette 32, and the other radiation detection unit may be used for detecting the amount of radiation irradiation to the electronic cassette 32.
  • the light that is emitted from the scintillator 71 to the vapor deposition substrate 122 side, reflected by the partial reflection layer 170 and transmitted through the scintillator 71, and the light that passes through the radiation detector 60 and reflected by the partial reflection layer 170 are reflected. Since the light is incident on the radiation detector 60, the amount of light received by the radiation detector 60 is increased, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved.
  • the total reflection layer 173 is disposed on the opposite side of the radiation detector 62 to the scintillator 71 side, and the radiation detector A total reflection layer 174 may be added to the opposite side of the scintillator 71 of 63 (see FIG. 16D).
  • the light reflected by the total reflection layer 173 is incident on the radiation detection unit 62, and the light reflected by the total reflection layer 174 is incident on the radiation detection unit 63.
  • the amount of received light increases, and the sensitivity of radiation detection by the radiation detectors 62 and 63 is improved.
  • the total reflection layers 173 and 174 in the configuration illustrated in FIG. 16D are examples of the total reflection unit according to the eighth aspect of the present invention.
  • FIGS. 13D A configuration of a radiation detection panel using a scintillator formed by vapor-depositing a material such as CsI on the vapor deposition substrate 122 in which the positional relationship between the scintillator 71 and the radiation detector 60 is “rear surface reading method” is shown in FIGS.
  • the configuration shown in FIG. 13D is conceivable.
  • the configuration shown in FIG. 13A is the same as the configuration shown in FIG. 12B, and radiation arrives from the opposite direction to the configuration shown in FIG. 12B. Also in this configuration, since the light emitted from the scintillator 71 is incident on the radiation detection unit 62 after passing through the vapor deposition substrate 122 and the base 120, the vapor deposition substrate 122 has the above-described glass substrate and other light transmission properties. It is necessary to use a substrate. Also in this configuration, since the light reflected by the partial reflection layer 170 and transmitted through the scintillator 71 is also incident on the radiation detector 60, the amount of light received by the radiation detector 60 increases, and image detection by the radiation detector 60 is performed. The sensitivity is improved.
  • a total reflection layer 173 is added to the radiation detector 60 on the side opposite to the scintillator 71 side, and the radiation detection unit
  • a total reflection layer 174 may be added on the side opposite to the scintillator 71 side of the radiation detection unit 62 (see FIG. 17A).
  • the total reflection layer 173 in the configuration shown in FIG. 17A is an example of the total reflection part according to the seventh aspect of the present invention
  • the total reflection layer 174 is an example of the total reflection part according to the eighth aspect of the present invention.
  • the configuration shown in FIG. 13B is the same as the configuration shown in FIG. 12A, and radiation comes from the opposite direction to the configuration shown in FIG. 12A. Also in this configuration, since the light reflected by the partial reflection layer 170 is incident again on the radiation detector 60, the light reflected by the total reflection layer 172 and transmitted through the scintillator 71 is also incident on the radiation detector 60. The amount of light received by the detector 60 is increased, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved. Further, in this configuration, the positional relationship between the scintillator 71 and the radiation detection unit 62 is the “rear surface reading method”, and light transmitted through the radiation detector 60 and the partial reflection layer 170 is incident on the radiation detection unit 62.
  • the amount of light received by the radiation detection unit 62 decreases, but the arrangement pitch of the sensor units 146 of the radiation detection unit 62 is increased, and the area of the light reception region of each sensor unit 146 is increased (for example, 1 cm ⁇ 1 cm or more).
  • the area of the light reception region of each sensor unit 146 is increased (for example, 1 cm ⁇ 1 cm or more).
  • a total reflection layer 173 may be added between the radiation detection unit 62 and the base 120 (FIG. 17B). reference). Thereby, the light totally reflected by the total reflection layer 173 is re-incident on the radiation detection unit 62, whereby the amount of light received by the radiation detection unit 62 is increased, and the radiation detection sensitivity of the radiation detection unit 62 is improved.
  • the total reflection layer 173 in the configuration shown in FIG. 17B is an example of a total reflection portion according to the eighth aspect of the present invention.
  • the total reflection layer 173 may be provided on the opposite side of the base 120 from the radiation detection unit 62 instead of the position shown in FIG. 17B.
  • the configuration shown in FIG. 13C is the same as the configuration shown in FIG. 12C, and radiation comes from the opposite direction to the configuration shown in FIG. 12C.
  • This configuration is desirable because the thickness can be minimized among the configurations shown in FIGS. 13A to 13D. Also in this configuration, since the light reflected by the partial reflection layer 170 is incident again on the radiation detector 60, the light reflected by the total reflection layer 172 and transmitted through the scintillator 71 is also incident on the radiation detector 60. The amount of light received by the detector 60 is increased, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved.
  • the positional relationship between the scintillator 71 and the radiation detection unit 62 is the “rear surface reading method” and the light transmitted through the radiation detector 60 and the partial reflection layer 170 is similar to the configuration shown in FIG. 13B.
  • the arrangement pitch of the sensor units 146 of the radiation detection unit 62 is increased, and the area of the light reception region of each sensor unit 146 is increased. (For example, 1 cm ⁇ 1 cm or more) or the like can compensate for a decrease in sensitivity due to a decrease in the amount of received light.
  • a total reflection layer 173 may be added on the opposite side of the radiation detection unit 62 from the scintillator 71 side. (See FIG. 17C). Thereby, since the light reflected by the total reflection layer 173 is re-incident on the radiation detection unit 62, the amount of light received by the radiation detection unit 62 is increased, and the sensitivity of radiation detection by the radiation detection unit 62 is improved.
  • the total reflection layer 173 in the configuration illustrated in FIG. 17C is an example of the total reflection unit according to the eighth aspect of the present invention.
  • the configuration shown in FIG. 13D is the same as the configuration shown in FIG. 12D, and radiation comes from the opposite direction to the configuration shown in FIG. 12D.
  • the two radiation detection units 62 and 63 similarly to the configuration illustrated in FIG. 12D, add and use the respective irradiation amount detection values to improve the sensitivity of the entire radiation detection unit. It may be used for the purpose, or one of the radiation detectors may be used for detecting the irradiation timing of the radiation to the electronic cassette 32, and the other radiation detector may be used for detecting the radiation dose to the electronic cassette 32. .
  • the light that is emitted from the scintillator 71 to the vapor deposition substrate 122 side, reflected by the partial reflection layer 170 and transmitted through the scintillator 71, and the light that passes through the radiation detector 60 and reflected by the partial reflection layer 170 are reflected. Since the light is incident on the radiation detector 60, the amount of light received by the radiation detector 60 is increased, and the sensitivity of image detection by the radiation detector 60 is improved.
  • the total reflection layer 173 is disposed on the opposite side of the radiation detection unit 62 from the scintillator 71 side, and the radiation detection unit.
  • a total reflection layer 174 may be added to 63 on the side opposite to the scintillator 71 side (see FIG. 17D).
  • the light reflected by the total reflection layer 173 is incident on the radiation detection unit 62, and the light reflected by the total reflection layer 174 is incident on the radiation detection unit 63.
  • the amount of received light increases, and the sensitivity of radiation detection by the radiation detectors 62 and 63 is improved.
  • the total reflection layers 173 and 174 in the configuration shown in FIG. 17D are an example of the total reflection unit according to the eighth aspect of the present invention.
  • an organic CMOS sensor having a photoelectric conversion film made of a material containing an organic photoelectric conversion material may be used.
  • a TFT substrate of the radiation detector 60 an organic material as the TFT 70 may be used.
  • an organic TFT array sheet in which organic transistors including the above are arranged in an array on a flexible sheet may be used.
  • the above organic CMOS sensor is disclosed in, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2009-212377.
  • the TFT 70 or the like of the radiation detector 60 does not have optical transparency (for example, an active layer 70B formed of a material having no optical transparency such as amorphous silicon),
  • a transparent insulating substrate 64 for example, a flexible substrate made of synthetic resin
  • a portion of the insulating substrate 64 where the TFT 70 or the like is not formed is configured to transmit light. It is possible to obtain a radiation detector 60 having optical transparency.
  • Arranging the TFT 70 or the like having a non-light-transmitting configuration on the light-transmitting insulating substrate 64 separates the micro device block formed on the first substrate from the first substrate. It can be realized by applying the technology arranged above, specifically, for example, FSA (Fluidic Self-Assembly).
  • FSA Fluid Self-Assembly
  • the radiation detector 60 By making the radiation detector 60 light transmissive as described above, a configuration in which the radiation detector 62 (or the radiation detector 63) is arranged on the opposite side of the scintillator 71 with the radiation detector 60 in between (for example, FIG. 10A, 10C, 10D, 11B, 11C, 11D, 12A, 12C, 12D, 13B, 13C, 13D, 14A, 14C, 14D, 15B, 15C, 15D, FIG. 16A, FIG. 16C, FIG. 16D, FIG. 17B, FIG. 17C, and FIG. 17D), a part of the light emitted from the scintillator 71 passes through the radiation detector 60 and passes through the radiation detector 62 (or It can be configured to be incident on the radiation detector 63).
  • the radiation detector 60 does not have optical transparency (for example, when the insulating substrate 64 is a substrate including silicon that absorbs light in a wavelength region including the visible region and the infrared region), A configuration in which the detection unit 62 (or the radiation detection unit 63) is disposed on the opposite side of the radiation detector 60 with the scintillator 71 interposed therebetween (for example, FIGS. 10B, 11A, 12B, 13A, 14B, 15A, and 16B). 17A), a part of the light emitted from the scintillator 71 can be incident on the radiation detection unit 62 (or the radiation detection unit 63).
  • the partial reflection layer 170 having a substantially uniform desired light reflectance over the entire surface has been described as an example.
  • the partial reflection portion according to the present invention is not limited to the above-described configuration.
  • a part of the in-plane film is removed (providing a region having a light transmittance of 100%)
  • the configuration may be adopted. In this case, the in-plane light reflectivity is uneven, but by adjusting the area of the region from which the film is removed, the light reflectivity (light transmittance) of the partial reflection unit as a whole becomes a desired value. Can be configured.
  • each sensor part 146 of the radiation detection part 62 for the detection of the irradiation timing of a radiation and the detection of a radiation dose was demonstrated above, it is not limited to this,
  • the radiation detection part 62 The sensor unit 146 is divided into two groups, the output signal from one sensor unit group is used for detection of radiation irradiation timing, and the output signal from one sensor unit group is used for detection of radiation dose. Good. Further, characteristics (for example, response speed and sensitivity) may be made different for each sensor unit group according to the use of the output signal.
  • the configuration in which the electronic cassette 32 has a function of directly communicating with the console 42 wirelessly has been described above.
  • the electronic cassette 32 only detects the radiation irradiation timing, and detects the radiation irradiation amount (radiation irradiation amount).
  • the function of monitoring whether or not the cumulative value has reached the upper limit value and not performing the process of notifying the console 42 if the cumulative value has reached the upper limit value is omitted from the function of the electronic cassette 32 communicating directly with the console 42 by radio. If the function is omitted, the radiographic image data is transferred to the console 42 by, for example, when the electronic cassette 32 is set in the cradle, the cradle reads out the radiographic image data from the electronic cassette 32 and the console 42. This can be achieved by configuring the cradle to transmit to. Further, the transfer of the radiation image data from the electronic cassette 32 to the console 42 can be performed offline using a memory card or the like.

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)
  • Radiography Using Non-Light Waves (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

　放射線を画像として検出する機能と別に放射線を検出する機能を設けた構成を、パネルサイズの大型化や厚みの増大、画像検出感度の低下を招くことなく実現する。　放射線を吸収して発光するシンチレータ71と、シンチレータ71からから放出された光を電荷へ変換する光電変換部72、電荷を蓄積する蓄積容量68及び電荷読出時にオンされるＴＦＴ70を備えた画素部74が絶縁性基板64上にマトリクス状に配置されて成る放射線検出器60と、が設けられた放射線検出パネルにおいて、絶縁性基板64に光透過性をもたせると共に、放射線検出器60を挟んでシンチレータ71と反対側(放射線の到来方向上流側)に、有機光電変換材料から成り、シンチレータ71から放出された光を電気信号へ変換して出力する放射線検出部62を設け、放射線検出器60と放射線検出部62の間に部分反射層170を設ける。

Description

放射線検出パネル
　本発明は放射線検出パネルに係り、特に、被写体を透過した放射線を吸収して発光する発光部及び当該発光部から放出された光を画像として検出する検出部を備えた放射線検出パネルに関する。
　近年、ＴＦＴ(Thin Film Transistor)アクティブマトリクス基板上に放射線感応層を配置し、照射されたＸ線やγ線、α線等の放射線を検出し、照射放射線量の分布を表す放射線画像のデータへ直接変換して出力するＦＰＤ(Flat Panel Detector)が実用化されており、このＦＰＤ等のパネル型の放射線検出器と、画像メモリを含む電子回路及び電源部を内蔵し、放射線検出器から出力される放射線画像データを画像メモリに記憶する可搬型の放射線検出パネル(以下、電子カセッテともいう)も実用化されている。なお、上記の放射線感応層としては、例えば照射された放射線をＣｓＩ：Ｔｌ、ＧＯＳ(Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ)等のシンチレータ(蛍光体層)で光に一旦変換し、シンチレータから放出された光をＰＤ(Photodiode)等から成る光検出部によって電荷へ再変換して蓄積する構成(間接変換方式)が知られている。放射線検出パネルは可搬性に優れているので、ストレッチャーやベッドに載せたまま被撮影者を撮影できると共に、放射線検出パネルの位置を変更することで撮影部位の調整も容易であるため、動けない被撮影者を撮影する場合にも柔軟に対処することができる。
　ところで、間接変換方式の放射線検出パネルにおいて、撮影される画像の画質を維持するためには、撮影開始タイミング(放射線検出パネルへの放射線の照射が開始されたタイミング)を検知し、ＰＤ等の光電変換素子の暗電流(例えばアモルファス・シリコンの不純物準位に一旦トラップされた電荷が再放出される等によって生ずる電流)によって時間経過と共に蓄積される不要な電荷を撮影開始時にリセットした後に、画像の撮影(電荷の蓄積)を開始する必要がある。放射線検出パネルによる撮影開始タイミング(や撮影終了タイミング)の検知は、放射線源から放射線検出パネルへ撮影開始タイミング(や撮影終了タイミング)が通知されるように、放射線源と放射線検出パネルとを信号線で接続することが一般的であるが、放射線検出パネルを放射線源と信号線で接続する構成は放射線検出パネルの取扱性の悪化を招くので、放射線検出パネルへの放射線の照射を放射線検出パネル自身が検出する機能を放射線検出パネルに搭載することが望ましい。
　上記に関連して特開２００２－１８１９４２号公報(以下、特許文献１という)には、放射線源から出射された放射線を電気信号に変換する変換部、変換された電気信号を蓄積する蓄積部、蓄積された電気信号を読み出す読出部を有する固体撮像装置が設けられた放射線撮像装置に、放射線源の放射線の出射の開始及び終了を検出する放射線検出素子と、放射線検出素子の検出結果に応じて蓄積部又は読出部を駆動する駆動回路を制御する制御部と、を設けることで、放射線源と放射線撮像装置との間の配線の省略を実現する技術が開示されている。
　また特表２００４－５０４６１１号公報(以下、特許文献２という)には、シンチレータを挟んで、シンチレータから放出された光を画像として検出するセンサマトリクスの反対側に、センサマトリクスから成る線量計(感光検出素子)が設けられており、この線量計の光入射側に半透過性反射器が設けられた構成のＸ線装置が開示されている。
　また特開２００９－３２８５４号公報(以下、特許文献３という)には、被写体を透過した放射線を吸収することにより発光する蛍光体膜と、上部電極と、下部電極と、上下の電極間に配置され光電変換部及び電界効果型薄膜トランジスタを備えた光電変換膜と、光電変換部により発生した電荷に応じた信号を出力する信号出力部と、が基板に順次積層された構成の放射線撮像素子において、光電変換部を、蛍光体膜が発する光を吸収する有機光電変換材料で構成することが開示されている。
　前述のように、放射線検出パネルへの放射線の照射が開始されたタイミング(や照射が終了されたタイミング)を検知する機能を放射線検出パネルに搭載しようとした場合、放射線検出パネルに照射された放射線を画像として検出するための構成とは別に、例えば特許文献１に記載の放射線検出素子や、特許文献２に記載の感光検出素子のように、放射線検出パネルに照射された放射線を検出する放射線検出部を新たに設ける必要がある。また、放射線検出パネルに対しては、被写体への放射線の積算照射量を制限する等を目的として、放射線検出パネルに照射された放射線照射量(やその積算値)を検出する機能を搭載したいというニーズがあり、このようなニーズを満たそうとした場合にも、上記の放射線検出部を放射線検出パネルに新たに設ける必要がある。
　しかしながら、特許文献１に記載の技術では、放射線検出素子を蛍光体及び検出体の側方(放射線照射面に沿った一端部)に設けているので、放射線照射面に沿った放射線検出パネルのサイズが大型化し、放射線検出パネルの取扱性が悪化するという問題がある。また、特許文献１に記載の技術は、放射線検出素子の配置上、放射線検出素子に入射される放射線が障害物によって遮断されて放射線が検出できないことが生じ易く、また、被写体を透過した放射線量を検出することが困難である、という欠点も有している。
　また、特許文献２に記載の技術では、シンチレータやセンサマトリクス、感光検出素子、半透過性反射器等を放射線が到来する方向に沿って積層しているので、放射線検出パネルの厚みが大幅に増大することで、放射線検出パネルの取扱性が悪化するという問題が生ずる。また、放射線検出パネルに放射線検出部を新たに設けた場合、その構成(配置)によっては、放射線検出パネルに照射された放射線を画像として検出する際の検出感度が低下する、という問題が生ずる可能性もある。
　本発明は上記事実を考慮して成されたもので、照射された放射線を画像として検出する機能と別に、照射された放射線を検出する機能を設けた構成を、パネルサイズの大型化や厚みの大幅な増大、画像検出感度の低下を招くことなく実現した放射線検出パネルを得ることが目的である。
　上記目的を達成するために本発明の第１の態様に係る放射線検出パネルは、被写体を透過した放射線を吸収して発光する発光部と、前記発光部から放出された光を画像として検出する第１検出部と、可撓性を有する支持体上に形成され、前記発光部を挟んで前記第１検出部の反対側又は前記第１検出部を挟んで前記発光部の反対側に配置され、前記発光部から放出された光を有機光電変換材料によって検出する第２検出部と、前記発光部と前記第２検出部の間で、かつ、前記発光部と前記第２検出部の間に前記第１検出部が存在している場合は前記第１検出部と前記第２検出部の間に配置され、前記発光部側から入射された光の一部を前記発光部側へ反射する部分反射部と、が放射線の到来方向に沿って積層されて構成されている。
　本発明の第１の態様では、被写体を透過した放射線を吸収して発光する発光部と、発光部から放出された光を画像として検出する第１検出部と、に加え、可撓性を有する支持体上に形成され、発光部から放出された光を有機光電変換材料によって検出する第２検出部が、発光部を挟んで第１検出部の反対側又は第１検出部を挟んで発光部の反対側に配置されており、第１検出部により、照射された放射線を画像として検出する機能が実現され、第２検出部により、照射された放射線を検出する機能が実現される。
　また、本発明の第１の態様に係る放射線検出パネルは、発光部、第１検出部、第２検出部及び部分反射部が放射線の到来方向に沿って積層されて構成されているので、第２検出部を設けることで放射線の到来方向とおよそ直交する方向に沿ったパネルサイズが大型化することを防止できる。
　また、発光部から放出された光を有機光電変換材料によって検出する第２検出部は、インクジェットヘッド等の液滴吐出ヘッドを用いて有機光電変換材料を支持体に付着させることで製造できるので、製造にあたって蒸着等が必要な材料(例えばシリコン等)を用いて第２検出部を構成する場合と比較して、強度及び耐熱温度の低い支持体上に形成することができる。このため、本発明の第１の態様では、可撓性を有する支持体上に第２検出部を形成している(可撓性を有する支持体は一般に厚みが薄く、また耐衝撃性も高い)。また、発光部側から入射された光の一部を発光部側へ反射する部分反射部は、光反射率(光反射率)が受光面の全面に亘って均一な構成でもよいし、光反射率(光反射率)が受光面内で部分的に相違する構成でもよいが、何れの構成であっても、例えば薄膜状に構成する等のように厚みは薄くすることが可能である。これにより、発光部、第１検出部、第２検出部及び部分反射部が放射線の到来方向に沿って積層された構成であるにも拘わらず厚みの増大を抑制することができる。
　また、本発明の第１の態様では、第２検出部が発光部を挟んで第１検出部の反対側又は第１検出部を挟んで発光部の反対側に配置されており、部分反射部は、発光部と第２検出部の間で、かつ、発光部と第２検出部の間に第１検出部が存在している場合は第１検出部と第２検出部の間に配置され、発光部側から入射された光の一部を発光部側へ反射する構成であるので、何れの構成であっても、第１検出部は部分反射部の光反射側に位置することになる。これにより、部分反射部が設けられていない場合と比較して、第１検出部の受光量が増大し、第１検出部による画像検出の感度が向上する。
　なお、第２検出部に対しては、発光部から放出された光のうち部分反射部を透過した一部の光が入射されるので、部分反射部を設けたことで第２検出部による検出が阻害されることはない。従って、本発明の第１の態様によれば、照射された放射線を画像として検出する機能と別に、照射された放射線を検出する機能を設けた構成を、パネルサイズの大型化や厚みの大幅な増大、画像検出感度の低下を招くことなく実現することができる。また、可撓性を有する支持体上に第２検出部を形成したことで、放射線検出パネルの更なる薄型化、耐衝撃性の向上を実現することができ、放射線検出パネルの取扱性を向上させることができる。
　本発明の第２の態様は、本発明の第１の態様において、可撓性を有し第２検出部が形成される支持体が合成樹脂製の基板とされている。合成樹脂製の基板は、ガラス製の基板等と比べて耐熱温度は低いものの厚みを薄くすることが容易であり、支持体を合成樹脂製の基板とすることで、支持体を厚みが薄くかつ軽量に構成できるので、放射線検出パネルの取扱性を更に向上させることができる。
　また、本発明の第３の態様は、本発明の第２の態様において、第１検出部は、発光部から放出された光を有機光電変換材料によって画像として検出する構成であり、第２検出部と同一の支持体上に形成されている。上記のように、第１検出部を、発光部から放出された光を有機光電変換材料によって画像として検出する構成とすることで、第１検出部の製造に際して蒸着を行う必要がなくなり、合成樹脂製の基板に形成することも可能となる。そして、上記のように第１検出部を第２検出部と同一の支持体上に形成することにより、第１検出部及び第２検出部に対応して支持体を各々設ける場合と比較して支持体の数を削減できることで、放射線パネルの厚みを更に薄くすることができ、放射線検出パネルの取扱性を更に向上させることができる。
　なお、本発明の第２の態様において、発光部を、例えばＧＯＳ(Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ)等のように製造に際して蒸着が不要な材料で構成すれば、本発明の第２の態様に係る支持体としての合成樹脂製の基板を、発光部を支持する支持体として用いることも可能となるので好ましい。
　また、本発明の第４の態様は、本発明の第１の態様において、可撓性を有し第２検出部が形成される支持体が、例えば蒸着に使用可能な耐熱性を備えており(具体的には、厚みが50μｍ程度とされ可撓性を有するガラス基板等)、第１検出部は、第２検出部と同一の支持体上に形成されている。本発明の第４の態様についても、第１検出部及び第２検出部に対応して支持体を各々設ける場合と比較して支持体の数を削減できることで、放射線パネルの厚みを更に薄くすることができ、放射線検出パネルの取扱性を更に向上させることができる。
　また、本発明の第５の態様は、本発明の第１の態様～本発明の第４の態様の何れかにおいて、第１検出部が、発光部に対して放射線の到来方向上流側に配置されている。上記のように、第１検出部を発光部に対して放射線の到来方向上流側に配置することで、第１検出部を発光部に対して放射線の到来方向上流側に配置した場合よりも第１検出部の受光量が増大し、発光部から放出された光を画像として検出する第１検出部の画像検出における感度を向上させることができる。
　また、本発明の第６の態様は、本発明の第１の態様～本発明の第５の態様の何れかにおいて、第２検出部が第１検出部を挟んで発光部の反対側にのみ配置され、第１検出部が光透過性を有する構成において、発光部を挟んで第１検出部の反対側に配置され、発光部側から入射された光を発光部側へ全反射する全反射部を更に備えている。これにより、第１検出部には、発光部から第１検出部側へ放出された光以外に、発光部から第１検出部と反対側へ放出された光も、全反射部によって全反射され、発光部を透過して入射されることになり、第１検出部による画像検出の感度を更に向上させることができる。なお、本発明の第６の態様では、第２検出部が第１検出部を挟んで発光部の反対側にのみ配置されているので、全反射部を上記の位置に配置したとしても、発光部から放出された光の一部は第２検出部に入射され、第２検出部による検出が阻害されることはない。
　また、本発明の第７の態様は、本発明の第１の態様～本発明の第５の態様の何れかにおいて、第２検出部が発光部を挟んで第１検出部の反対側にのみ配置され、第１検出部が光透過性を有する構成において、第１検出部を挟んで発光部の反対側に配置され、発光部側から入射された光を発光部側へ全反射する全反射部を更に備えている。この場合、第１検出部には、発光部から入射された光のうち、第１検出部を一旦透過し、全反射部によって全反射された光が再入射されることになり、第１検出部による画像検出の感度を更に向上させることができる。なお、本発明の第７の態様では、第２検出部が発光部を挟んで第１検出部の反対側にのみ配置されているので、全反射部を上記の位置に配置したとしても、発光部から放出された光の一部は第２検出部に入射され、第２検出部による検出が阻害されることはない。
　また、本発明の第８の態様は、本発明の第１の態様～本発明の第７の態様の何れかにおいて、第２検出部を挟んで発光部の反対側に配置され、発光部側から入射された光を発光部側へ全反射する全反射部を更に備えている。この場合、第２検出部には、発光部側から入射された光のうち、第２検出部を一旦透過し、全反射部によって全反射された光も再入射されることになり、第２検出部による検出の感度も向上させることができる。
　また、本発明の第９の態様は、本発明の第１の態様～本発明の第８の態様の何れかにおいて、発光部は１個のみ設けられ、単一の発光部と第１検出部の間に存在する部材、及び、単一の発光部と第２検出部の間に存在する部材は、照射された光の少なくとも一部を透過させる光透過性を各々有し、第１検出部及び第２検出部は、単一の発光部から放出された光を各々検出する。これにより、発光部から放出された光が第１検出部及び第２検出部によって各々検出され、第１検出部及び第２検出部について発光部が共通化されることになるので、第２検出部を設けるために発光部を複数設ける必要がなくなり、厚みを更に抑制することができる。
　また、本発明の第１０の態様は、本発明の第１の態様～本発明の第９の態様の何れかにおいて、第１検出部は板状で光透過性を有する支持体上に形成され、板状の支持体の一方の面には発光部が、他方の面には第２検出部が各々積層されると共に、第１検出部と第２検出部の間に部分反射部が配置され、放射線が第２検出部側から到来するように配置される。上記構成では、第１検出部、第２検出部及び発光部が板状の単一の支持体に支持されることで、第１検出部、第２検出部及び発光部の少なくとも１つが他とは異なる支持体に支持される場合よりもパネルの厚みを薄くすることができる。
　また、発光部の放射線入射側に第１検出部及び第２検出部が配置されていることで、第１検出部及び第２検出部による光の検出効率も向上させることができ、更に、第１検出部と第２検出部の間に部分反射部が配置されていることで、部分反射部が設けられていない場合よりも第１検出部の受光量が増大するので、第２検出部を設けることに伴って画像の検出感度が低下することも防止することができる。
　また、本発明の第１１の態様は、本発明の第１の態様～本発明の第１０の態様の何れかにおいて、第２検出部による光の検出結果に基づいて、第１検出部による光の検出タイミングを放射線検出パネルへの放射線の照射タイミングと同期させる第１制御を行う第１制御部を更に備えている。これにより、放射線検出パネルへの放射線の照射タイミングについて外部からの通知を必要とすることなく、第１検出部による光の検出タイミングを放射線検出パネルへの放射線の照射タイミングと同期させる制御を放射線検出パネル単独で実現することができる。
　また、本発明の第１２の態様は、本発明の第１１の態様において、第１検出部は、発光部から放出された光を電気信号に変換する光電変換部と、光電変換部から出力された電気信号を電荷として蓄積する電荷蓄積部と、を備え、第１制御部は、第１制御として、少なくとも、発光部から放出された光が第２検出部によって検出された場合に、それ以前に光電変換部から出力されていた電気信号が電荷蓄積部に電荷として蓄積されていない状態から、第１検出部による前記発光部から放出された光の検出を開始させる制御を行う。
　また、本発明の第１３の態様は、本発明の第１２の態様において、第１制御部は、第１制御として、発光部から放出された光が第２検出部によって検出されなくなった場合に、第１検出部の電荷蓄積部に蓄積されている電荷の読み出しを開始させる制御も行う。
　また、本発明の第１４の態様は、本発明の第１の態様～本発明の第１１の態様の何れかにおいて、第２検出部による光の検出結果に基づいて、放射線検出パネルへの放射線の積算照射量が所定値に達すると放射線源からの放射線の射出を終了させる第２制御を行う第２制御部を更に備えている。これにより、放射線検出パネルへの放射線の積算照射量を検出する検出部を別途設けることなく、放射線検出パネルへの放射線の積算照射量が所定値に達すると放射線源からの放射線の射出を終了させる制御を実現することができる。
　また、本発明の第１５の態様は、本発明の第１４の態様において、第２制御部は、第２制御として、第２検出部による光の検出結果に基づいて、放射線検出パネルへの放射線の積算照射量を演算し、積算照射量の演算結果が所定値に達したか否かを判定することを繰り返し、積算照射量の演算結果が所定値に達したと判定した場合に、放射線の積算照射量が前記所定値に達したことを通知する信号を出力する制御を行うように構成することができる。
　また、本発明の第１６の態様は、本発明の第１５の態様において、放射線源からの放射線の射出を制御する制御装置に対し、放射線の積算照射量が所定値に達したことを通知する信号として、放射線源からの放射線の射出終了を指示する指示信号を出力する。なお、本発明の第１５の態様において、放射線の積算照射量が所定値に達したことを通知する信号の出力には、例えば本発明に係る放射線検出パネルに表示部が設けられた構成において、前記表示部の表示を、放射線の積算照射量が所定値に達したことを通知する表示へ切り替える信号を出力することも含まれる。
　以上説明したように本発明は、被写体を透過した放射線を吸収して発光する発光部と、発光部から放出された光を画像として検出する第１検出部と、有機光電変換材料から成り、発光部を挟んで第１検出部の反対側又は第１検出部を挟んで発光部の反対側に配置され、発光部から放出された光を検出する第２検出部と、発光部と第２検出部の間で、かつ、発光部と第２検出部の間に第１検出部が存在している場合は第１検出部と第２検出部の間に配置され、発光部側から入射された光の一部を発光部側へ反射する部分反射部と、を放射線の到来方向に沿って積層したので、照射された放射線を画像として検出する機能と別に、照射された放射線を検出する機能を設けた構成を、パネルサイズの大型化や厚みの大幅な増大、画像検出感度の低下を招くことなく実現できる、という優れた効果を有する。
実施形態で説明した放射線情報システムの構成を示すブロック図である。 放射線画像撮影システムの放射線撮影室における各装置の配置状態の一例を示す側面図である。 電子カセッテを一部破断して示す斜視図である。 放射線検出器の構成を模式的に示した断面図である。 放射線検出器の薄膜トランジスタ及びコンデンサの構成を示す断面図である。 ＴＦＴ基板の構成を示す平面図である。 電子カセッテの電気系の要部構成を示すブロック図である。 コンソール及び放射線発生装置の電気系の要部構成を示すブロック図である。 撮影制御処理の内容を示すフローチャートである。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。 電子カセッテの概略構成のバリエーションを示す概略図である。
　以下、図面を参照して本発明の実施形態の一例を詳細に説明する。図１には本実施形態に係る放射線情報システム１０(以下、「ＲＩＳ１０」(ＲＩＳ：(Radiology Information System)という)が示されている。ＲＩＳ１０は病院内の放射線科部門における診療予約や診断記録等の情報管理を行うためのシステムであり、複数台の端末装置１２、ＲＩＳサーバ１４、病院内の個々の放射線撮影室（或いは手術室）に設置された放射線画像撮影システム１８（のコンソール４２）が、有線又は無線のＬＡＮ(Local Area Network)から成る病院内ネットワーク１６に各々接続されて構成されている。なお、ＲＩＳ１０は同じ病院内に設けられた病院情報システム(ＨＩＳ：Hospital Information System)の一部を構成しており、病院内ネットワーク１６にはＨＩＳ全体を管理するＨＩＳサーバ（図示省略）も接続されている。
　個々の端末装置１２はパーソナル・コンピュータ(ＰＣ)等で構成され、医師や放射線技師によって操作される。医師や放射線技師は端末装置１２を介して診断情報や施設予約の入力・閲覧を行い、放射線画像の撮影依頼（撮影予約）も端末装置１２を介して入力される。また、ＲＩＳサーバ１４はＲＩＳデータベース(ＤＢ)を記憶する記憶部１４Ａを含んで構成されたコンピュータであり、ＲＩＳデータベースには、患者の属性情報（例えば患者の氏名、性別、生年月日、年齢、血液型、患者ＩＤ等）や、病歴、受診歴、放射線画像撮影の履歴、過去に撮影した放射線画像のデータ等の患者に関する他の情報、個々の放射線画像撮影システム１８の電子カセッテ３２(後述)に関する情報（例えば識別番号、型式、サイズ、感度、使用可能な撮影部位(対応可能な撮影依頼の内容)、使用開始年月日、使用回数等）が登録されている。ＲＩＳサーバ１４はＲＩＳデータベースに登録されている情報に基づいて、ＲＩＳ１０全体を管理する処理(例えば各端末装置１２からの撮影依頼を受け付け、個々の放射線画像撮影システム１８における放射線画像の撮影スケジュールを管理する処理)を行う。
　個々の放射線画像撮影システム１８は、ＲＩＳサーバ１４から指示された放射線画像の撮影を、医師や放射線技師の操作に従って行うシステムであり、患者（被写体）に照射する放射線を発生させる放射線発生装置３４、患者を透過した放射線を検出し放射線画像データに変換・出力する放射線検出器を内蔵した電子カセッテ３２、電子カセッテ３２に内蔵されたバッテリ９６Ａ(図３参照)を充電するクレードル４０、及び、上記各機器の動作を制御するコンソール４２を各々備えている。なお、電子カセッテ３２は本発明に係る放射線検出パネルの一例である。
　図２に示すように、放射線発生装置３４の放射線源１３０(詳細は後述)が配置される放射線撮影室４４には、立位での放射線撮影を行う際に用いられる立位台４５と、臥位での放射線撮影を行う際に用いられる臥位台４６とが設置されており、立位台４５の前方空間は立位での放射線撮影を行う際の被撮影者の撮影位置４８とされ、臥位台４６の上方空間は臥位での放射線撮影を行う際の被撮影者の撮影位置５０とされている。立位台４５には電子カセッテ３２を保持する保持部１５０が設けられており、立位での放射線画像の撮影を行う際には電子カセッテ３２が保持部１５０に保持される。また、臥位での放射線画像の撮影を行う際には、臥位台４６の天板１５２上に電子カセッテ３２が載置される。
　また、放射線撮影室４４には、単一の放射線源１３０からの放射線によって立位での放射線撮影も臥位での放射線撮影も可能とするために、放射線源１３０を、水平な軸回り（図２の矢印Ａ方向）に回動可能で、鉛直方向（図２の矢印Ｂ方向）に移動可能で、かつ水平方向（図２の矢印Ｃ方向）に移動可能に支持する支持移動機構５２が設けられている。支持移動機構５２は、放射線源１３０を水平な軸回りに回動させる駆動源と、放射線源１３０を鉛直方向に移動させる駆動源と、放射線源１３０を水平方向に移動させる駆動源を各々備えており(何れも図示省略)、撮影条件情報で指定された撮影時姿勢が立位であれば、放射線源１３０を立位撮影用の位置５４（射出した放射線が撮影位置４８に位置している患者に側方から照射される位置）へ移動させ、撮影条件情報で指定された撮影時姿勢が臥位であれば、放射線源１３０を臥位撮影用の位置５６（射出した放射線が撮影位置５０に位置している患者に上方から照射される位置）へ移動させる。
　また、クレードル４０には電子カセッテ３２を収納可能な収容部４０Ａが形成されている。電子カセッテ３２は、未使用時にはクレードル４０の収容部４０Ａに収納され、この状態でクレードル４０によって内蔵バッテリへの充電が行われる。また、放射線画像の撮影時には放射線技師等によってクレードル４０から取り出され、撮影姿勢が立位であれば立位台４５の保持部１５０に保持され、撮影姿勢が臥位であれば臥位台４６の天板１５２上に載置される。なお、電子カセッテ３２は撮影時に上記２種類の位置の何れかに配置されることに限られるものではなく、電子カセッテ３２は可搬性を有しているので、撮影時に放射線撮影室４４内の任意の位置に自在に配置可能であることは言うまでもない。
　次に電子カセッテ３２について説明する。図３に示すように、電子カセッテ３２は、放射線Ｘを透過させる材料から成り、矩形状で放射線Ｘが照射される照射面５６が形成された直方体状の筐体５４を備えている。電子カセッテ３２は、手術室等で使用される際に血液やその他の雑菌が付着することがある。このため、電子カセッテ３２は筐体５４によって密閉され、防水性も確保された構造とされており、必要に応じて殺菌洗浄することで同一の電子カセッテ３２を繰り返し使用可能とされている。
　電子カセッテ３２の筐体５４内には、被撮影者を透過した放射線Ｘの到来方向に沿って、筐体５４の放射線Ｘの照射面５６側から順に、本発明の第２検出部としての放射線検出部６２、本発明の第１検出部としての放射線検出器６０、本発明の発光部としてのシンチレータ７１が積層配置されている。また、筐体５４の内部には、照射面５６の長手方向に沿った一端側に、マイクロコンピュータを含む各種の電子回路や、充電可能かつ着脱可能なバッテリ９６Ａを収容するケース３１が配置されている。放射線検出器６０や上記の各種電子回路は、ケース３１内に収容されたバッテリ９６Ａから供給される電力によって作動する。ケース３１内に収容された各種電子回路が放射線Ｘの照射に伴って損傷することを回避するため、筐体５４内のうちケース３１の照射面５６側には鉛板等から成る放射線遮蔽部材が配設されている。
　また、筐体５４の照射面５６には、複数個のＬＥＤから成り、電子カセッテ３２の動作モード(例えば「レディ状態」や「データ送信中」等)やバッテリ９６Ａの残容量の状態等の動作状態を表示するための表示部５６Ａが設けられている。なお、表示部５６ＡはＬＥＤ以外の発光素子で構成してもよいし、液晶ディスプレイや有機ＥＬディスプレイ等の表示部で構成してもよい。また、表示部５６Ａは照射面５６以外の部位に設けてもよい。
　図４に示すように、放射線検出器６０は、フォトダイオード(ＰＤ：PhotoDiode)等から成る光電変換部７２、薄膜トランジスタ(ＴＦＴ：Thin Film Transistor)７０及び蓄積容量６８を備えた画素部７４が、図６に示すように、平板状で平面視における外形形状が矩形状とされた絶縁性基板６４上にマトリクス状に複数形成されたＴＦＴアクティブマトリクス基板(以下、「ＴＦＴ基板」という)で構成されている。
　光電変換部７２は、上部電極７２Ａと下部電極７２Ｂとの間に、シンチレータ７１から放出された光を吸収し、吸収した光に応じた電荷を発生する光電変換膜７２Ｃが配置されて構成されている。
　なお、上部電極７２Ａは、シンチレータ７１から放出された光を光電変換膜７２Ｃに入射させる必要があるため、少なくともシンチレータ７１の発光波長の光に対する光透過率の高い導電性材料で構成することが好ましく、具体的には、可視光に対する透過率が高く、抵抗値が小さい透明導電性酸化物（TCO;Transparent Conducting Oxide）を用いることが好ましい。なお、上部電極７２ＡとしてＡｕなどの金属薄膜を用いることもできるが、９０％以上の光透過率を得ようとすると抵抗値が増大し易くなるため、ＴＣＯの方が好ましい。例えば、ＩＴＯ、ＩＺＯ、ＡＺＯ、ＦＴＯ、ＳｎＯ２、ＴｉＯ２、ＺｎＯ２等を用いることが好ましく、プロセス簡易性、低抵抗性、透明性の観点からＩＴＯが最も好ましい。なお、上部電極７２Ａは、全画素部共通の一枚構成としてもよいし、画素部毎に分割してもよい。
　光電変換膜７２Ｃを構成する材料は光を吸収して電荷を発生する材料であればよく、例えば、アモルファスシリコンや有機光電変換材料等を用いることができる。光電変換膜７２Ｃをアモルファスシリコンで構成した場合、シンチレータ７１から放出された光を広い波長域に亘って吸収するように構成することができる。但し、アモルファスシリコンから成る光電変換膜７２Ｃの形成には蒸着を行う必要があり、絶縁性基板６４が合成樹脂製である場合、絶縁性基板６４の耐熱性が不足する可能性がある。
　一方、光電変換膜７２Ｃを有機光電変換材料を含む材料で構成した場合は、主に可視光域で高い吸波を示す吸収スペクトルが得られ、光電変換膜７２Ｃによるシンチレータ７１から放出された光以外の電磁波の吸収が殆ど無くなるので、Ｘ線やγ線等の放射線が光電変換膜７２Ｃで吸収されることで発生するノイズを抑制できる。また、有機光電変換材料から成る光電変換膜７２Ｃは、インクジェットヘッド等の液滴吐出ヘッドを用いて有機光電変換材料を被形成体上に付着させることで形成させることができ、被形成体に対して耐熱性は要求されない。このため、本実施形態では、光電変換部７２の光電変換膜７２Ｃを有機光電変換材料で構成している。
　光電変換膜７２Ｃを有機光電変換材料で構成した場合、光電変換膜７２Ｃで放射線が殆ど吸収されないので、放射線が透過するように放射線検出器６０が配置される表面読取方式(ISS)において、放射線検出器６０を透過することによる放射線の減衰を抑制することができ、放射線に対する感度の低下を抑えることができる。従って、光電変換膜７２Ｃを有機光電変換材料で構成することは、特に表面読取方式(ISS)に好適である。
　光電変換膜７２Ｃを構成する有機光電変換材料は、シンチレータ７１から放出された光を最も効率良く吸収するために、その吸収ピーク波長が、シンチレータ７１の発光ピーク波長と近いほど好ましい。有機光電変換材料の吸収ピーク波長とシンチレータ７１の発光ピーク波長とが一致することが理想的であるが、双方の差が小さければシンチレータ７１から放出された光を十分に吸収することが可能である。具体的には、有機光電変換材料の吸収ピーク波長と、シンチレータ７１の放射線に対する発光ピーク波長との差が１０ｎｍ以内であることが好ましく、５ｎｍ以内であることがより好ましい。
　このような条件を満たすことが可能な有機光電変換材料としては、例えばキナクリドン系有機化合物及びフタロシアニン系有機化合物が挙げられる。例えばキナクリドンの可視域における吸収ピーク波長は５６０ｎｍであるため、有機光電変換材料としてキナクリドンを用い、シンチレータ７１の材料としてＣｓＩ：Ｔｌ(タリウムを添加したヨウ化セシウム）を用いた場合には、上記ピーク波長の差を５ｎｍ以内にすることが可能となり、光電変換膜７２Ｃで発生する電荷量をほぼ最大にすることができる。光電変換膜７２Ｃに適用可能な有機光電変換材料については、特開２００９－３２８５４号公報に詳細に記載されているため説明を省略する。
　放射線検出器６０に適用可能な光電変換膜７２Ｃについて具体的に説明する。放射線検出器６０における電磁波吸収／光電変換部位は、電極７２Ａ,７２Ｂと、該電極７２Ａ,７２Ｂに挟まれた光電変換膜７２Ｃを含む有機層である。この有機層は、より具体的には、電磁波を吸収する部位、光電変換部位、電子輸送部位、正孔輸送部位、電子ブロッキング部位、正孔ブロッキング部位、結晶化防止部位、電極、及び、層間接触改良部位等を積み重ねるか、若しくは混合することで形成することができる。
　上記有機層は、有機ｐ型化合物または有機ｎ型化合物を含有することが好ましい。有機ｐ型半導体(化合物)は、主に正孔輸送性有機化合物に代表されるドナー性有機半導体(化合物)であり、電子を供与しやすい性質を有する有機化合物である。さらに詳しくは２つの有機材料を接触させて用いたときにイオン化ポテンシャルの小さい方の有機化合物である。従って、ドナー性有機化合物としては、電子供与性を有する有機化合物であれば何れの有機化合物も使用可能である。有機ｎ型半導体(化合物)は、主に電子輸送性有機化合物に代表されるアクセプター性有機半導体(化合物)であり、電子を受容し易い性質を有する有機化合物である。更に詳しくは２つの有機化合物を接触させて用いたときに電子親和力の大きい方の有機化合物である。従って、アクセプター性有機化合物は、電子受容性を有する有機化合物であれば何れの有機化合物も使用可能である。
　有機ｐ型半導体及び有機ｎ型半導体として適用可能な材料や、光電変換膜７２Ｃの構成については、特開２００９－３２８５４号公報において詳細に説明されているため説明を省略する。なお、光電変換膜７２Ｃは、更にフラーレン又はカーボンナノチューブを含有していてもよい。
　また、光電変換部７２は、少なくとも電極対７２Ａ,７２Ｂと光電変換膜７２Ｃを含んでいればよいが、暗電流の増加を抑制するため、電子ブロッキング膜及び正孔ブロッキング膜の少なくとも何れかを設けることが好ましく、両方を設けることがより好ましい。
　電子ブロッキング膜は、下部電極７２Ｂと光電変換膜７２Ｃとの間に設けることができ、下部電極７２Ｂと上部電極７２Ａとの間にバイアス電圧を印加したときに、下部電極７２Ｂから光電変換膜７２Ｃに電子が注入されて暗電流が増加してしまうことを抑制することができる。電子ブロッキング膜には電子供与性有機材料を用いることができる。実際に電子ブロッキング膜に用いる材料は、隣接する電極の材料及び隣接する光電変換膜７２Ｃの材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数(Ｗｆ)より1.3ｅＶ以上電子親和力(Ｅａ)が大きく、かつ、隣接する光電変換膜７２Ｃの材料のイオン化ポテンシャル(Ｉｐ)と同等のＩｐ、若しくはそれより小さいＩｐを有するものが好ましい。この電子供与性有機材料として適用可能な材料については、特開２００９－３２８５４号公報において詳細に説明されているため説明を省略する。
　電子ブロッキング膜の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させると共に、光電変換部７２の光電変換効率の低下を防ぐため、10ｎｍ以上200ｎｍ以下が好ましく、より好ましくは30ｎｍ以上150ｎｍ以下、特に好ましくは50ｎｍ以上100ｎｍ以下である。
　正孔ブロッキング膜は、光電変換膜７２Ｃと上部電極７２Ａとの間に設けることができ、下部電極７２Ｂと上部電極７２Ａとの間にバイアス電圧を印加したときに、上部電極７２Ａから光電変換膜７２Ｃに正孔が注入されて暗電流が増加してしまうことを抑制することができる。正孔ブロッキング膜には電子受容性有機材料を用いることができる。実際に正孔ブロッキング膜に用いる材料は、隣接する電極の材料及び隣接する光電変換膜７２Ｃの材料等に応じて選択すればよく、隣接する電極の材料の仕事関数(Ｗｆ)より1.3ｅＶ以上イオン化ポテンシャル(Ｉｐ)が大きく、かつ、隣接する光電変換膜７２Ｃの材料の電子親和力(Ｅａ)と同等のＥａ、若しくはそれより大きいＥａを有するものが好ましい。この電子受容性有機材料として適用可能な材料については、特開２００９－３２８５４号公報において詳細に説明されているため説明を省略する。
　正孔ブロッキング膜の厚みは、暗電流抑制効果を確実に発揮させると共に、光電変換部３０８の光電変換効率の低下を防ぐため、10ｎｍ以上200ｎｍ以下が好ましく、より好ましくは30ｎｍ以上150ｎｍ以下、特に好ましくは50ｎｍ以上100ｎｍ以下である。
　なお、光電変換膜７２Ｃで発生した電荷のうち、正孔が上部電極７２Ａに移動し、電子が下部電極７２Ｂに移動するようにバイアス電圧を設定する場合には、電子ブロッキング膜と正孔ブロッキング膜の位置を逆にすれば良い。また、電子ブロッキング膜と正孔ブロッキング膜は両方設けることは必須ではなく、何れかを設けておけば、或る程度の暗電流抑制効果を得ることができる。
　図５に示すように、絶縁性基板６４上には、光電変換部７２の下部電極７２Ｂに対応して、下部電極７２Ｂに移動した電荷を蓄積する蓄積容量６８と、蓄積容量６８に蓄積された電荷を電気信号として出力するＴＦＴ７０が形成されている。蓄積容量６８及びＴＦＴ７０が形成された領域は、平面視において下部電極７２Ｂと一部重なっている。これにより、各画素部における蓄積容量６８及びＴＦＴ７０と光電変換部７２とが厚さ方向で重なりを有することとなり、小さな面積に蓄積容量６８及びＴＦＴ７０と光電変換部７２を配置できる。蓄積容量６８は、絶縁性基板６４と下部電極７２Ｂとの間に設けられた絶縁膜６５Ａを貫通して形成された導電性材料の配線を介して対応する下部電極７２Ｂと電気的に接続されている。これにより、下部電極７２Ｂで捕集された電荷は蓄積容量６８に移動される。
　ＴＦＴ７０は、ゲート電極７０Ａ、ゲート絶縁膜６５Ｂ及び活性層(チャネル層)７０Ｂが積層され、更に活性層７０Ｂ上にソース電極７０Ｃとドレイン電極７０Ｄが所定の間隔を隔てて形成されている。活性層７０Ｂは、例えばアモルファスシリコンや非晶質酸化物、有機半導体材料、カーボンナノチューブ等のうちの何れかにより形成することができるが、活性層７０Ｂを形成可能な材料はこれらに限定されるものではない。
　活性層７０Ｂを形成可能な非晶質酸化物としては、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも１つを含む酸化物（例えばＩｎ－Ｏ系）が好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎのうちの少なくとも２つを含む酸化物（例えばＩｎ－Ｚｎ－Ｏ系、Ｉｎ－Ｇａ系、Ｇａ－Ｚｎ－Ｏ系）がより好ましく、Ｉｎ、Ｇａ及びＺｎを含む酸化物が特に好ましい。Ｉｎ－Ｇａ－Ｚｎ－Ｏ系非晶質酸化物としては、結晶状態における組成がＩｎＧａＯ３（ＺｎＯ）ｍ（ｍは６未満の自然数）で表される非晶質酸化物が好ましく、特に、ＩｎＧａＺｎＯ４がより好ましい。なお、活性層７０Ｂを形成可能な非晶質酸化物はこれらに限定されるものではない。
　また、活性層７０Ｂを形成可能な有機半導体材料としては、例えば、フタロシアニン化合物や、ペンタセン、バナジルフタロシアニン等が挙げられるが、これらに限定されるものではない。なお、フタロシアニン化合物の構成については、特開２００９－２１２３８９号公報で詳細に説明されているため、説明を省略する。
　ＴＦＴ７０の活性層７０Ｂを非晶質酸化物や有機半導体材料、カーボンナノチューブ等のうちの何れかによって形成すれば、Ｘ線等の放射線を吸収せず、或いは吸収したとしても極めて微量に留まるため、画像信号へのノイズの重畳を効果的に抑制することができる。
　また、活性層７０Ｂをカーボンナノチューブで形成した場合、ＴＦＴ７０のスイッチング速度を高速化することができ、また、ＴＦＴ７０における可視光域の光の吸収度合いを低下させることができる。なお、活性層７０Ｂをカーボンナノチューブで形成する場合、活性層７０Ｂにごく微量の金属性不純物が混入しただけでＴＦＴ７０の性能が著しく低下するため、遠心分離等により非常に純度の高いカーボンナノチューブを分離・抽出して活性層７０Ｂの形成に用いる必要がある。
　なお、有機光電変換材料で形成した膜及び有機半導体材料で形成した膜は何れも十分な可撓性を有しているので、有機光電変換材料で形成した光電変換膜７２Ｃと、活性層７０Ｂを有機半導体材料で形成したＴＦＴ７０と、を組み合わせた構成であれば、患者(被写体)の体の重みが荷重として加わることのある放射線検出器６０の高剛性化は必ずしも必要ではなくなる。このため、放射線検出器６０ではＴＦＴ７０の活性層を有機半導体材料で形成することが好ましい。
　また、絶縁性基板６４は光透過性を有し且つ放射線の吸収が少ないものであればよい。ここで、ＴＦＴ７０の活性層７０Ｂを構成する非晶質酸化物や、光電変換部７２の光電変換膜７２Ｃを構成する有機光電変換材料は、いずれも低温での成膜が可能である。従って、絶縁性基板６４としては、半導体基板、石英基板、及びガラス基板等の耐熱性の高い基板に限定されず、合成樹脂製の可撓性基板、アラミド、バイオナノファイバを用いることもできる。具体的には、ポリエチレンテレフタレート、ポリブチレンフタレート、ポリエチレンナフタレート等のポリエステル、ポリスチレン、ポリカーボネート、ポリエーテルスルホン、ポリアリレート、ポリイミド、ポリシクロオレフィン、ノルボルネン樹脂、ポリ（クロロトリフルオロエチレン）等の可撓性基板を用いることができる。このような合成樹脂製の可撓性基板を用いれば、軽量化を図ることもでき、例えば持ち運び等に有利となる。なお、絶縁性基板６４には、絶縁性を確保するための絶縁層、水分や酸素の透過を防止するためのガスバリア層、平坦性あるいは電極等との密着性を向上するためのアンダーコート層等を設けてもよい。
　なお、アラミドは２００度以上の高温プロセスを適用できるため、透明電極材料を高温硬化させて低抵抗化でき、また、ハンダのリフロー工程を含むドライバＩＣの自動実装にも対応できる。また、アラミドはＩＴＯ（indium tin oxide）やガラス基板と熱膨張係数が近いため、製造後の反りが少なく、割れにくい。また、アラミドは、ガラス基板等と比べて基板を薄型化できる。なお、超薄型ガラス基板とアラミドを積層して絶縁性基板６４を形成してもよい。
　また、バイオナノファイバは、バクテリア(酢酸菌、Acetobacter Xylinum)が産出するセルロースミクロフィブリル束（バクテリアセルロース）と透明樹脂とを複合したものである。セルロースミクロフィブリル束は、幅５０ｎｍと可視光波長に対して１／１０のサイズで、かつ、高強度、高弾性、低熱膨である。バクテリアセルロースにアクリル樹脂、エポキシ樹脂等の透明樹脂を含浸・硬化させることで、繊維を６０－７０％も含有しながら、波長５００nmで約９０％の光透過率を示すバイオナノファイバが得られる。バイオナノファイバは、シリコン結晶に匹敵する低い熱膨張係数（３－７ｐｐｍ）を有し、鋼鉄並の強度(４６０ＭＰa)、高弾性(３０ＧＰａ)で、かつフレキシブルであることから、ガラス基板等と比べて絶縁性基板６４を薄型化できる。
　絶縁性基板６４としてガラス基板を用いた場合、放射線検出器(ＴＦＴ基板)６０全体としての厚みは、例えば0.7mm程度になるが、本実施形態では電子カセッテ３２の薄型化を考慮し、絶縁性基板６４として、光透過性を有しかつ可撓性を有する合成樹脂製の基板を用いている。これにより、放射線検出器(ＴＦＴ基板)６０全体としての厚みを、例えば0.1mm程度に薄型化できると共に、放射線検出器(ＴＦＴ基板)６０に可撓性をもたせることができる。また、放射線検出器(ＴＦＴ基板)６０に可撓性をもたせることで、放射線検出器６０(ＴＦＴ基板)の耐衝撃性が向上し、電子カセッテ３２の筐体３０に衝撃が加わった場合にも放射線検出器(ＴＦＴ基板)６０が破損し難くなる。また、プラスチック樹脂や、アラミド、バイオナノファイバ等は何れも放射線の吸収が少なく、絶縁性基板６４をこれらの材料で形成した場合、絶縁性基板６４による放射線の吸収量も少なくなるため、表面読取方式(ISS)により光検出部３０６を放射線が透過する構成であっても、放射線に対する感度の低下を抑えることができる。
　なお、電子カセッテ３２の絶縁性基板６４として合成樹脂製の基板を用いることは必須ではなく、電子カセッテ３２の厚さは増大するものの、ガラス基板等の他の材料から成り可撓性を有するように構成された基板(例えば厚みが50μｍ程度に薄くされた可撓性を有するガラス基板等)を絶縁性基板６４として用いるようにしてもよい。
　また、図６に示すように、放射線検出器(ＴＦＴ基板)６０には、一定方向(行方向)に沿って延設され個々のＴＦＴ７０をオンオフさせるための複数本のゲート配線７６と、前記一定方向と交差する方向(列方向)に沿って延設され、蓄積容量６８(及び光電変換部７２の上部電極７２Ａと下部電極７２Ｂの間)に蓄積された電荷をオン状態のＴＦＴ７０を介して読み出すための複数本のデータ配線７８が設けられている。また図４に示すように、放射線検出器(ＴＦＴ基板)６０のうち、放射線の到来方向と反対側の端部には、ＴＦＴ基板上を平坦にするための平坦化層６７が形成されている。
　また、図４に示すように、本実施形態では放射線検出器６０を挟んで放射線の到来方向と反対側に、入射された放射線を吸収して発光するシンチレータ７１が配置されており、放射線検出器６０(の平坦化層６７)とシンチレータ７１とは接着層６９によって接着されている。シンチレータ７１の発光波長域は可視光域(波長３６０ｎｍ～８３０ｎｍ)であることが好ましく、放射線検出器６０によってモノクロの放射線画像の撮影を可能とするためには、緑色の波長域を含んでいることがより好ましい。一般に、シンチレータに適用する蛍光体としては、例えばＣｓＩ(Ｔｌ)(タリウムを添加したヨウ化セシウム）や、ＣｓＩ(Ｎａ)(ナトリウム賦活ヨウ化セシウム)、ＧＯＳ(Ｇｄ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ)等の材料を用いることができるが、これらの材料に限られるものではない。
　放射線としてＸ線を用いて撮影を行う場合はヨウ化セシウム(ＣｓＩ)を含むものが好ましく、Ｘ線照射時の発光スペクトルが４２０ｎｍ～７００ｎｍにあるＣｓＩ(Ｔｌ)を用いることが特に好ましい。なお、ＣｓＩ(Ｔｌ)の可視光域における発光ピーク波長は５６５ｎｍである。但し、ＣｓＩから成るシンチレータ７１の形成にあたっても蒸着を行う必要があるのに対し、本実施形態では、前述のように絶縁性基板６４として耐熱性の低い合成樹脂製の基板を用いている。このため、本実施形態ではシンチレータ７１として、シンチレータの形成にあたって蒸着等が不要なＧＯＳを用いている。なお、シンチレータ７１の厚みは例えば0.3mm程度である。
　シンチレータ７１を挟んで放射線検出器６０と反対側には、シンチレータ７１側から入射された光をシンチレータ７１側へ全反射する全反射層１７２が設けられている。本実施形態では、アルミニウム等の材料から成り蒸着、或いは圧延等によって形成した薄膜で全反射層１７２を構成しているが、全反射層１７２としては公知の他の構成を採用することも可能である。なお、全反射層１７２は本発明の第６の態様に係る全反射部の一例である。
　また、本実施形態では、放射線検出器６０を挟んでシンチレータ７１と反対側(放射線の到来方向上流側)に放射線検出部６２が設けられている。放射線検出部６２は、放射線検出器６０の絶縁性基板６４のうち画素部７４が形成されている側と反対側の面に、後述する配線１６０(図７参照)がパターニングされた配線層１４２、絶縁層１４４が順に形成され、その上層(図４における下方側)に、シンチレータ７１から放出され放射線検出器６０を透過した光を検出するセンサ部１４６が複数形成され、更に当該センサ部１４６の上層に保護層１４８が形成されて構成されている。なお、放射線検出部６２の厚みは例えば0.05mm程度である。
　センサ部１４６は、上部電極１４７Ａ及び下部電極１４７Ｂを備え、上部電極１４７Ａと下部電極１４７Ｂとの間に、シンチレータ７１からの光を吸収して電荷を発生する光電変換膜１４７Ｃが配置されて構成されている。センサ部１４６(光電変換膜１４７Ｃ)としては、アモルファスシリコンを用いたＰＩＮ型、ＭＩＳ型フォトダイオードを適用することも可能であるが、本実施形態では、光電変換部７２の光電変換膜７２Ｃと同様に、光電変換膜１４７Ｃを有機光電変換材料で構成している。これにより、インクジェットヘッド等の液滴吐出ヘッドを用いて有機光電変換材料を被形成体上に付着させることで光電変換膜１４７Ｃを形成させることが可能となり、絶縁性基板６４として、光透過性を有する合成樹脂製で薄型の基板を用いることが可能となる。
　また、放射線検出器６０と放射線検出部６２の間には、放射線検出器６０側から入射された光の一部を放射線検出器６０側へ反射し、残りを放射線検出部６２へ透過させる部分反射層１７０が設けられている。本実施形態では部分反射層１７０をアルミナ粒子を混入させた薄膜で構成しており、アルミナ粒子の混入率を調整することで、部分反射層１７０の全面に亘ってほぼ均一かつ所望の光反射率(＝０％よりも高く１００パーセントよりも低い値)とされ、照射された光の一部が透過する部分反射層１７０を得ている。但し、部分反射層１７０はこの構成に限られるものではなく、放射線検出部６２の電極(例えば放射線検出器６０側に配置された下部電極１４７Ｂ)を所望の光反射率(光透過率)が得られるように構成することで、部分反射層１７０としても機能させるようにしてもよいし、部分反射層１７０として機能する公知の他の構成を採用してもよい。なお、部分反射層１７０は本発明の第１の態様に係る部分反射部(より詳しくは「発光部と第２検出部の間で、かつ、第１検出部と第２検出部の間に配置され」た部分反射部)の一例である。
　なお、放射線検出部６２は、電子カセッテ３２への放射線の照射タイミングの検出、及び、電子カセッテ３２への放射線の積算照射量の検出を行うためのものであり、放射線画像の検出(撮影)は放射線検出器６０によって行われるので、放射線検出部６２のセンサ部１４６は、放射線検出器６０の画素部７４よりも配置ピッチが大きく(配置密度が低く)されており、単一のセンサ部１４６の受光領域は、放射線検出器６０の画素部７４の数個～数百個分のサイズとされている。
　図７に示すように、放射線検出器６０の個々のゲート配線７６はゲート線ドライバ８０に接続されており、個々のデータ配線７８は信号処理部８２に接続されている。被写体を透過した放射線(被写体の画像情報を担持した放射線)が電子カセッテ３２に照射されると、シンチレータ７１のうち照射面５６上の各位置に対応する部分からは、前記各位置における放射線の照射量に応じた光量の光が放出され、個々の画素部７４の光電変換部７２では、シンチレータ７１のうちの対応する部分から放出された光の光量に応じた大きさの電荷が発生され、この電荷が個々の画素部７４の蓄積容量６８(及び光電変換部７２の上部電極７２Ａと下部電極７２Ｂの間)に蓄積される。
　上記のようにして個々の画素部７４の蓄積容量６８に電荷が蓄積されると、個々の画素部７４のＴＦＴ７０は、ゲート線ドライバ８０からゲート配線７６を介して供給される信号により行単位で順にオンされ、ＴＦＴ７０がオンされた画素部７４の蓄積容量６８に蓄積されている電荷は、アナログの電気信号としてデータ配線７８を伝送されて信号処理部８２に入力される。従って、個々の画素部７４の蓄積容量６８に蓄積された電荷は行単位で順に読み出される。
　信号処理部８２は、個々のデータ配線７８毎に設けられた増幅器及びサンプルホールド回路を備えており、個々のデータ配線７８を伝送された電気信号は増幅器で増幅された後にサンプルホールド回路に保持される。また、サンプルホールド回路の出力側にはマルチプレクサ、Ａ／Ｄ(アナログ／デジタル)変換器が順に接続されており、個々のサンプルホールド回路に保持された電気信号はマルチプレクサに順に(シリアルに)入力され、Ａ／Ｄ変換器によってデジタルの画像データへ変換される。
　信号処理部８２には画像メモリ９０が接続されており、信号処理部８２のＡ／Ｄ変換器から出力された画像データは画像メモリ９０に順に記憶される。画像メモリ９０は複数フレーム分の画像データを記憶可能な記憶容量を有しており、放射線画像の撮影が行われる毎に、撮影によって得られた画像データが画像メモリ９０に順次記憶される。
　画像メモリ９０は電子カセッテ３２全体の動作を制御するカセッテ制御部９２と接続されている。カセッテ制御部９２はマイクロコンピュータを含んで構成されており、ＣＰＵ９２Ａ、ＲＯＭ及びＲＡＭを含むメモリ９２Ｂ、ＨＤＤ(Hard Disk Drive)やフラッシュメモリ等から成る不揮発性の記憶部９２Ｃを備えている。
　また、カセッテ制御部９２には無線通信部９４が接続されている。無線通信部９４は、ＩＥＥＥ(Institute of Electrical and Electronics Engineers)８０２．１１ａ／ｂ／ｇ／ｎ等に代表される無線ＬＡＮ(Local Area Network)規格に対応しており、無線通信による外部機器との間での各種情報の伝送を制御する。カセッテ制御部９２は、無線通信部９４を介してコンソール４２と無線通信が可能とされており、コンソール４２との間で各種情報の送受信が可能とされている。
　一方、放射線検出部６２にはセンサ部１４６と同数の配線１６０が設けられており、放射線検出部６２の個々のセンサ部１４６は、互いに異なる配線１６０を介して信号検出部１６２に各々接続されている。信号検出部１６２は、各配線１６０毎に設けられた増幅器、サンプルホールド回路及びＡ／Ｄ変換器を備えており、カセッテ制御部９２と接続されている。信号検出部１６２は、カセッテ制御部９２からの制御により、個々のセンサ部１４６から配線１６０を介して伝送される信号のサンプリングを所定の周期で行い、サンプリングした信号をデジタルデータに変換してカセッテ制御部９２へ順次出力する。
　また、電子カセッテ３２には電源部９６が設けられており、上述した各種電子回路(ゲート線ドライバ８０や信号処理部８２、画像メモリ９０、無線通信部９４、カセッテ制御部９２、信号検出部１６２等)は電源部９６と各々接続され(図示省略)、電源部９６から供給された電力によって作動する。電源部９６は、電子カセッテ３２の可搬性を損なわないように、前述のバッテリ(二次電池)９６Ａを内蔵しており、充電されたバッテリ９６Ａから各種電子回路へ電力を供給する。
　図９に示すように、コンソール４２はコンピュータから成り、装置全体の動作を司るＣＰＵ１０４、制御プログラムを含む各種プログラム等が予め記憶されたＲＯＭ１０６、各種データを一時的に記憶するＲＡＭ１０８、及び、各種データを記憶するＨＤＤ１１０を備え、これらはバスを介して互いに接続されている。またバスには、通信Ｉ／Ｆ部１３２及び無線通信部１１８が接続され、ディスプレイ１００がディスプレイドライバ１１２を介して接続され、更に、操作パネル１０２が操作入力検出部１１４を介して接続されている。
　通信Ｉ／Ｆ部１３２は接続端子４２Ａ及び通信ケーブル３５を介して放射線発生装置３４と接続されている。コンソール４２(のＣＰＵ１０４)は、放射線発生装置３４との間での曝射条件等の各種情報の送受信を通信Ｉ／Ｆ部１３２経由で行う。無線通信部１１８は電子カセッテ３２の無線通信部９４と無線通信を行う機能を備えており、コンソール４２(のＣＰＵ１０４)は電子カセッテ３２との間の画像データ等の各種情報の送受信を無線通信部１１８経由で行う。また、ディスプレイドライバ１１２はディスプレイ１００への各種情報を表示させるための信号を生成・出力し、コンソール４２(のＣＰＵ１０４)はディスプレイドライバ１１２を介して操作メニューや撮影された放射線画像等をディスプレイ１００に表示させる。また、操作パネル１０２は複数のキーを含んで構成され、各種の情報や操作指示が入力される。操作入力検出部１１４は操作パネル１０２に対する操作を検出し、検出結果をＣＰＵ１０４へ通知する。
　また、放射線発生装置３４は、放射線源１３０と、コンソール４２との間で曝射条件等の各種情報の送受信を行う通信Ｉ／Ｆ部１３２と、コンソール４２から受信した曝射条件(この曝射条件には管電圧、管電流の情報が含まれている)に基づいて放射線源１３０を制御する線源制御部１３４と、を備えている。
　次に本実施形態の作用を説明する。本実施形態に係る電子カセッテ３２は、放射線の到来方向に沿って、放射線検出部６２、部分反射層１７０，放射線検出器６０、シンチレータ７１及び全反射層１７２が順に積層された構成であるので、電子カセッテ３２に放射線検出部６２を追加したことに伴って、照射面５６に平行な方向に沿った電子カセッテ３２のサイズが大型化(照射面５６の面積が増大)することを防止することができる。
　また、本実施形態に係る電子カセッテ３２は、放射線検出器６０を挟んでシンチレータ７１の反対側に放射線検出部６２を設けているが、放射線検出器６０を構成する絶縁性基板６４として光透過性を有する基板を用い、シンチレータ７１から放出された光が放射線検出器６０を透過して放射線検出部６２にも入射されるように構成することで、放射線検出器６０及び放射線検出部６２がシンチレータ７１から放出された光を各々検出するように構成しているので、放射線検出器６０に対応するシンチレータと放射線検出部６２に対応するシンチレータを各々設ける必要が無くなり、電子カセッテ３２に設けるシンチレータの数を削減できる(シンチレータの数が１個で済む)。
　また、本実施形態に係る電子カセッテ３２は、放射線検出部６２を支持する支持体として、放射線検出器６０を構成する絶縁性基板６４を用いており、放射線検出器６０及び放射線検出部６２を同一の支持体(絶縁性基板６４)上に設けているので、放射線検出部６２を支持する支持体を別に設ける必要が無くなり、電子カセッテ３２に設ける支持体(基板或いはベース)の数も削減できる。
　更に、本実施形態に係る電子カセッテ３２は、放射線検出部６２の光電変換膜１４７Ｃを有機光電変換材料で構成しているので、シンチレータ７１をＧＯＳで構成し、放射線検出器６０の光電変換部７２の光電変換膜７２Ｃを有機光電変換材料で構成し、ＴＦＴ７０の活性層７０Ｂを非晶質酸化物で構成したことと相俟って、絶縁性基板６４として光透過性を有する合成樹脂製で薄型の基板を用いることができる。また、シンチレータの形成にあたって蒸着が不要な材料(ＧＯＳ等)でシンチレータ７１を構成しているので、蒸着によってシンチレータを形成するための基板(耐熱性の高い基板(蒸着基板))も不要である。
　このように、本実施形態に係る電子カセッテ３２は、放射線検出部６２の支持体としても機能する絶縁性基板６４を薄くすることができると共に、放射線検出部６２を追加したにも拘わらず、シンチレータ及び放射線検出部６２の支持体の追加が不要で、シンチレータを形成するための蒸着基板も不要な構成であるので、照射された放射線を画像として検出する機能と別に、照射された放射線を検出する機能も備えた電子カセッテ３２を、非常に薄型に構成することができる。
　また、本実施形態に係る電子カセッテ３２は、放射線検出部６２が放射線検出器６０を挟んでシンチレータ７１の反対側に配置されており、部分反射層１７０は放射線検出器６０と放射線検出部６２の間に配置されているので、放射線検出器６０には、シンチレータ７１から放射線検出器６０側へ射出された光のうち、放射線検出器６０を透過し、部分反射層１７０で反射された光も再入射される。また、シンチレータ７１を挟んで放射線検出器６０と反対側には全反射層１７２が設けられているので、放射線検出器６０には、シンチレータ７１から全反射層１７２側へ射出された光も、全反射層１７２で反射され、シンチレータ７１を透過して入射される。従って、部分反射層１７０や全反射層１７２が設けられていない場合よりも放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。
　なお、部分反射層１７０を設けたことで、部分反射層１７０を設けない場合よりも放射線検出部６２の受光量は減少するが、放射線検出部６２は放射線の照射タイミングや照射量を検出するものであり、画像を検出する場合のような解像度は要求されないので、例えばセンサ部１４６の配置ピッチを大きくし、個々のセンサ部１４６の受光領域の面積を増大させる(例えば1cm×1cm以上)等の構成を採用することで、受光量の減少に伴う放射線検出部６２の感度の低下を補償することができ、これにより、放射線の照射タイミングや照射量を正確に検出することができる。
　続いて、放射線情報システム１０(放射線画像撮影システム１８)における放射線画像の撮影について説明する。放射線画像の撮影を行う場合、端末装置１２(図１参照)は、医師又は放射線技師からの撮影依頼を受け付ける。当該撮影依頼では、撮影対象とする患者、撮影対象とする撮影部位、撮影モード(静止画像撮影か動画像撮影か)が指定され、管電圧、管電流などが必要に応じて指定される。端末装置１２は、受け付けた撮影依頼の内容をＲＩＳサーバ１４に通知する。ＲＩＳサーバ１４は、端末装置１２から通知された撮影依頼の内容をデータベース１４Ａに記憶する。コンソール４２は、ＲＩＳサーバ１４にアクセスすることにより、ＲＩＳサーバ１４から撮影依頼の内容及び撮影対象とする患者の属性情報を取得し、撮影依頼の内容及び患者の属性情報をディスプレイ１００(図８参照)に表示する。
　撮影者(放射線技師)は、ディスプレイ１００に表示された撮影依頼の内容に基づいて、放射線画像の撮影を行うための準備作業を行う。例えば図２に示す臥位台４６上に横臥した被撮影者の患部の撮影を行う場合には、撮影部位に応じて臥位台４６と被撮影者の撮影部位との間に電子カセッテ３２を配置する。また撮影者は、操作パネル１０２に対して放射線Ｘを照射する際の管電圧及び管電流等を指定する。
　ここで、本実施形態では、放射線画像の撮影時に、電子カセッテ３２への放射線の照射量の累積値を放射線検出部６２を用いて検出し、放射線源１３０からの放射線の照射を制御する自動照射制御（所謂ＡＥＣ(automatic exposure control))を行っている。具体的には、電子カセッテ３２は、検出した放射線の照射量累積値が上限値に達した場合に、コンソール４２に対して放射線源１３０からの放射線の射出終了を指示すると共に、放射線検出器６０からの画像の読み出しを開始する。なお、放射線の照射量累積値の上限値は、撮影される放射線画像が静止画像であれば、撮影部位の放射線画像として鮮明な静止画像が得られる値に設定され、撮影される放射線画像が動画像であれば、被撮影者の被曝を許容される範囲内に抑えるための値が設定される。
　放射線の照射量累積値の上限値は、撮影時に撮影者により操作パネル１０２から入力されるようにしてもよいし、放射線の照射量累積値の上限値を撮影部位毎に予め記憶しておき、撮影者が操作パネル１０２に対して撮影部位の指定を行い、指定された撮影部位に対応する放射線の照射量累積値の上限値を読み出すようにしてもよいし、ＲＩＳサーバ１４のデータベース１４Ａに患者毎に日別の被曝量を記憶しておき、この情報に基づいて所定期間(例えば直近３ヶ月間)内の被撮影者の総被曝量を演算し、演算した総被曝量から被撮影者の今回の撮影における許容被曝量を演算し、演算した許容被曝量を放射線の照射量累積値の上限値として用いるようにしてもよい。
　撮影者は、上記の準備作業が完了すると、コンソール４２の操作パネル１０２を介して準備作業の完了を通知する操作を行い、コンソール４２は、この操作をトリガとして、指定された管電圧、管電流を曝射条件として放射線発生装置３４へ送信すると共に、指定された撮影モード(静止画像／動画像)、放射線の照射量累積値の上限値を撮影条件として電子カセッテ３２へ送信する。放射線発生装置３４の線源制御部１３４は、コンソール４２から受信した曝射条件を内蔵メモリ等に記憶し、電子カセッテ３２のカセッテ制御部９２は、コンソール４２から受信した撮影条件を記憶部９２Ｃに記憶させる。
　コンソール４２は、放射線発生装置３４及び電子カセッテ３２への上記情報の送信が正常に終了すると、ディスプレイ１００の表示を切り替えることで撮影可能状態になったことを撮影者へ通知し、この通知を確認した撮影者は、コンソール４２の操作パネル１０２を介して撮影開始を指示する操作を行う。これにより、コンソール４２は、曝射開始を指示する指示信号を放射線発生装置３４へ送信し、放射線発生装置３４は、コンソール４２から事前に受信した曝射条件に応じた管電圧、管電流で放射線源１３０から放射線を射出させる。
　一方、電子カセッテ３２のカセッテ制御部９２は、コンソール４２から撮影条件を受信すると、記憶部９２Ｃに予め記憶された撮影制御プログラムをＣＰＵ９２Ａによって実行することで、図９に示す撮影制御処理を行う。
　この撮影制御処理では、まずステップ２５０において、メモリ９２Ｂ上の所定領域に記憶される放射線の照射量累積値を０に初期化する。また、次のステップ２５２では指定された撮影モードが動画像撮影モードか否か判定する。指定された撮影モードが静止画像撮影モードであれば、判定が否定されてステップ２５６へ移行するが、指定された撮影モードが動画像撮影モードの場合は、ステップ２５２の判定が肯定されてステップ２５４へ移行し、撮影する動画像のフレームレートに応じた撮影周期を設定した後にステップ２５６へ移行する。また、
　また、ステップ２５６では、ゲート線ドライバ８０からゲート配線７６を介してＴＦＴ７０へ供給される信号のレベルを、ＴＦＴ７０をオンさせるレベルへ切り替えることを、放射線検出器６０の全てのゲート配線７６について同時に行うことで、放射線検出器６０の全てのＴＦＴ７０を各々オンさせる。これにより、放射線検出器６０の個々の画素部７４の蓄積容量６８(及び光電変換部７２の上部電極７２Ａと下部電極７２Ｂの間)に蓄積されていた電荷が廃棄されると共に、電子カセッテ３２に放射線が照射される迄の間、個々の画素部７４の光電変換部７２から出力される暗電流が電荷として蓄積されることも阻止される。
　次のステップ２５８では、放射線検出部６２の各センサ部１４６から配線１６０を介して伝送された出力信号を、信号検出部１６２を介してデジタルデータ(放射線の照射量検出値)として取得する。なお、放射線検出部６２の各センサ部１４６からの出力信号のレベルは、シンチレータ７１から放出され放射線検出器(ＴＦＴ基板)６０を透過して各センサ部１４６で受光される光の受光量に応じて変化し、各センサ部１４６の受光量はシンチレータ７１から放出される光の光量に応じて変化し、シンチレータ７１から放出される光の光量は電子カセッテ３２への放射線の照射量に応じて変化するので、上記のデジタルデータの値は放射線検出部６２による電子カセッテ３２への放射線の照射量検出値に相当する。
　ステップ２６０では、放射線検出部６２の各センサ部１４６から取得した放射線の照射量検出値に基づき、放射線の照射量検出値を閾値以上か否かを判定することで、電子カセッテ３２への放射線の照射が開始されたか否か判定する。なお、閾値と比較する放射線の照射量検出値としては、各センサ部１４６から取得した放射線の照射量検出値の平均値を用いてもよいが、電子カセッテ３２の照射面５６のうち被撮影者の体を透過した放射線が照射される部分については、放射線の一部が被撮影者の体に吸収されることで放射線の照射量が低下するので、各センサ部１４６のうち、放射線源１３０からの放射線が直接照射される(被撮影者の体を透過することなく照射される)部分に対応するセンサ部１４６から取得した照射量検出値を用いることが好ましい。
　この態様において、照射量検出値を用いるセンサ部１４６としては、例えば、被撮影者の体を透過した放射線が照射されることが稀な照射面５６の四隅のうちの何れかに近い位置に配置されたセンサ部１４６を適用することができる。また、照射面５６のうち放射線源１３０からの放射線が直接照射される範囲は撮影部位によって相違するので、コンソール４２から撮影部位の情報を取得しておき、取得した情報が表す撮影部位に応じて、照射量検出値を用いるセンサ部１４６を切り替えるようにしてもよい。
　ステップ２６０の判定が否定された場合はステップ２５８に戻り、ステップ２６０の判定が肯定される迄ステップ２５８,２６０を繰り返す。また、放射線源１３０からの放射線の射出が開始され、射出された放射線が、その一部が被撮影者の体を透過した後に電子カセッテ３２に照射されると、ステップ２５８で取得した放射線の照射量検出値が閾値以上となることで、ステップ２６０の判定が肯定されてステップ２６２へ移行する。ステップ２６２では、ゲート線ドライバ８０からゲート配線７６を介してＴＦＴ７０へ供給される信号のレベルを、ＴＦＴ７０をオフさせるレベルへ切り替えることを、放射線検出器６０の全てのゲート配線７６について同時に行うことで、放射線検出器６０の全てのＴＦＴ７０を各々オフさせる。これにより、放射線検出器６０の個々の画素部７４の蓄積容量６８(及び光電変換部７２の上部電極７２Ａと下部電極７２Ｂの間)への電荷の蓄積が開始される。
　次のステップ２６４では指定された撮影モードが動画像撮影モードか否か判定する。指定された撮影モードが静止画像撮影モードの場合には、判定が否定されてステップ２６６へ移行し、放射線検出部６２の各センサ部１４６から放射線の照射量検出値を取得する。ステップ２６８では、各センサ部１４６から取得した放射線の照射量検出値が０又は０に近い値か否か判定する。この判定は、放射線源１３０からの放射線の射出が停止されたか否かを判定しており、判定が否定された場合はステップ２７０へ移行し、ステップ２６６で取得した放射線の照射量検出値(例えば各センサ部１４６から取得した放射線照射量の平均値)を放射線の照射量累積値に加算する。次のステップ２７２では、放射線の照射量累積値がコンソール４２から受信した上限値以上になったか否か判定する。この判定も否定された場合はステップ２６６に戻り、ステップ２６８又はステップ２７２の判定が肯定される迄、ステップ２６６～ステップ２７２を繰り返す。
　静止画像撮影モードでは、曝射終了タイミングが到来すると、コンソール４２から放射線発生装置３４へ放射線の射出終了が指示され、放射線発生装置３４は、放射線源１３０からの放射線の射出を停止させる。この場合、電子カセッテ３２への放射線の照射が停止されることで、ステップ２６８の判定が肯定されてステップ２７６へ移行し、放射線検出器６０のＴＦＴ７０をゲート配線７６単位で順にオンさせることで、個々の画素部７４の蓄積容量６８(及び光電変換部７２の上部電極７２Ａと下部電極７２Ｂの間)に蓄積された電荷を、撮影された放射線画像の信号として順に読み出す。そしてステップ２７８では、ステップ２７６の電荷読み出しによって得られた放射線画像のデータを、無線通信によってコンソール４２へ送信し、撮影制御処理を終了する。
　また、曝射終了タイミングが到来する前に放射線の照射量累積値が上限値以上になった場合には、ステップ２６８の判定が肯定される前にステップ２７２の判定が肯定されてステップ２７４へ移行し、曝射終了を指示する信号を無線通信によってコンソール４２へ送信する。これにより、コンソール４２は放射線発生装置３４へ放射線の射出終了を指示し、放射線発生装置３４は放射線源１３０からの放射線の射出を停止させる。これにより、静止画像の撮影が中止される。そして、ステップ２７６で放射線検出器６０の各画素部７４からの電荷の読み出しを行い、ステップ２７８でコンソール４２への放射線画像データの送信を行い、撮影制御処理を終了する。
　一方、撮影モードが動画像撮影モードの場合には、ステップ２６４の判定が肯定されてステップ２８０へ移行し、前述のステップ２６６～ステップ２７２と同様に、放射線検出部６２の各センサ部１４６から放射線の照射量検出値を取得し(ステップ２８０)、取得した放射線の照射量検出値が０又は０に近い値か否か判定し(ステップ２８２)、判定が否定された場合は取得した放射線の照射量検出値を放射線の照射量累積値に加算し(ステップ２８４)、放射線の照射量累積値がコンソール４２から受信した上限値以上になったか否か判定する(ステップ２８６)。
　また、ステップ２８６の判定が否定された場合はステップ２８８へ移行し、撮影を開始してからの経過時間(放射線検出器６０の各画素部７４からの電荷読み出しを行った以降は、前回の電荷読み出しからの経過時間)が、先のステップ２５４で設定した撮影周期に相当する時間になったか否かに基づいて、放射線検出器６０の各画素部７４から電荷を読み出すタイミングが到来したか否かを判定する。この判定が否定された場合はステップ２８０に戻り、ステップ２８２、ステップ２８６及びステップ２８８の何れかの判定が肯定される迄、ステップ２８０～ステップ２８８を繰り返す。また、電荷読み出しタイミングが到来すると、ステップ２８８の判定が肯定されてステップ２９０へ移行し、前述のステップ２７６と同様に放射線検出器６０の各画素部７４からの電荷の読み出しを行い、次のステップ２９２でコンソール４２への放射線画像データの送信を行ってステップ２８０に戻る。
　動画像撮影モードでは、撮影者によって操作パネル１０２を介して撮影終了(曝射終了)が指示され、これにより、コンソール４２は放射線発生装置３４へ放射線の射出終了を指示し、放射線発生装置３４は放射線源１３０からの放射線の射出を停止させる。この場合、電子カセッテ３２への放射線の照射が停止されることで、ステップ２８２の判定が肯定され、撮影制御処理を終了する。
　また、撮影者によって撮影終了(曝射終了)が指示される前に放射線の照射量累積値が上限値以上になった場合には、ステップ２８２の判定が肯定される前にステップ２８６の判定が肯定されてステップ２７４へ移行し、曝射終了を指示する信号を無線通信によってコンソール４２へ送信し、撮影制御処理を終了する。これにより、コンソール４２は放射線発生装置３４へ放射線の射出終了を指示し、放射線発生装置３４は放射線源１３０からの放射線の射出を停止させることで、動画像の撮影が中止される。
　なお、上記では、動画像撮影モードで放射線の照射量累積値が上限値以上になった場合に動画像の撮影を中止させる態様を説明したが、放射線の照射量累積値が上限値以上になったことをコンソール４２へ通知し、コンソール４２はディスプレイ１００に警告を表示させる処理を行うようにしてもよいし、コンソール４２が放射線発生装置３４に対して管電圧、管電流の少なくとも一方を低下させた曝射条件への変更を指示することで、放射線源１３０から照射される単位時間あたりの放射線量を低下させるようにしてもよい。
　次に、本発明に係る放射線検出パネルの他の構成について説明する。上記で説明した電子カセッテ３２は、に模式的に示すように、放射線検出器６０の一方の面に、蒸着が不要な材料(例えばＧＯＳ等)で構成したシンチレータ７１が配置されると共に、放射線検出器６０の他方の面に放射線検出部６２が設けられ、放射線検出器６０と放射線検出部６２との間に部分反射層１７０が、シンチレータ７１のうち放射線検出器６０側と反対側に全反射層１７２が各々設けられ、放射線検出部６２側から放射線が到来する構成であり、放射線検出器６０(第１検出部)はシンチレータ７１(発光部)から放出された光を画像として検出し、放射線検出部６２(第２検出部)はシンチレータ７１(発光部)から放出された光を検出している。
　この構成では、シンチレータ７１の放射線照射面側に放射線検出器６０が配置されているが、発光部(シンチレータ)と光検出部(放射線検出器)をこのような位置関係で配置する方式は「表面読取方式(ISS：Irradiation Side Sampling)」と称する。シンチレータは放射線入射側がより強く発光するので、シンチレータの放射線入射側に光検出部(放射線検出器)を配置する「表面読取方式(ISS)」は、発光部(シンチレータ)の放射線照射面と反対側に光検出部(放射線検出器)を配置する「裏面読取方式(PSS：Penetration Side Sampling)」よりも光検出部とシンチレータの発光位置とが接近することから、撮影によって得られる放射線画像の分解能が高く、また光検出部(放射線検出器)の受光量が増大することで、結果として放射線検出パネル(電子カセッテ)の感度が向上する(本発明の第５の態様の一例に相当)。
　シンチレータ７１と放射線検出器６０との位置関係が「表面読取方式」で、蒸着が不要な材料で構成したシンチレータを用いた放射線検出パネルの構成としては、図１０Ｃに示す構成以外に、図１０Ａ,図１０Ｂ,図１０Ｄに示す構成が考えられる。
　図１０Ａに示す構成は、シンチレータ７１、放射線検出器６０、放射線検出部６２、部分反射層１７０及び全反射層１７２の位置関係は図１０Ｃに示す構成と同じであるが、放射線検出部６２が支持体としてのベース１２０上に形成された後に、放射線検出器６０のうちシンチレータ７１と反対側の面に、部分反射層１７０を介して貼付される点で図１０Ｃに示す構成と相違している。この構成では、ベース１２０の厚み分だけ図１０Ｃに示す構成よりも厚みが増大することになるが、ベース１２０としては先に一例を列挙した合成樹脂(例えばポリエチレンテレフタレート等)製の可撓性基板を適用することができ、ベース１２０自体の厚みは、例えば0.1mm程度に抑制可能である。
　この構成においても、放射線検出器６０には、シンチレータ７１から直接入射される光以外に、シンチレータ７１から放射線検出器６０側へ射出された光のうち、放射線検出器６０を透過し、部分反射層１７０で反射された光も再入射され、シンチレータ７１から放射線検出器６０側と反対側へ射出され、全反射層１７２で反射され、シンチレータ７１を透過した光も入射されるので、部分反射層１７０や全反射層１７２が設けられていない場合よりも放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。
　なお、図１０Ａに示す構成において、放射線検出部６２が光透過性を有している場合には、放射線検出部６２とベース１２０の間に全反射層１７３を追加するようにしてもよい(図１４Ａ参照)。この場合、シンチレータ７１から放射線検出器６０、部分反射層１７０を透過して放射線検出部６２に入射された光のうち、放射線検出部６２を透過した光が全反射層１７３で全反射されて放射線検出部６２に再入射されることで、放射線検出部６２における受光量が増大し、放射線検出部６２による放射線の検出感度が向上する。なお、図１４Ａに示す構成における全反射層１７３は本発明の第８の態様に係る全反射部の一例である。また全反射層１７３は、図１４Ａに示す位置に代えて、ベース１２０のうち放射線検出部６２と反対側の面に設けるようにしてもよい。
　また、図１０Ｂに示す構成は、シンチレータ７１の一方の面に放射線検出器６０が配置されると共に、シンチレータ７１の他方の面側に、放射線検出部６２が形成されたベース１２０が、シンチレータ７１側が裏面(放射線検出部６２の形成面と反対側の面)となる向きで配置され、シンチレータ７１とベース１２０との間に部分反射層１７０が設けられている。なお、この構成における部分反射層１７０は、「発光部と第２検出部の間に配置され」た部分反射部の一例である。この構成では、シンチレータ７１と放射線検出部６２との位置関係が「裏面読取方式」となり、放射線検出部６２の受光量が減少するが、放射線検出部６２は放射線の照射タイミングや照射量を検出するものであるので、例えばセンサ部１４６の配置ピッチを大きくし、個々のセンサ部１４６の受光領域の面積を増大させる(例えば1cm×1cm以上)等の構成を採用することは可能であり、これにより、受光量の減少に伴う感度の低下を補償することができる。
　この構成においても、放射線検出器６０には、シンチレータ７１から直接入射される光以外に、シンチレータ７１から放射線検出器６０側と反対側へ射出され、部分反射層１７０で反射され、シンチレータ７１を透過した光も入射されるので、部分反射層１７０が設けられていない場合よりも放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。
　なお、図１０Ｂに示す構成において、放射線検出器６０が光透過性を有している場合には、放射線検出器６０のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７３を追加するようにしてもよいし、放射線検出部６２が光透過性を有している場合には、放射線検出部６２のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７４を追加するようにしてもよい (図１４Ｂ参照)。この構成では、放射線検出器６０には、シンチレータ７１側から入射され、放射線検出器６０を透過した光も、全反射層１７３で反射されて再入射されるので、全反射層１７３が設けられていない場合よりも放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。また、放射線検出部６２には、シンチレータ７１側から入射され、放射線検出部６２を透過した光も、全反射層１７４で反射されて再入射されるので、全反射層１７４が設けられていない場合よりも放射線検出部６２の受光量が増大し、放射線検出部６２による放射線検出の感度が向上する。なお、図１４Ｂに示す構成における全反射層１７３は本発明の第７の態様に係る全反射部の一例であり、全反射層１７４は本発明の第８の態様に係る全反射部の一例である。
　また、図１０Ｄに示す構成は、図１０Ｂに示す構成に対し、放射線検出器６０を挟んでシンチレータ７１と反対側にも、放射線検出部６２と同様の構成の放射線検出部６３が配置され、放射線検出器６０と放射線検出部６３の間にも部分反射層１７０が設けられている。この構成では、放射線検出部６３の厚み分だけ図１０Ｂに示す構成よりも厚みが増大することになるが、放射線検出部６３の厚みは放射線検出部６２と同様に、例えば0.05mm程度である。この構成において、２個の放射線検出部６２,６３は、例えば各々の照射量検出値を加算して用いることで、放射線検出部全体としての感度を向上させる目的で利用してもよいし、一方の放射線検出部を電子カセッテ３２への放射線の照射タイミングの検出に用い、他方の放射線検出部を電子カセッテ３２への放射線照射量の検出に用いてもよい。この場合、放射線検出部６２,６３の特性を各々の用途に応じて最適化することが可能となり、例えば放射線の照射タイミングの検出に用いる放射線検出部については、応答速度が向上するように静電容量や配線抵抗を調整する一方、放射線照射量の検出に用いる放射線検出部については、感度が向上するように受光領域の面積を調整することが可能となる。
　この構成においても、放射線検出器６０には、シンチレータ７１から直接入射される光以外に、シンチレータ７１から放射線検出器６０側と反対側へ射出され、部分反射層１７０で反射され、シンチレータ７１を透過した光も入射されると共に、シンチレータ７１から入射され、放射線検出器６０を透過し、部分反射層１７０で反射された光も再入射されるので、部分反射層１７０が設けられていない場合よりも放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。
　なお、図１０Ｄに示す構成において、放射線検出部６２,６３が光透過性を有している場合には、放射線検出部６２のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７３を、放射線検出部６３のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７４を各々追加するようにしてもよい (図１４Ｄ参照)。この構成では、放射線検出部６２には、シンチレータ７１側から入射され、放射線検出部６２を透過した光も、全反射層１７３で反射されて再入射されるので、全反射層１７３が設けられていない場合よりも放射線検出部６２の受光量が増大し、放射線検出部６２による放射線検出の感度が向上する。同様に、放射線検出部６３には、シンチレータ７１側から入射され、放射線検出部６３を透過した光も、全反射層１７４で反射されて再入射されるので、全反射層１７４が設けられていない場合よりも放射線検出部６３の受光量が増大し、放射線検出部６３による放射線検出の感度が向上する。図１４Ｄに示す構成における全反射層１７３,１７４は本発明の第８の態様に係る全反射部の一例である。
　また、図１０Ｃに示す構成においても、放射線検出部６２が光透過性を有している場合には、放射線検出部６２のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７３を追加するようにしてもよい (図１４Ｃ参照)。この構成では、放射線検出部６２には、シンチレータ７１側から入射され、放射線検出部６２を透過した光も、全反射層１７３で反射されて再入射されるので、全反射層１７３が設けられていない場合よりも放射線検出部６２の受光量が増大し、放射線検出部６２による放射線検出の感度が向上する。図１４Ｄに示す構成における全反射層１７３は本発明の第８の態様に係る全反射部の一例である。
　また、シンチレータ７１と放射線検出器６０との位置関係が「裏面読取方式」で、蒸着が不要な材料で構成したシンチレータを用いた放射線検出パネルの構成としては、図１１Ａ～図１１Ｄに示す構成が考えられる。
　図１１Ａに示す構成は、図１０Ｂに示す構成と同一であり、図１０Ｂに示す構成とは反対の方向から放射線が到来する。この構成では、放射線検出部６２が放射線到来方向の最上流に位置しているが、放射線検出部６２では放射線の吸収が生じないので、放射線検出部６２が上記の位置に配置しても、シンチレータ７１への放射線の照射量の低下は生じない。シンチレータ７１と放射線検出器６０との位置関係が「裏面読取方式」の場合、放射線検出器６０の受光量は「表面読取方式」よりも低下するが、この構成においても、放射線検出器６０には、シンチレータ７１から直接入射される光以外に、シンチレータ７１から放射線検出器６０側と反対側へ射出され、部分反射層１７０で反射され、シンチレータ７１を透過した光も入射されるので、部分反射層１７０が設けられていない場合よりも放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。従って、部分反射層１７０を設けることで放射線検出器６０の受光量の低下を補うことができる。
　なお、図１１Ａに示す構成において、放射線検出器６０が光透過性を有している場合には、放射線検出器６０のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７３を追加するようにしてもよい(図１５Ａ参照)。この構成では、放射線検出器６０には、シンチレータ７１側から入射され、放射線検出器６０を透過した光も、全反射層１７３で反射されて再入射されるので、全反射層１７３が設けられていない場合よりも放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。なお、図１５Ａに示す構成における全反射層１７３は本発明の第７の態様に係る全反射部の一例である。
　また、図１１Ｂに示す構成は、図１０Ａに示す構成と同一であり、図１０Ａに示す構成とは反対の方向から放射線が到来する。この構成における放射線検出器６０は、シンチレータ７１との位置関係が「裏面読取方式」であるので、「表面読取方式」よりも受光量が低下するが、この構成においても、放射線検出器６０には、シンチレータ７１から直接入射される光以外に、シンチレータ７１から放射線検出器６０側へ射出された光のうち、放射線検出器６０を透過し、部分反射層１７０で反射された光も再入射され、シンチレータ７１から放射線検出器６０側と反対側へ射出され、全反射層１７２で反射され、シンチレータ７１を透過した光も入射されるので、部分反射層１７０や全反射層１７２が設けられていない場合よりも放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。従って、部分反射層１７０や全反射層１７２を設けることで放射線検出器６０の受光量の低下を補うことができる。
　また、図１１Ｂに示す構成における放射線検出部６２については、シンチレータ７１との位置関係が「裏面読取方式」である上に、放射線検出器６０及び部分反射層１７０を透過した光が入射されることで、受光量が減少するが、放射線検出部６２は放射線の照射タイミングや照射量を検出するものであるので、例えばセンサ部１４６の配置ピッチを大きくし、個々のセンサ部１４６の受光領域の面積を増大させる(例えば1cm×1cm以上)等の構成を採用することは可能であり、これにより、受光量の減少に伴う感度の低下を補償することができる。
　なお、図１１Ｂに示す構成において、放射線検出部６２が光透過性を有している場合には、放射線検出部６２とベース１２０の間に全反射層１７３を追加するようにしてもよい(図１５Ｂ参照)。この場合、シンチレータ７１から放射線検出器６０、部分反射層１７０を透過して放射線検出部６２に入射された光のうち、放射線検出部６２を透過した光が全反射層１７３で全反射されて放射線検出部６２に再入射されることで、放射線検出部６２における受光量が増大し、放射線検出部６２による放射線の検出感度が向上する。なお、図１５Ｂに示す構成における全反射層１７３は本発明の第８の態様に係る全反射部の一例である。また全反射層１７３は、図１５Ｂに示す位置に代えて、ベース１２０のうち放射線検出部６２と反対側の面に設けるようにしてもよい。
　また、図１１Ｃに示す構成は、図１０Ｃに示す構成と同一であり、図１０Ｃに示す構成とは反対の方向から放射線が到来する。この構成における放射線検出器６０も、図１１Ｂに示す構成と同様に、シンチレータ７１との位置関係が「裏面読取方式」であるので、「表面読取方式」よりも受光量が低下するが、この構成においても、放射線検出器６０には、シンチレータ７１から直接入射される光以外に、シンチレータ７１から放射線検出器６０側へ射出された光のうち、放射線検出器６０を透過し、部分反射層１７０で反射された光も再入射され、シンチレータ７１から放射線検出器６０側と反対側へ射出され、全反射層１７２で反射され、シンチレータ７１を透過した光も入射されるので、部分反射層１７０や全反射層１７２が設けられていない場合よりも放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。従って、部分反射層１７０や全反射層１７２を設けることで放射線検出器６０の受光量の低下を補うことができる。
　また、図１１Ｃに示す構成における放射線検出部６２についても、図１１Ｂに示す構成と同様に、シンチレータ７１との位置関係が「裏面読取方式」である上に、放射線検出器６０及び部分反射層１７０を透過した光が入射されることで、受光量が減少するが、放射線検出部６２は放射線の照射タイミングや照射量を検出するものであるので、例えばセンサ部１４６の配置ピッチを大きくし、個々のセンサ部１４６の受光領域の面積を増大させる(例えば1cm×1cm以上)等の構成を採用することは可能であり、これにより、受光量の減少に伴う感度の低下を補償することができる。この構成は、図１１Ａ～図１１Ｄに示す各構成の中で厚みを最も薄くすることができるので望ましい。
　なお、図１１Ｃに示す構成において、放射線検出部６２が光透過性を有している場合には、放射線検出部６２のうち放射線検出器６０と反対側に全反射層１７３を追加するようにしてもよい(図１５Ｃ参照)。この場合、シンチレータ７１から放射線検出器６０、部分反射層１７０を透過して放射線検出部６２に入射された光のうち、放射線検出部６２を透過した光が全反射層１７３で全反射されて放射線検出部６２に再入射されることで、放射線検出部６２における受光量が増大し、放射線検出部６２による放射線の検出感度が向上する。なお、図１５Ｃに示す構成における全反射層１７３は本発明の第８の態様に係る全反射部の一例である。
　また、図１１Ｄに示す構成は、図１０Ｄに示す構成と同一であり、図１０Ｄに示す構成とは反対の方向から放射線が到来する。この構成においても、図１０Ｄに示す構成と同様に、２個の放射線検出部６２,６３は、例えば各々の照射量検出値を加算して用いることで、放射線検出部全体としての感度を向上させる目的で利用してもよいし、一方の放射線検出部を電子カセッテ３２への放射線の照射タイミングの検出に用い、他方の放射線検出部を電子カセッテ３２への放射線照射量の検出に用いてもよい。
　この構成においても、放射線検出器６０には、シンチレータ７１から直接入射される光以外に、シンチレータ７１から放射線検出器６０側と反対側へ射出され、部分反射層１７０で反射され、シンチレータ７１を透過した光も入射されると共に、シンチレータ７１から入射され、放射線検出器６０を透過し、部分反射層１７０で反射された光も再入射されるので、部分反射層１７０が設けられていない場合よりも放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。
　なお、図１１Ｄに示す構成において、放射線検出部６２,６３が光透過性を有している場合には、放射線検出部６２のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７３を、放射線検出部６３のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７４を各々追加するようにしてもよい (図１５Ｄ参照)。この構成では、放射線検出部６２には、シンチレータ７１側から入射され、放射線検出部６２を透過した光も、全反射層１７３で反射されて再入射されるので、全反射層１７３が設けられていない場合よりも放射線検出部６２の受光量が増大し、放射線検出部６２による放射線検出の感度が向上する。同様に、放射線検出部６３には、シンチレータ７１側から入射され、放射線検出部６３を透過した光も、全反射層１７４で反射されて再入射されるので、全反射層１７４が設けられていない場合よりも放射線検出部６３の受光量が増大し、放射線検出部６３による放射線検出の感度が向上する。図１５Ｄに示す構成における全反射層１７３,１７４は本発明の第８の態様に係る全反射部の一例である。
　また、シンチレータ７１と放射線検出器６０との位置関係が「表面読取方式」で、ＣｓＩ等の材料を蒸着基板１２２(図１２Ａ～図１２Ｄ参照)に蒸着させて形成したシンチレータを用いた放射線検出パネルの構成としては、図１２Ａ～図１２Ｄに示す構成が考えられる。
　図１２Ａに示す構成は、シンチレータ７１を挟んで放射線検出器６０と反対側に蒸着基板１２２が配置されている点で図１０Ａに示す構成と相違している。この構成においても、放射線検出器６０には、部分反射層１７０で反射された光が再入射されると共に、全反射層１７２で反射されてシンチレータ７１を透過した光も入射されるので、放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。
　また、図１２Ａに示す構成においても、放射線検出部６２が光透過性を有している場合には、放射線検出部６２とベース１２０の間に全反射層１７３を追加してもよい(図１６Ａ参照)。これにより、全反射層１７３で全反射された光が放射線検出部６２に再入射されることで、放射線検出部６２の受光量が増大し、放射線検出部６２による放射線の検出感度が向上する。なお、図１６Ａに示す構成における全反射層１７３は本発明の第８の態様に係る全反射部の一例である。また全反射層１７３は、図１６Ａに示す位置に代えて、ベース１２０のうち放射線検出部６２と反対側に設けてもよい。
　また、図１２Ｂに示す構成は、シンチレータ７１とベース１２０との間に蒸着基板１２２が配置されている点で図１０Ｂに示す構成と相違している。この構成では、シンチレータ７１から放出された光が蒸着基板１２２及びベース１２０を透過した後に放射線検出部６２に入射されるので、蒸着基板１２２としては、放射線の透過率やコスト等の面から蒸着基板として多用されるＡｌ製の基板等に代えて、光透過性を有する基板を用いる必要がある。蒸着に使用可能で光透過性を有する基板としては、例えばガラス基板が挙げられるが、それ以外にも、芳香族ポリイミドを原料とし、可視光域で高い光透過性を示し、耐熱性にも優れた(例えば耐熱温度が300℃程度やそれ以上の)透明ポリイミドから成る基板や、優れた光学特性(例えば光透過率90％以上)と耐熱性(例えば200℃以上)を持つフレキシブルディスプレイ用透明プラスチック基板材料（開発名：OPS）(東ソー(株)、”フレキシブルディスプレイ用透明プラスチック基板材料の開発”、[online]、[平成２２年７月２７日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.tosoh.co.jp/technology/report/pdfs/2006_03_02.pdf＞を参照) から成る基板、無色透明で高透明性、高耐熱性を有するアラミド・フィルム(東レ(株)、”ハロゲンフリーの難燃性無色透明アラミドフィルムを開発”、[online]、[平成２２年７月２７日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.toray.co.jp/news/film/nr100210.html＞を参照)を用いた基板を用いることも可能である(なお、これらの基板は本発明の第４の態様に係る「蒸着に使用可能な耐熱性を有し可撓性を有する支持体」として使用することも可能である)。この構成においても、放射線検出器６０には、部分反射層１７０で反射されてシンチレータ７１を透過した光も入射されるので、放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。
　なお、図１２Ｂに示す構成において、放射線検出器６０が光透過性を有している場合には、放射線検出器６０のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７３を追加し、放射線検出部６２が光透過性を有している場合には、放射線検出部６２のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７４を追加してもよい (図１６Ｂ参照)。これにより、全反射層１７３で反射された光が放射線検出器６０に再入射されるので、放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。また、全反射層１７４で反射された光が放射線検出部６２に再入射されるので、放射線検出部６２の受光量も増大し、放射線検出部６２による放射線検出の感度が向上する。なお、図１６Ｂに示す構成における全反射層１７３は本発明の第７の態様に係る全反射部の一例、全反射層１７４は本発明の第８の態様に係る全反射部の一例である。
　また、図１２Ｃに示す構成は、シンチレータ７１を挟んで放射線検出器６０と反対側に蒸着基板１２２が配置されている点で図１０Ｃに示す構成と相違している。この構成においても、放射線検出器６０には、部分反射層１７０で反射された光が再入射されると共に、全反射層１７２で反射されてシンチレータ７１を透過した光も入射されるので、放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。この構成は、図１２Ａ～図１２Ｄに示す各構成の中で厚みを最も薄くすることができるので望ましい。
　また、図１２Ｃに示す構成においても、放射線検出部６２が光透過性を有している場合には、放射線検出部６２のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７３を追加してもよい(図１６Ｃ参照)。これにより、全反射層１７３で反射された光が放射線検出部６２に再入射されるので、放射線検出部６２の受光量が増大し、放射線検出部６２による放射線検出の感度が向上する。図１６Ｃに示す構成における全反射層１７３は本発明の第８の態様に係る全反射部の一例である。
　また、図１２Ｄに示す構成は、シンチレータ７１とベース１２０との間に蒸着基板１２２が配置されている点で図１０Ｄに示す構成と相違している。この構成においても、図１２Ｂに示す構成と同様に、シンチレータ７１から放出された光が蒸着基板１２２及びベース１２０を透過した後に放射線検出部６２に入射されるので、蒸着基板１２２として、前述したガラス基板やその他の光透過性を有する基板を用いる必要がある。この構成における２個の放射線検出部６２,６３についても、図１０Ｄや図１１Ｄに示す構成と同様に、放射線検出部全体としての感度を向上させる目的で用いてもよいし、一方の放射線検出部を電子カセッテ３２への放射線の照射タイミングの検出に用い、他方の放射線検出部を電子カセッテ３２への放射線照射量の検出に用いてもよい。この構成においても、シンチレータ７１から蒸着基板１２２側へ射出され、部分反射層１７０で反射されてシンチレータ７１を透過した光と、放射線検出器６０を透過して部分反射層１７０で反射された光が放射線検出器６０に入射されるので、放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。
　なお、図１２Ｄに示す構成において、放射線検出部６２,６３が光透過性を有している場合には、放射線検出部６２のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７３を、放射線検出部６３のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７４を各々追加してもよい(図１６Ｄ参照)。これにより、放射線検出部６２には全反射層１７３で反射された光が入射され、放射線検出部６３には全反射層１７４で反射された光が入射されるので、放射線検出部６２,６３の受光量が増大し、放射線検出部６２,６３による放射線検出の感度が向上する。図１６Ｄに示す構成における全反射層１７３,１７４は本発明の第８の態様に係る全反射部の一例である。
　また、シンチレータ７１と放射線検出器６０との位置関係が「裏面読取方式」で、ＣｓＩ等の材料を蒸着基板１２２に蒸着させて形成したシンチレータを用いた放射線検出パネルの構成としては、図１３Ａ～図１３Ｄに示す構成が考えられる。
　図１３Ａに示す構成は、図１２Ｂに示す構成と同一であり、図１２Ｂに示す構成とは反対の方向から放射線が到来する。この構成においても、シンチレータ７１から放出された光が蒸着基板１２２及びベース１２０を透過した後に放射線検出部６２に入射されるので、蒸着基板１２２として、前述したガラス基板やその他の光透過性を有する基板を用いる必要がある。この構成においても、放射線検出器６０には、部分反射層１７０で反射されてシンチレータ７１を透過した光も入射されるので、放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。
　なお、図１３Ａに示す構成において、放射線検出器６０が光透過性を有している場合には、放射線検出器６０のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７３を追加し、放射線検出部６２が光透過性を有している場合には、放射線検出部６２のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７４を追加してもよい (図１７Ａ参照)。これにより、全反射層１７３で反射された光が放射線検出器６０に再入射されるので、放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。また、全反射層１７４で反射された光が放射線検出部６２に再入射されるので、放射線検出部６２の受光量も増大し、放射線検出部６２による放射線検出の感度が向上する。なお、図１７Ａに示す構成における全反射層１７３は本発明の第７の態様に係る全反射部の一例、全反射層１７４は本発明の第８の態様に係る全反射部の一例である。
　また、図１３Ｂに示す構成は、図１２Ａに示す構成と同一であり、図１２Ａに示す構成とは反対の方向から放射線が到来する。この構成においても、放射線検出器６０には、部分反射層１７０で反射された光が再入射されると共に、全反射層１７２で反射されてシンチレータ７１を透過した光も入射されるので、放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。また、この構成では、シンチレータ７１と放射線検出部６２との位置関係が「裏面読取方式」となる上に、放射線検出器６０及び部分反射層１７０を透過した光が放射線検出部６２に入射されることで、放射線検出部６２の受光量が減少するが、放射線検出部６２のセンサ部１４６の配置ピッチを大きくし、個々のセンサ部１４６の受光領域の面積を増大させる(例えば1cm×1cm以上)等により、受光量の減少に伴う感度の低下を補うことができる。
　また、図１３Ａに示す構成においても、放射線検出部６２が光透過性を有している場合には、放射線検出部６２とベース１２０の間に全反射層１７３を追加してもよい(図１７Ｂ参照)。これにより、全反射層１７３で全反射された光が放射線検出部６２に再入射されることで、放射線検出部６２の受光量が増大し、放射線検出部６２による放射線の検出感度が向上する。なお、図１７Ｂに示す構成における全反射層１７３は本発明の第８の態様に係る全反射部の一例である。また全反射層１７３は、図１７Ｂに示す位置に代えて、ベース１２０のうち放射線検出部６２と反対側に設けてもよい。
　また、図１３Ｃに示す構成は、図１２Ｃに示す構成と同一であり、図１２Ｃに示す構成とは反対の方向から放射線が到来する。この構成は、図１３Ａ～図１３Ｄに示す各構成の中で厚みを最も薄くすることができるので望ましい。この構成においても、放射線検出器６０には、部分反射層１７０で反射された光が再入射されると共に、全反射層１７２で反射されてシンチレータ７１を透過した光も入射されるので、放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。この構成においても、図１３Ｂに示す構成と同様に、シンチレータ７１と放射線検出部６２との位置関係が「裏面読取方式」となる上に、放射線検出器６０及び部分反射層１７０を透過した光が放射線検出部６２に入射されることで放射線検出部６２の受光量が減少するが、放射線検出部６２のセンサ部１４６の配置ピッチを大きくし、個々のセンサ部１４６の受光領域の面積を増大させる(例えば1cm×1cm以上)等により、受光量の減少に伴う感度の低下を補うことができる。
　また、図１３Ｃに示す構成においても、放射線検出部６２が光透過性を有している場合には、放射線検出部６２のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７３を追加してもよい(図１７Ｃ参照)。これにより、全反射層１７３で反射された光が放射線検出部６２に再入射されるので、放射線検出部６２の受光量が増大し、放射線検出部６２による放射線検出の感度が向上する。図１７Ｃに示す構成における全反射層１７３は本発明の第８の態様に係る全反射部の一例である。
　また、図１３Ｄに示す構成は、図１２Ｄに示す構成と同一であり、図１２Ｄに示す構成とは反対の方向から放射線が到来する。この構成においても、図１２Ｄに示す構成と同様に、２個の放射線検出部６２,６３は、例えば各々の照射量検出値を加算して用いることで、放射線検出部全体としての感度を向上させる目的で利用してもよいし、一方の放射線検出部を電子カセッテ３２への放射線の照射タイミングの検出に用い、他方の放射線検出部を電子カセッテ３２への放射線照射量の検出に用いてもよい。この構成においても、シンチレータ７１から蒸着基板１２２側へ射出され、部分反射層１７０で反射されてシンチレータ７１を透過した光と、放射線検出器６０を透過して部分反射層１７０で反射された光が放射線検出器６０に入射されるので、放射線検出器６０の受光量が増大し、放射線検出器６０による画像検出の感度が向上する。
　なお、図１３Ｄに示す構成において、放射線検出部６２,６３が光透過性を有している場合には、放射線検出部６２のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７３を、放射線検出部６３のうちシンチレータ７１側と反対側に全反射層１７４を各々追加してもよい(図１７Ｄ参照)。これにより、放射線検出部６２には全反射層１７３で反射された光が入射され、放射線検出部６３には全反射層１７４で反射された光が入射されるので、放射線検出部６２,６３の受光量が増大し、放射線検出部６２,６３による放射線検出の感度が向上する。図１７Ｄに示す構成における全反射層１７３,１７４は本発明の第８の態様に係る全反射部の一例である。
　また、放射線検出器６０の光電変換部７２として、光電変換膜を有機光電変換材料を含む材料で構成した有機ＣＭＯＳセンサを用いてもよく、放射線検出器６０のＴＦＴ基板として、ＴＦＴ７０としての有機材料を含む有機トランジスタを可撓性を有するシート上にアレイ状に配列した有機ＴＦＴアレイ・シートを用いてもよい。上記の有機ＣＭＯＳセンサは、例えば特開２００９－２１２３７７号公報に開示されている。また上記の有機ＴＦＴアレイ・シートは、例えば「日本経済新聞、”東京大学、「ウルトラフレキシブル」な有機トランジスタを開発”、[online]、[平成２３年４月１１日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www.nikkei.com/tech/trend/article/g=96958A9C93819499E2EAE2E0E48DE2EAE3E3E0E2E3E2E2E2E2E2E2E2;p=9694E0E7E2E6E0E2E3E2E2E0E2E0＞」に開示されている。
　また、放射線検出器６０のＴＦＴ７０等が光透過性を有しない構成(例えばアモルファスシリコン等の光透過性を有しない材料で活性層７０Ｂを形成した構成)であっても、このＴＦＴ７０等を、光透過性を有する絶縁性基板６４(例えば合成樹脂製の可撓性基板)上に配置し、絶縁性基板６４のうちＴＦＴ７０等が形成されていない部分は光が透過するように構成することで、光透過性を有する放射線検出器６０を得ることは可能である。光透過性を有しない構成のＴＦＴ７０等を光透過性を有する絶縁性基板６４上に配置することは、第１の基板上に作製した微小デバイスブロックを第１の基板から切り離して第２の基板上に配置する技術、具体的には、例えばＦＳＡ(Fluidic Self-Assembly)を適用することで実現できる。上記のＦＳＡは、例えば「富山大学、”微小半導体ブロックの自己整合配置技術の研究”、[online]、[平成２３年４月１１日検索]、インターネット＜ＵＲＬ：http://www3.u-toyama.ac.jp/maezawa/Research/FSA.html＞」に開示されている。
　上記のようにして放射線検出器６０に光透過性をもたせることで、放射線検出器６０を挟んでシンチレータ７１の反対側に放射線検出部６２(又は放射線検出部６３)が配置された構成(例えば図１０Ａ,図１０Ｃ,図１０Ｄ,図１１Ｂ,図１１Ｃ,図１１Ｄ,図１２Ａ,図１２Ｃ,図１２Ｄ,図１３Ｂ,図１３Ｃ,図１３Ｄ,図１４Ａ,図１４Ｃ,図１４Ｄ,図１５Ｂ,図１５Ｃ,図１５Ｄ,図１６Ａ,図１６Ｃ,図１６Ｄ,図１７Ｂ,図１７Ｃ,図１７Ｄの構成)において、シンチレータ７１から射出された光の一部が放射線検出器６０を透過して放射線検出部６２(又は放射線検出部６３)へ入射されるように構成することができる。
　また、放射線検出器６０が光透過性を有しない構成(例えば絶縁性基板６４が、可視域及び赤外域を含む波長域で光を吸収するシリコンを含む基板等の場合)であっても、放射線検出部６２(又は放射線検出部６３)がシンチレータ７１を挟んで放射線検出器６０の反対側に配置された構成(例えば図１０Ｂ,図１１Ａ,図１２Ｂ,図１３Ａ,図１４Ｂ,図１５Ａ,図１６Ｂ,図１７Ａ)であれば、シンチレータ７１から射出された光の一部を放射線検出部６２(又は放射線検出部６３)へ入射させることができる。
　また、上記では全面に亘ってほぼ均一かつ所望の光反射率とされた部分反射層１７０を例に説明したが、本発明に係る部分反射部は上記構成に限られるものではなく、例えば光反射率が１００％又はそれに近い値の全反射膜、或いは光反射率が１００％よりも低い部分反射膜に対し、面内の一部領域の膜を除去した(光透過率１００％の領域を設けた)構成を採用してもよい。この場合、面内の光反射率は不均となるが、膜を除去する領域の面積を調整することで、部分反射部全体としての光反射率(光透過率)が所望の値となるように構成することができる。
　なお、上記では放射線検出部６２の個々のセンサ部１４６を、放射線の照射タイミングの検出及び放射線照射量の検出に各々用いる態様を説明したが、これに限定されるものではなく、放射線検出部６２のセンサ部１４６を２群に分け、一方のセンサ部群からの出力信号は放射線の照射タイミングの検出に用い、一方のセンサ部群からの出力信号は放射線照射量の検出に用いるようにしてもよい。また、出力信号の用途に応じて、各センサ部群毎に特性(例えば応答速度や感度)を相違させるようにしてもよい。
　また、上記では電子カセッテ３２で放射線の照射タイミングの検出及び放射線照射量の検出を各々行う態様を説明したが、これに限定されるものではなく、放射線の照射タイミングの検出及び放射線照射量の検出のうちの何れか一方のみを行う態様も本発明の権利範囲に含まれる。
　特に、上記では電子カセッテ３２がコンソール４２と無線により直接通信する機能を備えた構成を説明したが、電子カセッテ３２が放射線の照射タイミングの検出のみを行い、放射線照射量の検出(放射線の照射量累積値が上限値に達したか否かを監視し、上限値に達した場合はコンソール４２へ通知する処理)を行わない場合、電子カセッテ３２がコンソール４２と無線により直接通信する機能は省略することも可能であり前記機能を省略した場合、コンソール４２への放射線画像データの転送は、例えば電子カセッテ３２がクレードルにセットされた際に、クレードルが電子カセッテ３２から放射線画像データを読み出してコンソール４２へ送信するようにクレードルを構成することで実現できる。また、電子カセッテ３２からコンソール４２への放射線画像データの転送は、メモリカード等を用いてオフラインで行うことも可能である。
　なお、日本出願（特願２０１０－１７１６９６号）の開示はその全体が参照により本明細書に取り込まれる。
　また、本明細書に記載された全ての文献、特許出願及び技術規格は、個々の文献、特許出願及び技術規格が参照により取り込まれることが具体的かつ個々に記された場合と同程度に、本明細書中に参照により取り込まれる。

Claims (16)

  1. 　被写体を透過した放射線を吸収して発光する発光部と、
    　前記発光部から放出された光を画像として検出する第１検出部と、
    　可撓性を有する支持体上に形成され、前記発光部を挟んで前記第１検出部の反対側又は前記第１検出部を挟んで前記発光部の反対側に配置され、前記発光部から放出された光を有機光電変換材料によって検出する第２検出部と、
    　前記発光部と前記第２検出部の間で、かつ、前記発光部と前記第２検出部の間に前記第１検出部が存在している場合は前記第１検出部と前記第２検出部の間に配置され、前記発光部側から入射された光の一部を前記発光部側へ反射する部分反射部と、
    　が放射線の到来方向に沿って積層されて構成された放射線検出パネル。
  2. 　可撓性を有する前記支持体は合成樹脂製の基板である請求項１記載の放射線検出パネル。
  3. 　前記第１検出部は、前記発光部から放出された光を有機光電変換材料によって画像として検出する構成であり、前記第２検出部と同一の支持体上に形成されている請求項２記載の放射線検出パネル。
  4. 　可撓性を有する前記支持体は蒸着に使用可能な耐熱性を備えており、前記第１検出部は、前記第２検出部と同一の支持体上に形成されている請求項１記載の放射線検出パネル。
  5. 　前記第１検出部は、前記発光部に対して放射線の到来方向上流側に配置されている請求項１～請求項４の何れか１項記載の放射線検出パネル。
  6. 　前記第２検出部が前記第１検出部を挟んで前記発光部の反対側にのみ配置され、前記第１検出部が光透過性を有する構成において、前記発光部を挟んで前記第１検出部の反対側に配置され、前記発光部側から入射された光を前記発光部側へ全反射する全反射部を更に備えた請求項１～請求項５の何れか１項記載の放射線検出パネル。
  7. 　前記第２検出部が前記発光部を挟んで前記第１検出部の反対側にのみ配置され、前記第１検出部が光透過性を有する構成において、前記第１検出部を挟んで前記発光部の反対側に配置され、前記発光部側から入射された光を前記発光部側へ全反射する全反射部を更に備えた請求項１～請求項５の何れか１項記載の放射線検出パネル。
  8. 　前記第２検出部を挟んで前記発光部の反対側に配置され、前記発光部側から入射された光を前記発光部側へ全反射する全反射部を更に備えた請求項１～請求項７の何れか１項記載の放射線検出パネル。
  9. 　前記発光部は１個のみ設けられ、単一の前記発光部と前記第１検出部の間に存在する部材、及び、単一の前記発光部と前記第２検出部の間に存在する部材は、照射された光の少なくとも一部を透過させる光透過性を各々有し、前記第１検出部及び前記第２検出部は、単一の前記発光部から放出された光を各々検出する請求項１～請求項８の何れか１項記載の放射線検出パネル。
  10. 　前記第１検出部は板状で光透過性を有する支持体上に形成され、板状の前記支持体の一方の面には前記発光部が、他方の面には前記第２検出部が各々積層されると共に、前記第１検出部と前記第２検出部の間に前記部分反射部が配置され、放射線が前記第２検出部側から到来するように配置される請求項１～請求項９の何れか１項記載の放射線検出パネル。
  11. 　前記第２検出部による光の検出結果に基づいて、前記第１検出部による光の検出タイミングを前記放射線検出パネルへの放射線の照射タイミングと同期させる第１制御を行う第１制御部を更に備えた請求項１～請求項１０の何れか１項記載の放射線検出パネル。
  12. 　前記第１検出部は、前記発光部から放出された光を電気信号に変換する光電変換部と、前記光電変換部から出力された電気信号を電荷として蓄積する電荷蓄積部と、を備え、
    　前記第１制御部は、前記第１制御として、少なくとも、前記発光部から放出された光が前記第２検出部によって検出された場合に、それ以前に光電変換部から出力されていた電気信号が前記電荷蓄積部に電荷として蓄積されていない状態から、前記第１検出部による前記電荷蓄積部への電荷の蓄積を開始させる制御を行う請求項１１記載の放射線検出パネル。
  13. 　前記第１制御部は、前記第１制御として、前記発光部から放出された光が前記第２検出部によって検出されなくなった場合に、前記第１検出部の前記電荷蓄積部に蓄積されている電荷の読み出しを開始させる制御も行う請求項１２記載の放射線検出パネル。
  14. 　前記第２検出部による光の検出結果に基づいて、前記放射線検出パネルへの放射線の積算照射量が所定値に達すると放射線源からの放射線の射出を終了させる第２制御を行う第２制御部を更に備えた請求項１～請求項１１の何れか１項記載の放射線検出パネル。
  15. 　前記第２制御部は、前記第２制御として、前記第２検出部による光の検出結果に基づいて、前記放射線検出パネルへの放射線の積算照射量を演算し、積算照射量の演算結果が前記所定値に達したか否かを判定することを繰り返し、積算照射量の演算結果が前記所定値に達したと判定した場合に、放射線の積算照射量が前記所定値に達したことを通知する信号を出力する制御を行う請求項１４記載の放射線検出パネル。
  16. 　前記第２制御部は、放射線源からの放射線の射出を制御する制御装置に対し、放射線の積算照射量が前記所定値に達したことを通知する前記信号として、前記放射線源からの放射線の射出終了を指示する指示信号を出力する請求項１５記載の放射線検出パネル。
PCT/JP2011/059950 2010-07-30 2011-04-22 放射線検出パネル Ceased WO2012014543A1 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010171696 2010-07-30
JP2010-171696 2010-07-30

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2012014543A1 true WO2012014543A1 (ja) 2012-02-02

Family

ID=45529766

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2011/059950 Ceased WO2012014543A1 (ja) 2010-07-30 2011-04-22 放射線検出パネル

Country Status (2)

Country Link
JP (1) JP2012047723A (ja)
WO (1) WO2012014543A1 (ja)

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2516034A (en) * 2013-07-08 2015-01-14 Plastic Logic Ltd Radiation imaging
JP2017090163A (ja) * 2015-11-06 2017-05-25 株式会社ブイ・テクノロジー 放射線画像撮像素子
WO2019181569A1 (ja) * 2018-03-19 2019-09-26 富士フイルム株式会社 放射線検出器、放射線画像撮影装置、及び製造方法
EP3770644B1 (en) 2018-03-19 2023-08-09 FUJIFILM Corporation Radiation detector, and radiographic image capturing device
WO2019188361A1 (ja) * 2018-03-27 2019-10-03 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
JP7325295B2 (ja) * 2019-10-24 2023-08-14 浜松ホトニクス株式会社 シンチレータパネル、放射線検出器、シンチレータパネルの製造方法、及び、放射線検出器の製造方法
JP7333244B2 (ja) * 2019-10-24 2023-08-24 浜松ホトニクス株式会社 放射線検出器、及び、放射線検出器の製造方法

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004504611A (ja) * 2000-03-31 2004-02-12 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ 線量を検出するｆｄｘｄ検出器
JP2006025832A (ja) * 2004-07-12 2006-02-02 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像撮影システム及び放射線画像撮影方法
JP2009032854A (ja) * 2007-07-26 2009-02-12 Fujifilm Corp 放射線撮像素子

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004504611A (ja) * 2000-03-31 2004-02-12 コーニンクレッカ　フィリップス　エレクトロニクス　エヌ　ヴィ 線量を検出するｆｄｘｄ検出器
JP2006025832A (ja) * 2004-07-12 2006-02-02 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像撮影システム及び放射線画像撮影方法
JP2009032854A (ja) * 2007-07-26 2009-02-12 Fujifilm Corp 放射線撮像素子

Also Published As

Publication number Publication date
JP2012047723A (ja) 2012-03-08

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6033363B2 (ja) 放射線検出パネル
CN103180757B (zh) 放射线图像拍摄装置
CN103168252B (zh) 放射线图像拍摄装置及放射线图像拍摄方法
JP5676405B2 (ja) 放射線画像撮影装置、放射線画像撮影システム、プログラムおよび放射線画像撮影方法
JP2012032645A (ja) 放射線撮影装置及び放射線撮影システム
WO2012014543A1 (ja) 放射線検出パネル
WO2013015267A1 (ja) 放射線撮影装置
JP5591682B2 (ja) 放射線画像撮影装置
JP5634894B2 (ja) 放射線画像撮影装置およびプログラム
JP5453219B2 (ja) 放射線画像撮影装置
JP5705534B2 (ja) 放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影制御処理プログラム
JP2012040315A (ja) 放射線撮影装置、放射線撮影システム、及び放射線検出プログラム
WO2012023311A1 (ja) 放射線検出パネル
JP2012040053A (ja) 放射線撮影装置及び放射線撮影システム
JP5490026B2 (ja) 放射線画像撮影装置
WO2012029403A1 (ja) 放射線画像撮影システム、放射線画像撮影装置、およびコンピュータ可読記録媒体
JP2013066602A (ja) 放射線画像撮影システム、放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法およびプログラム
JP5616238B2 (ja) 放射線画像撮影装置
WO2012056950A1 (ja) 放射線検出器および放射線画像撮影装置
JP2012073230A (ja) 放射線撮影装置、及び放射線撮影システム
JP2012026884A (ja) 放射線撮影装置、及び放射線撮影システム
JP2012032182A (ja) 放射線撮影装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 11812138

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 11812138

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1