JP2004119722A

JP2004119722A - Radiation image detector

Info

Publication number: JP2004119722A
Application number: JP2002281755A
Authority: JP
Inventors: Hiroshi Ohara; 大原　弘
Original assignee: Konica Minolta Inc
Current assignee: Konica Minolta Inc
Priority date: 2002-09-26
Filing date: 2002-09-26
Publication date: 2004-04-15

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a radiation image detector which is inexpensive and durable, and can acquire a high-quality image. <P>SOLUTION: A first layer 211 for emitting light corresponding to the intensity of entering radiation, a second layer 212 for converting light outputted from the first layer 211 into electric energy, and a third layer 213 for outputting a signal based on accumulation of the electric energy acquired by the second layer 212 and the accumulated electric energy are formed on a fourth layer 214. A picture signal of the entering radiation is outputted based on the signal outputted from the third layer. An air space in which the end of at least one layer among the first layer 211, second layer 212 and third layer 213 is exposed is sealed while filling therein with a gas containing oxygen gas of the molar partial pressure of 10% or less. Alternatively, the air space is filled in with a colored member. Alternatively, a barrier is arranged at its end. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、医療における放射線画像診断の産業分野に関する。特に診断目的に用いる放射線画像を得るための高画質で耐久性の良い放射線画像検出器に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ディジタル技術の進展に伴い、放射線画像検出器の分野においてもアナログ技術からディジタル技術への移行が急速に行われている。この放射線画像検出器では、例えばコンピュテッドラジオグラフィ（ＣＲ）がディジタルの放射線画像検出器として一般に用いられている。
【０００３】
このコンピュテッドラジオグラフィは、蛍光体が塗布されたイメージングプレートという媒体に、一旦放射線画像情報を記録し、その後イメージングプレートにレーザ光を当てて記録されている情報を読み取って放射線画像の画像信号を得るものである。このようなイメージングプレートでは、湿気が進入して蛍光体層に悪影響を与えることがないように耐湿用保護膜を形成することが行われている（例えば、特許文献１参照。）。
【０００４】
【特許文献１】
特開２００２−１４８３４３号公報
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、コンピュテッドラジオグラフィは、蛍光増感紙と放射線写真フィルムとを組み合わせた所謂スクリーンフィルムシステム（ＳＦシステム）ほどの画質は得られていない。また、レーザ光を当てて記録されている情報を読み取る必要があるので速やかに放射線画像を見ることはできない。
【０００６】
また、コンピュテッドラジオグラフィのようにレーザ光を当てて記録されている情報を読み取らなくとも、高画質の放射線画像を得ることができるフラットパネルディテクタ（ＦＰＤ）が実用化されている。このフラットパネルディテクタでは、近年無機物であるアモルファスシリコンに替えて有機物を用いることで、ＴＦＴ（Ｔｈｉｎ　Ｆｉｌｍ　Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）等を低温で形成できる技術が開発されつつあることから、樹脂基板を用いることにより軽量で強度の強いフラットパネルディテクタを実現することができる。またＴＦＴの微細加工に、印刷技術やインクジェット技術を適用でいることから、安価にＴＦＴを実現できる。しかしながら、この有機物は、水分や空気中の酸素によって劣化しやすいため耐久性が悪いという欠点を有している。
【０００７】
そこで、この発明では、耐久性が良好であるとともに、高画質で安価な放射線画像検出器を提供するものである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
この発明に係る放射線画像検出器は、入射した放射線の強度に応じた発光を行う第１層と、前記第１層から出力された光を電気エネルギーに変換する有機化合物で形成した第２層と、前記第２層で得られた電気エネルギーの蓄積及び該蓄積された電気エネルギーに基づく信号の出力を画素単位で行う第３層と、前記第１層から第３層を保持する第４層を備える放射線画像検出器において、前記第３層で前記電気エネルギーの蓄積及び信号の出力を画素単位で行うことにより生じた前記第１層から第３層の少なくとも１つの層が露出している空隙に、不活性ガスを充満させて酸素ガスのモル分圧を１０％以下として封止するものである。
【０００９】
また、この発明に係る放射線画像検出器は、前記放射線画像検出器において、前記第３層で前記電気エネルギーの蓄積及び信号の出力を画素単位で行うことにより生じた前記第１層から第３層の少なくとも１つの層が露出している端面側に、障壁を形成するものである。
【００１０】
さらに、この発明に係る放射線画像検出器は、前記放射線画像検出器において、前記第３層で前記電気エネルギーの蓄積及び信号の出力を画素単位で行うことにより生じた前記第１層から第３層の少なくとも１つの層が露出している空隙に、非水溶液若しくは前記放射線画像検出器の使用可能な温度範囲で固化する非水溶液を充填するものである。
【００１１】
この発明においては、入射した放射線の強度に応じた発光を行う第１層が、例えばＣｓＩ：Ｔｌ、Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ、（Ｇｄ，Ｍ１，Ｅｕ）_２Ｏ_３、（Ｇｄ，Ｍ２，Ｔｂ）_２Ｏ_３のいずれかを用いて形成される（なお、「Ｍ１」「Ｍ２」は、Ｙ、Ｎｂ、Ｔｂ、Ｄｙ、Ｈｏ、Ｅｒ、Ｔｍ、Ｙｂ、Ｌａ、Ｌｕ、Ｓｍ、Ｃｅ、Ｐｒの少なくとも一つ以上の希土類元素）。また、第１層から出力された光を電気エネルギーに変換する有機化合物で形成した第２層が設けられる。さらに、前記第２層で得られた電気エネルギーの蓄積及び該蓄積された電気エネルギーに基づく信号の出力を画素単位で行う第３層が、有機半導体あるいは分割されたシリコン積層構造素子を用いて形成される。この第１層から第３層は第４層によって保持される。また、第２層は第３層の画素単位で形成される。ここで、画素が円形状とされているとき、この画素は、画素列単位で交互に１／２画素間隔だけ位置をずらして配置される。
【００１２】
放射線の入射面は第１層側あるいは前記第４層側とされるとともに、放射線の入射面が第４層側とされたとき、第４層の層厚は、放射線の入射面を第１層側としたときよりも薄くして、第１層の第２層側とは逆側の面に支持体層が設けられる。
【００１３】
このように構成された放射線画像検出器は、携行可能な筐体に収納されているとともに、放射線画像検出器を駆動させるために必要な電力を供給する電力供給手段が設けられる。さらに画像信号を記憶する手段が例えば脱着可能に設けられる。
【００１４】
【発明の実施の形態】
次に、この発明の実施の一形態について図を用いて詳細に説明する。図１は、放射線画像検出器を用いたシステムの一例を示している。図１において、放射線発生器１０から放射された放射線は、被写体（医療施設では例えば患者）１５を通して放射線画像検出器２０に照射される。放射線画像検出器２０では、照射された放射線の強度に基づいて画像信号ＤＦＥを生成する。この生成された画像信号ＤＦＥは、放射線画像検出器２０に接続されている画像処理部５１によって読み出される。あるいは放射線画像検出器２０に装着された例えば半導体メモリカード等の携帯可能な記録媒体に蓄積されたのち、この記録媒体が放射線画像検出器２０から取り外されて画像処理部５１に装着されることにより、画像処理部５１に供給される。
【００１５】
画像処理部５１では、放射線画像検出器２０で生成された画像信号ＤＦＥに対してシェーディング補正やゲイン補正、階調補正、エッジ強調処理、ダイナミックレンジ圧縮処理などを施して、診断等に適した画像信号となるように処理を行う。また画像処理部５１には、陰極管や液晶表示素子あるいはプロジェクタ等を用いて構成された画像表示部５２が接続されており、この画像処理部５１では、画像処理中の画像信号や画像処理完了後の画像信号に基づく画像が表示される。
【００１６】
また、画像処理部５１では、画像の拡大や縮小を行うとともに画像信号の蓄積や転送を容易とするために画像信号の圧縮や伸長処理も行う。このため、画像表示部５２に表示されている画像を拡大したり縮小することで、撮影部位の確認や処理状態を容易に行うことができる。また、表示された画像や表示された画像の領域を指定させて、指定された画像や指定された領域に対して適切な画像処理を自動的に行うことも可能となる。
【００１７】
また、画像処理部５１には、キーボード、マウス、ポインターなどを用いて構成された情報入力部５３が接続されており、この情報入力部５３によって患者情報などを入力し、付加情報を画像信号に付け加えることができる。また画像処理の指定や画像信号の保存や読み出し、ネットワークを介した画像信号の送受信を行う際の指示等も情報入力部５３から行われる。
【００１８】
画像処理部５１には、さらに画像出力部５４や画像保存部５５及びコンピュータ支援画像自動診断部（ＣＡＤ）５６が接続されている。
【００１９】
画像出力部５４では、記録紙やフイルム等に放射線画像を表示させて出力する。例えば、銀塩写真フィルムを用いるものとして、画像信号に基づき露光を行う。この露光された銀塩写真フィルムの現像処理を行うことで放射線画像を銀画像として描き出して出力する。また、記録紙に放射線画像を印刷して出力する場合には、画像信号に基づいてインクに圧力をかけて細いノズルの先端からインクを記録紙にふきつけて印刷するインクジェットプリンタ、画像信号に基づいてインクを溶融あるいは昇華させて記録紙に画像を転写するサーマルプリンタ、画像信号に基づきレーザ光で感光体上を走査して、感光体上に付着したトナーを紙に転写してから熱と圧力で定着させることにより記録紙に画像を形成するレーザプリンタ等を用いて画像出力部５４を構成する。
【００２０】
画像保存部５５では、放射線画像の画像信号を必要に応じて適宜読み出すことができるように保存する。この画像保存部５５は、例えば磁気的、ホログラム素子、穿孔、色素分布変化等を利用して画像信号を保存する。
【００２１】
ＣＡＤ５６は、撮影された放射線画像のコンピュータ処理やコンピュータ解析を行い、診断に必要な情報を医師に提供することで病変の見落としがないように診断支援を行う。またコンピュータ処理やコンピュータ解析結果に基づいて、診断を自動的に行う。
【００２２】
放射線画像の画像信号は、上述の画像出力部５４や画像保存部５５及びＣＡＤ５６だけでなく、いわゆるＬＡＮやインターネット及びＰＡＣＳ（医療画像ネットワーク）等のネットワーク６０を介して、病院施設内のほかの部署あるいは遠隔地にも送付することができる。また、このネットワークを介して、ＣＴ６１やＭＲＩ６２から得られた画像信号あるいはＣＲや他のＦＰＤ６３から得られた画像信号、及びその他の検査情報等も送付可能とされており、放射線画像検出器２０で得られた放射線画像と比較検討するため、ネットワーク６０を介して送付されてきた画像信号や検査情報等を画像表示部５２で表示したり画像出力部５４から出力させることも行われる。また、送付されてきた画像信号や検査情報等を画像保存部５５に保存させることもできる。また、放射線画像検出器２０で得られた放射線画像の画像信号等を外部画像保存装置６４に保存させるものとしたり、外部画像表示装置６５の画面上に、放射線画像検出器２０で得られた放射線画像を表示することも行われる。
【００２３】
次に、放射線画像検出器２０の構造の一例を図２に示す。放射線画像検出器２０には、撮像パネル２１、放射線画像検出器２０の動作を制御する制御回路３０、書き換え可能な読み出し専用メモリ（例えばフラッシュメモリ）等を用いて撮像パネル２１から出力された画像信号を記憶するメモリ部３１、放射線画像検出器２０の動作を切り換えるための操作部３２、放射線画像の撮影準備の完了やメモリ部３１に所定量の画像信号が書き込まれたことを示す表示部３３、撮像パネル２１を駆動して画像信号を得るために必要とされる電力を供給する電源部３４、放射線画像検出器２０と画像処理部５１間で通信を行うための通信用のコネクタ３５が設けられており、これらは携行可能な筐体４０内に収納されている。また、撮像パネル２１は、照射された放射線の強度に応じて蓄積された電気エネルギーを読み出す走査駆動回路２５や、蓄積された電気エネルギーを画像信号として出力する信号選択回路２７を有している。なお、筐体４０の内部や走査駆動回路２５、信号選択回路２７、制御回路３０、メモリ部３１等は、図示しない放射線遮蔽部材で覆われており、筐体４０の内部で放射線の散乱を生じたり、各回路に放射線が照射されることが防止される。
【００２４】
また筐体４０としては、外部からの衝撃に耐えることができるとともに、容易に持ち運びができるよう重量ができるだけ軽い素材、すなわちアルミニウムあるいはその合金を素材で外形を構成することは好ましい態様である。筐体４０の放射線入射面側は、放射線を透過し易い非金属例えばカーボン繊維などを用いて構成する。また、放射線入射面とは逆である背面側においては、放射線が放射線画像検出器２０を透過してしまうことを防ぐ目的、あるいは放射線画像検出器２０を構成する素材が放射線を吸収することで生ずる２次放射線からの影響を防ぐために、放射線を効果的に吸収する材料、例えば鉛板などを用いることは好ましい実施態様である。
【００２５】
図３は撮像パネル２１の構成を示しており、撮像パネル２１には照射された放射線の強度に応じて蓄積された電気エネルギーを読み出すための収集電極２２０が２次元配置されており、この収集電極２２０がコンデンサ２２１の一方の電極とされて、電気エネルギーがコンデンサ２２１に蓄えられる。ここで、１つの収集電極２２０は放射線画像の１画素に対応するものである。
【００２６】
画素間には走査線２２３−１〜２２３−ｍと信号線２２４−１〜２２４−ｎが例えば直交するように配設される。コンデンサ２２１−（１，１）には、シリコン積層構造あるいは有機半導体で構成されたトランジスタ２２２−（１，１）が接続されている。このトランジスタ２２２−（１，１）は、例えば電界効果トランジスタであり、ドレイン電極あるいはソース電極が収集電極２２０−（１，１）に接続されるとともに、ゲート電極は走査線２２３−１と接続される。ドレイン電極が収集電極２２０−（１，１）に接続されるときにはソース電極が信号線２２４−１と接続され、ソース電極が収集電極２２０−（１，１）に接続されるときにはドレイン電極が信号線２２４−１と接続される。また、他の画素の収集電極２２０やコンデンサ２２１及びトランジスタ２２２も同様に走査線２２３や信号線２２４が接続される。
【００２７】
図４は、撮像パネル２１の一部断面図を示しており、放射線の照射面側には、入射された放射線の強度に応じて発光を行う第１層２１１が設けられている。ここで、第１層２１１には、例えば波長が１Å（１×１０^−１０ｍ）程度であって、人体や船舶そして航空機の部材等を透過する電磁波である所謂Ｘ線が照射される。このＸ線は、放射線発生器１０から出力されるものであり、放射線発生器１０は、一般に固定陽極あるいは回転陽極Ｘ線管が用いられる。また、Ｘ線管は、陽極の負荷電圧が１０ｋＶから３００ｋＶとされるとともに、医療用に用いられる場合は２０ｋＶから１５０ｋＶとされる。
【００２８】
第１層２１１は、蛍光体を主たる成分とするものであり、入射した放射線に基づいて、波長が３００ｎｍから８００ｎｍの電磁波、すなわち、可視光線を中心に紫外光から赤外光にわたる電磁波（光）を出力する。なお、第１層２１１は、一般的にシンチレータ層と呼ばれている。
【００２９】
この第１層２１１で用いられる蛍光体は、ＣａＷＯ_４、ＣａＷＯ_４：Ｐｂ、ＭｇＷＯなどのタングステン酸塩系蛍光体、Ｙ_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ、Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ、Ｌａ_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ、（Ｙ，Ｇｄ）_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ、（Ｙ，Ｇｄ）_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ，Ｔｍなどのテルビウム賦活希土類酸硫化物系蛍光体、ＹＰＯ_４：Ｔｂ、ＧｄＰＯ_４：Ｔｂ、ＬａＰＯ_４：Ｔｂなどのテルビウム賦活希土類燐酸塩系蛍光体、ＬａＯＢｒ：Ｔｂ、ＬａＯＢｒ：Ｔｂ，Ｔｍ、ＬａＯＣｌ：Ｔｂ、ＬａＯＣｌ：Ｔｂ，Ｔｍ、ＧｄＯＢｒ：Ｔｂ、ＧｄＯＢｒ：Ｔｂ，Ｔｍ、ＧｄＯＣｌ：Ｔｂ、ＧｄＯＣｌ：Ｔｂ，Ｔｍなどのテルビウム賦活希土類オキシハロゲン化物系蛍光体、ＬａＯＢｒ：Ｔｍ、ＬａＯＣｌ：Ｔｍなどのツリウム賦活希土類オキシハロゲン化物系蛍光体、ＬａＯＢｒ：Ｇｄ、ＬｕＯＣｌ：Ｇｄなどのガドリニウム賦活希土類オキシハロゲン化物系蛍光体、ＧｄＯＢｒ：Ｃｅ、ＧｄＯＣｌ：Ｃｅ、（Ｇｄ，Ｙ）ＯＢｒ：Ｃｅ、（Ｇｄ，Ｙ）ＯＣｌ：Ｃｅなどのセリウム賦活希土類オキシハロゲン化物系蛍光体、ＢａＳＯ_４：Ｐｂ、ＢａＳＯ_４：Ｅｕ^２＋、（Ｂａ，Ｓｒ）ＳＯ_４：Ｅｕ^２＋などの硫酸バリウム系蛍光体、Ｂａ_３（ＰＯ_４）_２：Ｅｕ^２＋、（Ｂａ_２ＰＯ_４）_２：Ｅｕ^２＋、Ｓｒ_３（ＰＯ_４）_２：Ｅｕ^２＋、（Ｓｒ_２ＰＯ_４）_２：Ｅｕ^２＋などの２価のユーロピウム賦活アルカリ土類金属燐酸塩系蛍光体、ＢａＦＣｌ：Ｅｕ^２＋、ＢａＦＢｒ：Ｅｕ^２＋、ＢａＦＣｌ：Ｅｕ^２＋，Ｔｂ、ＢａＦＣｌ：Ｅｕ^２＋，Ｔｂ、ＢａＦ_２・ＢａＣｌ_２・ＫＣｌ：Ｅｕ^２＋、（Ｂａ，Ｍｇ）Ｆ_２・ＢａＣｌ_２・ＫＣｌ：Ｅｕ^２＋などの２価のユーロピウム賦活アルカリ土類金属弗化ハロゲン化物系蛍光体、ＣｓＩ：Ｎａ、ＣｓＩ：Ｔｌ、ＮａＩ、ＫＩ：Ｔｌなどの沃化物系蛍光体、ＺｎＳ：Ａｇ、（Ｚｎ，Ｃｄ）Ｓ：Ａｇ、（Ｚｎ，Ｃｄ）Ｓ：Ｃｕ、（Ｚｎ，Ｃｄ）Ｓ：Ｃｕ，Ａｇなどの硫化物系蛍光体、ＨｆＰ_２Ｏ_７、ＨｆＰ_２Ｏ_７：Ｃｕ、Ｈｆ_３（ＰＯ_４）_４などの燐酸ハフニウム系蛍光体、ＹＴａＯ_４、ＹＴａＯ_４：Ｔｍ、ＹＴａＯ_４：Ｎｂ、（Ｙ，Ｓｒ）ＴａＯ_４：Ｎｂ、ＬｕＴａＯ_４、ＬｕＴａＯ_４：Ｔｍ、ＬｕＴａＯ_４：Ｎｂ、（Ｌｕ，Ｓｒ）ＴａＯ_４：Ｎｂ、ＧｄＴａＯ_４：Ｔｍ、Ｍｇ_４Ｔａ_２Ｏ_９：Ｎｂ、Ｇｄ_２Ｏ_３・Ｔａ_２Ｏ_５・Ｂ_２Ｏ_３：Ｔｂなどのタンタル酸塩系蛍光体、他に、Ｇｄ_２Ｏ_２Ｓ：Ｅｕ^３＋、（Ｌａ，Ｇｄ，Ｌｕ）_２Ｓｉ_２Ｏ_７：Ｅｕ、ＺｎＳｉＯ_４：Ｍｎ、Ｓｒ_２Ｐ_２Ｏ_７：Ｅｕ、などを用いることができる。
【００３０】
さらに、（Ｇｄ，Ｍ１，Ｅｕ）_２Ｏ_３、（Ｇｄ，Ｍ２，Ｔｂ）_２Ｏ_３を用いることができる。ここで「Ｍ１」「Ｍ２」は、イットリウムＹ、ニオブＮｂ、テルビウムＴｂ、ジスプロシウムＤｙ、ホルミウムＨｏ、エルビウムＥｒ、ツリウムＴｍ、イッテルビウムＹｂ、ランタンＬａ、ルテチウムＬｕ、サマリウムＳｍ、セリウムＣｅ、プラセオジムＰｒの少なくとも一つ以上の希土類元素である。この場合、Ｇｄの含有量は７０〜９８％、蛍光体粒子の結晶子サイズは１０〜１００ｎｍ、蛍光体粒子の粒子サイズは０．１〜５μｍが好ましい。
【００３１】
上述の蛍光体では、特に放射線吸収及び発光効率が高い（発光量が多い）セシウムアイオダイドＣｓＩ：Ｔｌ、ガドリニウムオキシサルファイドＧｄ_２Ｏ_２Ｓ：Ｔｂ、あるいは（Ｇｄ，Ｙ，Ｅｕ）_２Ｏ_３、（Ｇｄ，Ｙ，Ｔｂ）_２Ｏ_３が好ましく、これらを用いることで、ノイズの低い高画質の画像を得ることができる。
【００３２】
また、セシウムアイオダイドＣｓＩ：Ｔｌについては、柱状結晶構造のシンチレータ層を形成することが可能である。この場合、柱状結晶では光ガイド効果、すなわち結晶内での発光が柱状結晶の側面より外に放射されてしまうことを少なくできる効果を得られるので、鮮鋭性の低下を抑制することが可能であり、蛍光体層膜厚を厚くすることにより放射線吸収が増加し粒状性を向上できる。
【００３３】
なお、本発明に用いられる蛍光体はこれらに限定されるものではなく、放射線の照射によって可視又は紫外または赤外領域などの、受光素子が感度を持つ領域の電磁波を出力する蛍光体であれば良い。また、本発明で用いられる蛍光体粒子の直径は７μｍ以下、好ましくは４μｍ以下である。蛍光体粒子の直径が小さいほどシンチレータ層内での光の散乱を防ぐことが可能となり、高い鮮鋭度を得られるからである。そして、この蛍光体粒子は以下のようなバインダーに分散される。例えば、ポリウレタン、塩化ビニル共重合体、塩化ビニル−アクリロニトリル共重合体、ブタジエン−アクリロニトリル共重合体、ポリアミド樹脂、ポリビニルブチラール、セルロース誘導体、スチレン−ブタジエン共重合体、各種合成ゴム系樹脂、フェノール樹脂、エポキシ樹脂、尿素樹脂、メラニン樹脂、フェノキシ樹脂、シリコン樹脂、アクリル系樹脂、尿素ホルムアミド樹脂等があげられる。中でもポリウレタン、ポリエステル、塩化ビニル系共重合体、ポリビニルブチラール、ニトロセルロースを使用することが好ましい。このような好ましいバインダーを用いることで、蛍光体の分散性を高め、蛍光体の充填率を高くすることが可能となり、粒状性の向上に寄与するからである。
【００３４】
上記バインダー中に分散される蛍光体の重量含有量は９０〜９９％である。また本発明で用いられる第１層の厚さは、放射線画像の粒状性と鮮鋭性とのバランスから決定されるものであり、第１層が厚いと粒状性は良くなるが鮮鋭性は悪くなり、第１層が薄いと鮮鋭性は良くなるが粒状性は悪くなることから、例えば２０μｍから１ｍｍとする。また、良好な粒状性と鮮鋭性を得るために好ましくは５０μｍから３００μｍとする。
【００３５】
次に、第１層２１１の放射線照射面側とは逆の面側に、第１層から出力された電磁波（光）を電気エネルギーに変換する第２層２１２が形成される。この第２層２１２は、第１層２１１側から、透明電極膜２１２ａ、電荷発生層２１２ｂ、導電層２１２ｃが設けられている。ここで、電荷発生層２１２ｂは、光電変換可能な即ち電磁波（光）によって電子や正孔を発生し得る有機化合物を含有するものであり、光電変換を円滑に行うために、いくつかの機能分離された層を有することが好ましく、例えば図４に示すように第２層が構成される。
【００３６】
透明電極膜２１２ａは、例えばインジウムチンオキシド（ＩＴＯ）、ＳｎＯ_２、ＺｎＯなどの導電性透明材料を用いて形成される。この透明電極膜２１２ａの形成では、蒸着やスパッタリング等の方法を用いて薄膜を形成できる。また、フォトリソグラフィー法で所望の形状のパターンを形成してもよく、あるいは高いパターン精度を必要としない場合（１００μｍ以上程度）は、上記電極物質の蒸着やスパッタリング時に所望の形状のマスクを介してパターンを形成してもよい。この透明電極は透過率を１０％より大きくすることが望ましく、またシート抵抗は数百Ω／□以下が好ましい。さらに膜厚は材料にもよるが、通常１０ｎｍ〜１μｍ、好ましくは１０ｎｍ〜２００ｎｍの範囲で選ばれる。膜厚が薄い場合には透明電極がアイランド状になってしまうからであり、膜厚が厚い場合には透明電極の形成に時間を要してしまうからである
電荷発生層２１２ｂでは、第１層２１１から出力された電磁波（光）によって電子と正孔を発生される。ここで発生した正孔は透明電極膜２１２ａ側に集められ、電子は導電層２１２ｃ側に集められる。なお、電荷発生層２１２ｂでの変換効率や電極へのキャリア受け渡し効率を向上させるため、電荷発生層２１２ｂの透明電極膜２１２ａ側に正孔伝導層を形成するとともに、電荷発生層２１２ｂの導電層２１２ｃ側に電子伝導層を形成するものとしてもよい。
【００３７】
導電層２１２ｃは、例えばクロムなどで生成されている。また、一般の金属電極若しくは前記透明電極の中から選択可能であるが、良好な特性を得るためには仕事関数の小さい（４．５ｅＶ以下）金属、合金、電気伝導性化合物及びこれらの混合物を電極物質とするものが好ましい。このような電極物質の具体例としては、ナトリウム、ナトリウム−カリウム合金、マグネシウム、リチウム、アルミニウム、マグネシウム／銅混合物、マグネシウム／銀混合物、マグネシウム／アルミニウム混合物、マグネシウム／インジウム混合物、アルミニウム／酸化アルミニウム（Ａｌ_２Ｏ_３）混合物、インジウム、リチウム／アルミニウム混合物、希土類全属などが挙げられる。この導電層２１２ｃは、これらの電極物質を原料として蒸着やスパッタリング等の方法を用いて生成できる。また、導電層２１２ｃのシート抵抗は数百Ω／□以下が好ましく、膜厚は通常１０ｎｍ〜１μｍ、好ましくは５０ｎｍ〜５００ｎｍの範囲で選ばれる。膜厚が薄い場合には導電層がアイランド状になってしまうからであり、膜厚が厚い場合には導電層の形成に時間を要してしまうからである。
【００３８】
次に、上述の電荷発生層２１２ｂについて詳述する。電荷発生層２１２ｂは、いわゆる有機ＥＬ素子の構成を適用することができ、前記有機ＥＬ素子はその構成材料が低分子系のものでも高分子系のもの（ライトエミッティングポリマーとも言う）でもよい。本発明の電荷発生層２１２ｂで用いる光電変換可能な材料としては、導電性高分子材料（π共役系高分子材料やシリコン系高分子材料など）や低分子系有機ＥＬ素子に使用される発光材料等が挙げられる。例えば導電性高分子材料としては、ポリ（２−メトキシ、５−（２’エチルヘキシロキシ）−ｐ−フェニレンビニレン）そしてポリ（３−アルキルチオフェン）、などがある。また「有機ＥＬ材料とディスプレイ（２００１年２月２８日株式会社シー・エム・シー発行）」の第１９０頁〜第２０３頁に記載されている化合物や、「有機ＥＬ素子とその工業化最前線（１９９８年１１月３０日エヌ・ティー・エス社発行）」の第８１頁〜第９９頁に記載されている化合物などが挙げられる。前記低分子系有機ＥＬ素子に使用される発光材料としては、例えば、「有機ＥＬ素子とその工業化最前線（１９９８年１１月３０日エヌ・ティー・エス社発行）」の第３６頁〜第５６頁に記載されている化合物や、「有機ＥＬ材料とディスプレイ（２００１年２月２８日株式会社シー・エム・シー発行）」の第１４８頁〜第１７２頁に記載されている化合物等が挙げられる。本発明において、光電変換可能な有機化合物として特に好ましいものは導電性高分子化合物であり、最も好ましいものはπ共役系高分子化合物である。ここで、図５は導電性高分子化合物の基本骨格、図６〜図８はπ共役系高分子化合物の具体例、図９はπ共役系以外の導電性高分子化合物の具体例を示している。なお、導電性高分子材料や低分子系有機ＥＬ素子は上述のものに限定されるものではない。
【００３９】
さらに、正孔伝導層と電子伝導層を形成する場合には、電荷発生層２１２ｂに添加剤を加えて、あるいは添加剤を別の層として設けることで正孔伝導層と電子伝導層を形成する。添加剤としては、有機ＥＬ素子で使用される正孔注入材料や正孔輸送材料，電子輸送材料，電子注入材料等を適用することができる。その具体例としては、例えばトリアゾール誘導体、オキサジアゾール誘導体、イミダゾール誘導体、ポリアリールアルカン誘導体、ピラゾリン誘導体及びピラゾロン誘導体、フェニレンジアミン誘導体、アリールアミン誘導体、アミノ置換カルコン誘導体、オキサゾール誘導体、スチリルアントラセン誘導体、フルオレノン誘導体、ヒドラゾン誘導体、スチルベン誘導体、シラザン誘導体、アニリン系共重合体、また、導電性高分子オリゴマー、特にチオフェンオリゴマー、ポルフィリン化合物、芳香族第三級アミン化合物及びスチリルアミン化合物、ニトロ置換フルオレン誘導体、ジフェニルキノン誘導体、チオピランジオキシド誘導体、ナフタレンペリレンなどの複素環テトラカルボン酸無水物、カルボジイミド、フレオレニリデンメタン誘導体、アントラキノジメタン及びアントロン誘導体、オキサジアゾール誘導体、チアジアゾール誘導体、キノキサリン誘導体、８−キノリノール誘導体の金属錯体（例えばトリス（８−キノリノラート）アルミニウム（Ａｌｑ３）、トリス（５，７−ジクロロ−８−キノリトラート）アルミニウム、トリス（５，７−ジブロモ−８−キノリラート）アルミニウム、トリス（２−メチル−８−キノリラート）アルミニウム、トリス（５−メチル−８−キノリラート）アルミニウム、ビス（８−キノリラート）亜鉛（Ｚｎｑ２）など）である。
【００４０】
また、第２層２１２において、π共役系高分子化合物を用いる電荷発生層２１２ｂや正孔伝導層，電子伝導層には、複数のπ共役高分子化合物間でのキャリア授受やキャリアトラップを行う目的で、フラーレンやカーボンナノチューブのような立体的なπ電子雲を有する化合物を添加することが好ましい。
【００４１】
これらの化合物は、例えばフラーレンＣ−６０，フラーレンＣ−７０，フラーレンＣ−７６，フラーレンＣ−７８，フラーレンＣ−８４，フラーレンＣ−２４０，フラーレンＣ−５４０，ミックスドフラーレン、フラーレンナノチューブ、多層ナノチューブ（Ｍｕｌｔｉ　Ｗａｌｌｅｄ　Ｎａｎｏｔｕｂｅ）、単層ナノチューブ（Ｓｉｎｇｌｅ　Ｗａｌｌｅｄ　Ｎａｎｏｔｕｂｅ）である。さらに、フラーレンやカーボンナノチューブは溶剤への相溶性を付与する目的で置換基を導入してもよい。
【００４２】
第２層２１２の放射線照射面側とは逆の面側には、第２層２１２で得られた電気エネルギーの蓄積および蓄積された電気エネルギーに基づく信号の出力を行う第３層２１３が形成されている。第３層２１３は、第２層２１２で生成された電気エネルギーを画素毎に蓄えるコンデンサ２２１と、蓄えられた電気エネルギーを信号として出力するためのスイッチング素子であるトランジスタ２２２を用いて構成されている。なお第３層は、スイッチング素子を用いるものに限られるものではなく、例えば蓄えられた電気エネルギーのエネルギーレベルに応じた信号を生成して出力する構成とすることもできる。
【００４３】
トランジスタ２２２は、例えばＴＦＴ（薄膜トランジスタ）を用いるものとする。このＴＦＴは、液晶ディスプレイ等に使用されている無機半導体系のものでも、有機半導体を用いたものでも良い。また、分割されたシリコン積層構造素子を用いるものとしても良い。この分割されたシリコン積層構造素子は、プラスチックフィルム上に形成されたＴＦＴである。プラスチックフィルム上に形成されたＴＦＴとしては、アモルファスシリコン系のものが知られているが、その他、米国Ａｌｉｅｎ　Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ社が開発しているＦＳＡ（Ｆｌｕｉｄｉｃ　Ｓｅｌｆ　Ａｓｓｅｍｂｌｙ）技術、即ち、単結晶シリコンで作製した微小ＣＭＯＳ（Ｎａｎｏｂｌｏｃｋｓ）をエンボス加工したプラスチックフィルム上に配列させることで、フレキシブルなプラスチックフィルム上にＴＦＴを形成したものでも良い。さらに、Ｓｃｉｅｎｃｅ２８３，８２２（１９９９）やＡｐｐｌ．Ｐｈｙｓ．Ｌｅｔｔ，７７１４８８（１９９８）、Ｎａｔｕｒｅ，４０３，５２１（２０００）等の文献に記載されているような有機半導体を用いたＴＦＴであってもよい。
【００４４】
このように、本発明に用いられるスイッチング素子としては、上記ＦＳＡ技術で作製したＴＦＴ及び有機半導体を用いたＴＦＴが好ましく、特に好ましいものは有機半導体を用いたＴＦＴである。この有機半導体を用いてＴＦＴを構成すれば、シリコンを用いてＴＦＴを構成する場合のように真空蒸着装置等の設備が不要となり、印刷技術やインクジェット技術を活用してＴＦＴを形成できるので、製造コストが安価となる。さらに、加工温度を低くできることから熱に弱いプラスチック基板状にも形成できる。
【００４５】
また、有機半導体を用いたＴＦＴの内、電界効果型トランジスタ（ＦＥＴ）が特に好ましく、具体的には図１０Ａ〜図１０Ｃに示す構造の有機ＴＦＴが好ましい。図１０Ａに示す有機ＴＦＴは、基板上にゲート電極，ゲート絶縁層，ソース・ドレイン電極，有機半導体層を順に形成したものである。図１０Ｂに示す有機ＴＦＴは、基板上にゲート電極，ゲート絶縁層，有機半導体層，ソース・ドレイン電極を順に形成したものであり、図１０Ｃに示す有機ＴＦＴは、有機半導体単結晶上にソース・ドレイン電極，ゲート絶縁層，ゲート電極を順に形成したものである。
【００４６】
有機半導体層を形成する化合物は、単結晶材科でもアモルファス材料でもよく、低分子でも高分子でもよいが、特に好ましいものとしては、ペンタセンやトリフェニレン、アントラセン等に代表される縮環系芳香族炭化水素化合物の単結晶や、前記π共役系高分子が挙げられる。
【００４７】
ソース電極、ドレイン電極及びゲート電極は、金属でも導電性無機化合物でも導電性有機化合物でも何れでもよいが、作製の容易さの観点から導電性有機化合物であることが好ましく、その代表例としては、前記π共役系高分子化合物にルイス酸（塩化鉄、塩化アルミニウム、臭化アンチモン等）やハロゲン（ヨウ素や臭素など）、スルホン酸塩（ポリスチレンスルホン酸のナトリウム塩（ＰＳＳ）、ｐ−トルエンスルホン酸カリウム等）などをドープしたものが挙げられ、具体的にはＰＥＤＯＴにＰＳＳを添加した導電性高分子が代表例として挙げられる。有機ＴＦＴの具体例としては、図１１で示したものが挙げられる。
【００４８】
スイッチング素子であるトランジスタ２２２には、図３及び図４に示すように、第２層２１２で生成された電気エネルギーを蓄積するとともに、コンデンサ２２１の一方の電極となる収集電極２２０が接続されている。このコンデンサ２２１には第２層２１２で生成された電気エネルギーが蓄積されるとともに、この蓄積された電気エネルギーはトランジスタ２２２を駆動することで読み出される。すなわちスイッチング素子を駆動することで放射線画像を画素毎の信号を生成することができる。なお、図４において、トランジスタ２２２は、ゲート電極２２２ａ、ソース電極２２２ｂ、ドレイン電極２２２ｃ、有機半導体層２２２ｄ、絶縁層２２２ｅで構成されている。またコンデンサ２２１は、収集電極２２０と電極２２１ａの間に絶縁層２２２ｅを介在させることで構成される。さらに、トランジスタ２２２を保護するための絶縁層２２２ｆが設けられている
第４層２１４は、撮像パネル２１の基板である。この第４層２１４として好ましく用いられる基板は、プラスチックフィルムであり、プラスチックフィルムとしては、例えばポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリエチレンナフタレート（ＰＥＮ）、ポリエーテルスルホン（ＰＥＳ）、ポリエーテルイミド、ポリエーテルエーテルケトン、ポリフェニレンスルフィド、ポリアリレート、ポリイミド、ボリカーボネート（ＰＣ）、セルローストリアセテート（ＴＡＣ）、セルロースアセテートプロピオネート（ＣＡＰ）等からなるフィルム等が挙げられる。このように、プラスチックフィルムを用いることで、ガラス基板を用いる場合に比べて軽量化を図ることができるとともに、衝撃に対する耐性を向上できる。
【００４９】
更にこれらのプラスチックフィルムには、トリオクチルホスフェートやジブチルフタレート等の可塑剤を添加してもよく、ベンゾトリアゾール系やベンゾフェノン系等の公知の紫外線吸収剤を添加してもよい。また、テトラエトキシシラン等の無機高分子の原料を添加し、化学触媒や熱、光等のエネルギーを付与することにより高分子量化する、いわゆる有機−無機ポリマーハイブリッド法を適用して作製した樹脂を原料として用いることもできる。
【００５０】
このようにして、撮像パネル２１を構成する。また、第２層２１２と第３層２１３を上述したように画素毎に積層構造として形成すると、第１層２１１と第４層２１４との間には各画素を分離する空隙２１５を生じることとなる。また、この空隙２１５では、第２層２１２や第３層２１３を構成する層の端面が露出した状態となる。このため、第１層２１１と第４層２１４との間に生じた空隙２１５に不活性ガスを充填することにより、空隙２１５の酸素ガスのモル分圧を１０％以下として、この空隙２１５を封止する。このように酸素ガスのモル分圧を低くすることで、第２層２１２や第３層２１３を構成する層の端面が空気中の水分や酸素等と接して特性劣化や電極の腐食等を招いてしてしまうことを防止できる。また、酸素ガスのモル分圧１％以下とすれば、さらに酸素の影響による特性劣化等を効果的に防止できる。ここで、不活性ガスとしては、窒素ガスあるいはヘリウムなどを用いることができる。
【００５１】
また、不活性ガスに変えて、特性劣化を招くことのない液体である非水溶液、例えば着色したオイルを空隙２１５に充填するものとしても良い。このオイルは、シリコンオイルや有機化合物オイルそしてそれらの混合物であってもよい。着色のために用いる色素は染料や顔料でもよい。また、カーボンブラックを分散することも好ましい態様である。着色する色は第１層２１１で発光された光を吸収する色、例えば第１層２１１で緑色の発光を行う場合には赤色とする。このように発光された光を吸収できるオイルを空隙２１５に充填すれば、特性劣化等を防止できるだけでなく、第１層２１１からの発光光が空隙２１５内で散乱して、空隙２１５と隣接する画素の信号レベルに影響を与えてしまうことを防止できる。すなわち、空隙２１５内での散乱による画像のボケを防止できる。
【００５２】
さらに非水溶液は、放射線画像検出器の使用可能な温度範囲で固化する非水溶液、すなわち融点が放射線画像検出器の使用可能な温度範囲よりも高温である物質を融解させた液体、例えば液体状のパラフィン等を用いることもできる。
【００５３】
また、障壁２１６を例えば格子状に設けて、図２に示すように障壁２１６の内部に第２層２１２や第３層２１３を形成することで格子毎に得られた信号をそれぞれ１つの画素の信号とするものとしてもよい。このように、格子内すなわち障壁２１６で囲まれた領域内に第２層２１２や第３層２１３を形成することで、第２層２１２や第３層２１３を構成する層の端部が空気中の水分や酸素等と接して特性劣化等を招いてしてしまうことを防止できる。なお、障壁２１６の材質は、珪酸などの無機物でも良くまた樹脂などであっても良い。
【００５４】
さらに、障壁２１６の内面には、撮像パネル２１の厚さ方向で液体に対して親和性の異なる層を形成すれば、障壁２１６で囲まれた領域内に第２層２１２を形成する際の層面の平坦化を図ることができる。例えば、図１３に示すように障壁２１６で囲まれた領域内に油性の液体Ｌｑを注入して層を形成する場合、障壁２１６の壁面を全て疎水性とすると、図１３Ａに示すように表面張力によって液体表面が平坦とならない。しかし、障壁２１６の下側部分を疎水性、上側部分を親水性とすると、疎水性の部分では液体との親和性が良く親水性の部分では液体との親和性が悪いことから、注入した液体が障壁２１６の下側部分に引き込まれるとともに親水性の部分で液体が弾かれて図１３Ｂに示すように液体表面を平面化できる。
【００５５】
ところで、上述の撮像パネル２１では、第２層２１２と第３層２１３を画素毎に分離して構成するものとしたが、図１４に示すように、第１層２１１も画素毎に分離した構成とすることもできる。この場合にも、空隙には窒素ガス等の不活性ガスや着色オイル等を充填したり、隔壁を設けるものとする。なお、第１層２１１の上面（第２層側とは逆側の面）に保護膜２１７を形成することで、第１層２１１を画素毎に分離した構成としても、不活性ガスや着色オイル等を空隙に充填した状態で封止できる。この保護膜２１７は樹脂であることは好ましい態様であり、また薄膜のアルミニウムがコートされた樹脂膜であることは、さらに好ましい態様である。
【００５６】
第３層２１３の各画素配列は、格子状に限られるものではなく蜂の巣状に密に分布することは好ましい態様である。例えば、図１５に示すように各画素を円形状とするとともに、画素列毎に各画素の中心位置を画素間隔Ｄの（１／２）だけシフトさせて、互いに隣接する３つの画素の中心が正三角形の頂点となるように画素を形成する。このように画素を形成すれば、画素の密度を高めることが可能となり、より高画質の放射線画像を得ることができる。
【００５７】
さらに、撮像パネル２１の全体を封止すれば、第１層２１１の放射線入射面側や撮像パネル２１の端面が露出しても使用される環境の湿気等に影響されることなく、耐久性を向上できる。この撮像パネル２１の全体を封止する方法は、例えば特開平１１−２２３８９０、特開平１１−２４９２４３、特開平１１−３４４５９８、特開２０００−１７１５９７に開示されている方法を用いることができる。
【００５８】
このように構成した撮像パネル２１を用いる際に、第４層２１４の第３層側面とは反対面側に、電源部３４例えばマンガン電池、ニッケル・カドミウム電池、水銀電池、鉛電池などの一次電池、充電可能な二次電池を設けるものとしても良い。この電池の形態としては、放射線画像検出器を薄型化できるように平板状の形態が好ましい。
【００５９】
撮像パネル２１では、信号線２２４−１〜２２４−ｎに、例えばドレイン電極が接続された初期化用のトランジスタ２３２−１〜２３２−ｎが設けられている。このトランジスタ２３２−１〜２３２−ｎのソース電極は接地されている。また、ゲート電極はリセット線２３１と接続される。
【００６０】
撮像パネル２１の走査線２２３−１〜２２３−ｍとリセット線２３１は、図３に示すように走査駆動回路２５と接続されている。走査駆動回路２５から走査線２２３−１〜２２３−ｍのうちの１つ走査線２２３−ｐ（ｐは１〜ｍのいずれかの値）に読出信号ＲＳが供給されると、この走査線２２３−ｐに接続されたトランジスタ２２２−（ｐ，１）〜２２２−（ｐ，ｎ）がオン状態とされて、コンデンサ２２１−（ｐ，１）〜２２１−（ｐ，ｎ）に蓄積された電気エネルギーが信号線２２４−１〜２２４−ｎにそれぞれ読み出される。信号線２２４−１〜２２４−ｎは、信号選択回路２７の信号変換器２７１−１〜２７１−ｎに接続されており、信号変換器２７１−１〜２７１−ｎでは信号線２２４−１〜２２４−ｎ上に読み出された電気エネルギー量に比例する電圧信号ＳＶ−１〜ＳＶ−ｎを生成する。この信号変換器２７１−１〜２７１−ｎから出力された電圧信号ＳＶ−１〜ＳＶ−ｎはレジスタ２７２に供給される。
【００６１】
レジスタ２７２では、供給された電圧信号が順次選択されて、Ａ／Ｄ変換器２７３で（例えば、１２ビットないし１４ビットの）１つの走査線に対するディジタルの画像信号とされ、制御回路３０は、走査線２２３−１〜２２３−ｍ各々に、走査駆動回路２５を介して読出信号ＲＳを供給して画像走査を行い、走査線毎のディジタル画像信号を取り込んで、放射線画像の画像信号の生成を行う。この画像信号は制御回路３０に供給される。なお、走査駆動回路２５からリセット信号ＲＴをリセット線２３１に供給してトランジスタ２３２−１〜２３２−ｎをオン状態とするとともに、走査線２２３−１〜２２３−ｍに読出信号ＲＳを供給してトランジスタ２２２−（１，１）〜２２２−（ｍ，ｎ）をオン状態とすると、コンデンサ２２１−（１，１）〜２２１−（ｍ，ｎ）に蓄えられた電気エネルギーがトランジスタ２３２−１〜２３２−ｎを介して放出して、撮像パネル２１の初期化を行うことができる。
【００６２】
制御回路３０にはメモリ部３１や操作部３２が接続されており、操作部３２からの操作信号ＰＳに基づいて放射線画像検出器２０の動作が制御される。操作部３２は複数のスイッチが設けられており、操作部３２からのスイッチ操作に応じた操作信号ＰＳに基づき、撮像パネル２１の初期化や放射線画像の画像信号の生成が行われる。また放射線画像の画像信号の生成は、放射線発生器１０から放射線照射終了信号がコネクタ３５を介して供給されたときに行うものとすることもできる。さらに、生成した画像信号をメモリ部３１に記憶させる処理等も行う。
【００６３】
画像信号が書き込まれるメモリ部３１は、放射線画像検出器２０に対して着脱可能な構成とすれば、放射線画像の撮影後に放射線画像検出器２０を持ち運ばなくとも、容易に放射線画像を得ることができる。すなわち、放射線画像の撮影後にメモリ部３１を放射線画像検出器２０から取り外して画像処理部５１に装着すれば、簡単に放射線画像の画像信号を画像処理部５１に供給することができるので、放射線画像検出器２０を持ち運ばなくとも画像表示部５２で放射線画像を表示させたり、画像出力部５４から放射線画像を出力させることができる。
【００６４】
また、上述の撮像パネル２１では、第１層２１１側から放射線を照射するものとしたが、図１６に示すように、第４層２１４側から放射線を照射することもできる。この場合には、放射線の透過を良くするため第４層２１４の厚さを薄くするとともに、機械的強度を確保するため第１層２１１側に支持体２１９を新たに設けることが好ましい態様である。
【００６５】
このように、上述の実施の形態では、第３層２１２で電気エネルギーの蓄積及び信号の出力を画素単位で行うことにより生じた空隙２１５に、不活性ガスを充満させて酸素ガスのモル分圧を１０％以下としたり、着色オイルを充填したり、端部が露出しないように障壁２１６を設けることで、各層の特性が空気中の水分や酸素等によって劣化が防止されるので放射線画像検出器の耐久性を良好なものにできる。また、有機化合物を用いて放射線画像検出器が形成されているので安価である。さらに、第３層２１２では、電気エネルギーの蓄積及び信号の出力が画素単位で行われることから、高画質の放射線画像を速やかに得ることができる。
【００６６】
【発明の効果】
この発明においては、入射した放射線の強度に応じた発光を行う第１層と、第１層から出力された光を電気エネルギーに変換する有機化合物で形成した第２層と、第２層で得られた電気エネルギーの蓄積及び該蓄積された電気エネルギーに基づく信号の出力を画素単位で行う第３層と、第１層から第３層を保持する第４層を備える放射線画像検出器において、第３層で電気エネルギーの蓄積及び信号の出力を画素単位で行うことにより生じた第１層から第３層の少なくとも１つの層が露出している空隙に、不活性ガスを充満させて酸素ガスのモル分圧を１０％以下としたり、着色オイルを充填したり、端部が露出しないように障壁が設けられる。このため、各層の特性が空気中の水分や酸素等によって劣化が生じてしまうことを防止することが可能となり、耐久性が良好であるとともに高画質で安価な放射線画像検出器を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】放射線画像検出器を用いたシステムの一例を示す図である。
【図２】放射線画像検出器の構造の一例を示す図である。
【図３】放射線画像検出器の回路構成を示す図である。
【図４】撮像パネルの一部断面図である。
【図５】導電性高分子化合物の基本骨格を示す図である。
【図６】π共役系高分子化合物の具体例（その１）を示す図である。
【図７】π共役系高分子化合物の具体例（その２）を示す図である。
【図８】π共役系高分子化合物の具体例（その３）を示す図である。
【図９】π共役系以外の導電性高分子化合物の具体例を示す図である。
【図１０】有機ＴＦＴの構造を示す図である。
【図１１】有機ＴＦＴの具体例を示す図である。
【図１２】撮像パネルの他の構造を示す図である。
【図１３】障壁の壁面処理を説明するための図である。
【図１４】撮像パネルの他の構造を示す図である。
【図１５】画素の他の配列形態を示す図である。
【図１６】撮像パネルの他の構造を示す図である。
【符号の説明】
１０　放射線発生器
２０　放射線画像検出器
２１　撮像パネル
２５　走査駆動回路
２７　信号選択回路
３０　制御回路
３１　メモリ部
３２　操作部
３３　表示部
３４　電源部
３５　コネクタ
４０　筐体
５１　画像処理部
５２　画像表示部
５３　情報入力部
５４　画像出力部
５５　画像保存部
２１１　第１層
２１２　第２層
２１２ａ　透明電極膜
２１２ｂ　電荷発生層
２１２ｃ　導電層
２１３　第３層
２１４　第４層
２１５　空隙
２１６　障壁
２１７　保護膜
２１９　支持体
２２０　収集電極
２２１　コンデンサ
２２２，２３２　トランジスタ
２２３　走査線
２２４　信号線
２３１　リセット線
２７１　信号変換器
２７２　レジスタ
２７３　Ａ／Ｄ変換器[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to the industrial field of radiation imaging in medicine. In particular, the present invention relates to a high-quality and durable radiation image detector for obtaining a radiation image used for diagnostic purposes.
[0002]
[Prior art]
With the advancement of digital technology, the transition from analog technology to digital technology is also rapidly occurring in the field of radiation image detectors. In this radiation image detector, for example, computed radiography (CR) is generally used as a digital radiation image detector.
[0003]
In this computed radiography, radiation image information is temporarily recorded on a medium called an imaging plate coated with a phosphor, and then the information is read by irradiating a laser beam to the imaging plate and the image signal of the radiation image is read. Gain. In such an imaging plate, a moisture-resistant protective film is formed so that moisture does not enter and adversely affect the phosphor layer (for example, see Patent Document 1).
[0004]
[Patent Document 1]
JP-A-2002-148343
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
By the way, the computed radiography does not have the image quality of a so-called screen film system (SF system) combining a fluorescent intensifying screen and a radiographic film. In addition, since it is necessary to read recorded information by irradiating a laser beam, it is not possible to quickly see a radiation image.
[0006]
Further, a flat panel detector (FPD) that can obtain a high-quality radiation image without reading information recorded by irradiating a laser beam like a computerized radiography has been put to practical use. In this flat panel detector, a technique capable of forming a TFT (Thin Film Transistor) or the like at a low temperature has been developed in recent years by using an organic substance instead of the amorphous silicon which is an inorganic substance. A strong flat panel detector can be realized. In addition, since a printing technique and an ink jet technique are applied to fine processing of the TFT, the TFT can be realized at a low cost. However, this organic substance has a drawback that its durability is poor because it is easily deteriorated by moisture or oxygen in the air.
[0007]
In view of the above, the present invention provides a radiation image detector which is excellent in durability, high in quality and inexpensive.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
A radiation image detector according to the present invention includes a first layer that emits light in accordance with the intensity of incident radiation, and a second layer that is formed of an organic compound that converts light output from the first layer into electric energy. A third layer for storing the electric energy obtained in the second layer and outputting a signal based on the stored electric energy in pixel units, and a fourth layer for holding the first to third layers. In the radiation image detector provided, at least one layer of the first layer to the third layer is exposed in a gap generated by performing the accumulation of the electric energy and the output of the signal in the third layer on a pixel basis. The sealing is performed by filling an inert gas and setting the molar partial pressure of the oxygen gas to 10% or less.
[0009]
Further, in the radiation image detector according to the present invention, in the radiation image detector, the first layer to the third layer generated by performing the storage of the electric energy and the output of the signal in the third layer in pixel units. A barrier is formed on the end face side where at least one layer is exposed.
[0010]
Further, in the radiation image detector according to the present invention, in the radiation image detector, the first to third layers generated by accumulating the electric energy and outputting a signal in the third layer in a pixel unit. Is filled with a non-aqueous solution or a non-aqueous solution that solidifies in a usable temperature range of the radiation image detector.
[0011]
In the present invention, the first layer that emits light according to the intensity of the incident radiation is, for example, CsI: Tl, Gd ₂ O ₂ S: Tb, (Gd, M1, Eu) ₂ O ₃ , (Gd, M2, Tb) ₂ O ₃ (Where “M1” and “M2” are at least one of Y, Nb, Tb, Dy, Ho, Er, Tm, Yb, La, Lu, Sm, Ce, and Pr) Rare earth element). In addition, a second layer formed of an organic compound that converts light output from the first layer into electric energy is provided. Further, a third layer for storing the electric energy obtained in the second layer and outputting a signal based on the stored electric energy in pixel units is formed by using an organic semiconductor or a divided silicon multilayer structure element. Is done. The first to third layers are held by the fourth layer. The second layer is formed in pixel units of the third layer. Here, when the pixel is formed in a circular shape, the pixel is alternately arranged with a position shifted by a half pixel interval in a unit of a pixel column.
[0012]
The radiation incident surface is on the first layer side or the fourth layer side, and when the radiation incident surface is on the fourth layer side, the thickness of the fourth layer is such that the radiation incident surface is the first layer. The support layer is provided on the surface of the first layer on the side opposite to the second layer side.
[0013]
The radiation image detector configured as described above is housed in a portable housing, and is provided with a power supply unit that supplies power required to drive the radiation image detector. Further, means for storing an image signal is provided, for example, detachably.
[0014]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Next, an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. FIG. 1 shows an example of a system using a radiation image detector. In FIG. 1, radiation emitted from a radiation generator 10 is applied to a radiation image detector 20 through a subject (eg, a patient in a medical facility) 15. The radiation image detector 20 generates an image signal DFE based on the intensity of the irradiated radiation. The generated image signal DFE is read by the image processing unit 51 connected to the radiation image detector 20. Alternatively, after being stored in a portable recording medium such as a semiconductor memory card mounted on the radiation image detector 20, the recording medium is removed from the radiation image detector 20 and mounted on the image processing unit 51. Are supplied to the image processing unit 51.
[0015]
The image processing unit 51 performs shading correction, gain correction, gradation correction, edge enhancement processing, dynamic range compression processing, and the like on the image signal DFE generated by the radiation image detector 20 to obtain an image suitable for diagnosis and the like. Processing is performed so as to be a signal. The image processing unit 51 is connected to an image display unit 52 configured using a cathode ray tube, a liquid crystal display device, a projector, or the like. An image based on the subsequent image signal is displayed.
[0016]
Further, the image processing section 51 enlarges or reduces the image, and also performs compression or decompression processing of the image signal in order to facilitate accumulation and transfer of the image signal. Therefore, by enlarging or reducing the image displayed on the image display unit 52, it is possible to easily confirm the imaging region and perform the processing state. Further, it is also possible to specify a displayed image or a region of the displayed image, and automatically perform appropriate image processing on the specified image or the specified region.
[0017]
Further, an information input unit 53 configured using a keyboard, a mouse, a pointer, and the like is connected to the image processing unit 51. The information input unit 53 inputs patient information and the like, and converts the additional information into an image signal. Can be added. The information input unit 53 also designates image processing, saves and reads image signals, and sends and receives image signals via a network.
[0018]
The image processing unit 51 is further connected to an image output unit 54, an image storage unit 55, and a computer-aided image automatic diagnosis unit (CAD) 56.
[0019]
The image output unit 54 displays a radiographic image on recording paper, film, or the like and outputs the radiographic image. For example, assuming that a silver halide photographic film is used, exposure is performed based on an image signal. The exposed silver halide photographic film is subjected to a development process to draw and output a radiation image as a silver image. In addition, when printing and outputting a radiation image on recording paper, an ink jet printer that applies pressure to the ink based on the image signal, wipes the ink on the recording paper from the tip of a thin nozzle, and prints, based on the image signal A thermal printer that transfers the image to recording paper by melting or sublimating the ink, scans the photoreceptor with laser light based on the image signal, transfers the toner adhering to the photoreceptor to the paper, and applies heat and pressure. The image output unit 54 is configured using a laser printer or the like that forms an image on recording paper by fixing.
[0020]
The image storage unit 55 stores the image signal of the radiation image so that the image signal can be appropriately read as needed. The image storage unit 55 stores an image signal using, for example, magnetic properties, a hologram element, perforation, a change in pigment distribution, and the like.
[0021]
The CAD 56 performs computer processing and computer analysis of the captured radiographic image, and provides information necessary for diagnosis to a doctor, thereby supporting diagnosis so that a lesion is not overlooked. Diagnosis is automatically performed based on computer processing and computer analysis results.
[0022]
The image signal of the radiation image is transmitted not only to the image output unit 54, the image storage unit 55, and the CAD 56, but also to other units in the hospital facility via a network 60 such as a so-called LAN, the Internet, and a PACS (medical image network). Alternatively, it can be sent to a remote location. In addition, the image signal obtained from the CT 61 or the MRI 62 or the image signal obtained from the CR or another FPD 63 and other inspection information can be transmitted through the network. In order to compare the obtained radiographic image with the obtained radiographic image, an image signal, inspection information, or the like transmitted via the network 60 is displayed on the image display unit 52 or output from the image output unit 54. Further, the transmitted image signal, inspection information, and the like can be stored in the image storage unit 55. In addition, an image signal or the like of a radiation image obtained by the radiation image detector 20 may be stored in the external image storage device 64, or the radiation image obtained by the radiation image detector 20 may be displayed on the screen of the external image display device 65. Displaying an image is also performed.
[0023]
Next, an example of the structure of the radiation image detector 20 is shown in FIG. The radiation image detector 20 includes an imaging panel 21, a control circuit 30 for controlling the operation of the radiation image detector 20, and an image signal output from the imaging panel 21 using a rewritable read-only memory (for example, a flash memory). , An operation unit 32 for switching the operation of the radiation image detector 20, a display unit 33 indicating completion of preparation for radiographic image capturing, and indicating that a predetermined amount of image signal has been written to the memory unit 31, A power supply unit 34 for supplying power required to drive the imaging panel 21 to obtain an image signal is provided, and a communication connector 35 for performing communication between the radiation image detector 20 and the image processing unit 51 is provided. These are housed in a portable housing 40. Further, the imaging panel 21 has a scan driving circuit 25 for reading out the stored electric energy according to the intensity of the irradiated radiation, and a signal selecting circuit 27 for outputting the stored electric energy as an image signal. Note that the inside of the housing 40, the scanning drive circuit 25, the signal selection circuit 27, the control circuit 30, the memory unit 31, and the like are covered with a radiation shielding member (not shown). And radiation of radiation to each circuit is prevented.
[0024]
In addition, it is preferable that the outer shape of the housing 40 be made of a material that can withstand an external impact and that is as light as possible so as to be easily carried, that is, aluminum or an alloy thereof. The radiation incident surface side of the housing 40 is formed using a nonmetal, such as carbon fiber, which easily transmits radiation. In addition, on the back side opposite to the radiation incident surface, it is generated for the purpose of preventing radiation from transmitting through the radiation image detector 20 or by absorbing the radiation by the material constituting the radiation image detector 20. It is a preferred embodiment to use a material that effectively absorbs radiation, such as a lead plate, in order to prevent the influence from secondary radiation.
[0025]
FIG. 3 shows the configuration of the image pickup panel 21. The image pickup panel 21 has two-dimensionally arranged collecting electrodes 220 for reading out electric energy stored in accordance with the intensity of irradiated radiation. 220 is one electrode of the capacitor 221, and electric energy is stored in the capacitor 221. Here, one collection electrode 220 corresponds to one pixel of the radiation image.
[0026]
The scanning lines 223-1 to 223-m and the signal lines 224-1 to 224-n are arranged between the pixels so as to be orthogonal to each other. A transistor 222- (1,1) formed of a silicon laminated structure or an organic semiconductor is connected to the capacitor 221- (1,1). The transistor 222- (1,1) is, for example, a field-effect transistor. The drain electrode or the source electrode is connected to the collection electrode 220- (1,1), and the gate electrode is connected to the scanning line 223-1. You. When the drain electrode is connected to the collection electrode 220- (1,1), the source electrode is connected to the signal line 224-1. When the source electrode is connected to the collection electrode 220- (1,1), the drain electrode is connected to the signal line. Connected to line 224-1. In addition, the scanning line 223 and the signal line 224 are connected to the collecting electrode 220, the capacitor 221 and the transistor 222 of other pixels in the same manner.
[0027]
FIG. 4 is a partial cross-sectional view of the imaging panel 21. A first layer 211 that emits light in accordance with the intensity of incident radiation is provided on the radiation irradiation surface side. Here, for example, the first layer 211 has a wavelength of 1Å (1 × 10 ^-10 m), so-called X-rays, which are electromagnetic waves that pass through the human body, ships, aircraft members, and the like, are emitted. The X-rays are output from the radiation generator 10, and the radiation generator 10 generally uses a fixed anode or a rotating anode X-ray tube. The load voltage of the anode of the X-ray tube is set to 10 kV to 300 kV, and is set to 20 kV to 150 kV when used for medical use.
[0028]
The first layer 211 has a phosphor as a main component, and has an electromagnetic wave having a wavelength of 300 nm to 800 nm based on incident radiation, that is, an electromagnetic wave (light) ranging from ultraviolet light to infrared light with a focus on visible light. Is output. Note that the first layer 211 is generally called a scintillator layer.
[0029]
The phosphor used in the first layer 211 is CaWO ₄ , CaWO ₄ : Tungstate phosphor such as Pb, MgWO, Y ₂ O ₂ S: Tb, Gd ₂ O ₂ S: Tb, La ₂ O ₂ S: Tb, (Y, Gd) ₂ O ₂ S: Tb, (Y, Gd) ₂ O ₂ S: Terbium-activated rare earth oxysulfide phosphor such as Tb, Tm, YPO ₄ : Tb, GdPO ₄ : Tb, LaPO ₄ : Terbium-activated rare earth phosphate-based phosphor such as Tb, LaOBr: Tb, LaOBr: Tb, Tm, LaOCl: Tb, LaOCl: Tb, Tm, GdOBr: Tb, GdOBr: Tb, Tm, GdOCl: Tb, GdOCl: Tb , Tm and other terbium-activated rare earth oxyhalide-based phosphors, LaOBr: Tm, LaOCl: Tm and other thulium-activated rare earth oxyhalide-based phosphors, LaOBr: Gd, LuOCl: Gd and other gadolinium-activated rare earth oxyhalide-based phosphors , Cerium-activated rare earth oxyhalide-based phosphors such as GdOBr: Ce, GdOCl: Ce, (Gd, Y) OBr: Ce, (Gd, Y) OCl: Ce, BaSO ₄ : Pb, BaSO ₄ : Eu ²⁺ , (Ba, Sr) SO ₄ : Eu ²⁺ Barium sulfate based phosphor such as Ba ₃ (PO ₄ ) ₂ : Eu ²⁺ , (Ba ₂ PO ₄ ) ₂ : Eu ²⁺ , Sr ₃ (PO ₄ ) ₂ : Eu ²⁺ , (Sr ₂ PO ₄ ) ₂ : Eu ²⁺ Such as divalent europium-activated alkaline earth metal phosphate phosphor, BaFCl: Eu ²⁺ , BaFBr: Eu ²⁺ , BaFCl: Eu ²⁺ , Tb, BaFCl: Eu ²⁺ , Tb, BaF ₂ ・ BaCl ₂ ・ KCl: Eu ²⁺ , (Ba, Mg) F ₂ ・ BaCl ₂ ・ KCl: Eu ²⁺ And divalent europium-activated alkaline earth metal fluorohalide-based phosphors, iodide-based phosphors such as CsI: Na, CsI: Tl, NaI, KI: Tl, ZnS: Ag, (Zn, Cd) S : Sulfur-based phosphor such as Ag, (Zn, Cd) S: Cu, (Zn, Cd) S: Cu, Ag, HfP ₂ O ₇ , HfP ₂ O ₇ : Cu, Hf ₃ (PO ₄ ) ₄ Phosphor such as hafnium phosphate, YTaO ₄ , YTaO ₄ : Tm, YTaO ₄ : Nb, (Y, Sr) TaO ₄ : Nb, LuTaO ₄ , LuTaO ₄ : Tm, LuTaO ₄ : Nb, (Lu, Sr) TaO ₄ : Nb, GdTaO ₄ : Tm, Mg ₄ Ta ₂ O ₉ : Nb, Gd ₂ O ₃ ・ Ta ₂ O ₅ ・ B ₂ O ₃ : Tantalum salt phosphor such as Tb, Gd ₂ O ₂ S: Eu ³⁺ , (La, Gd, Lu) ₂ Si ₂ O ₇ : Eu, ZnSiO ₄ : Mn, Sr ₂ P ₂ O ₇ : Eu, etc. can be used.
[0030]
Further, (Gd, M1, Eu) ₂ O ₃ , (Gd, M2, Tb) ₂ O ₃ Can be used. Here, “M1” and “M2” are at least yttrium Y, niobium Nb, terbium Tb, dysprosium Dy, holmium Ho, erbium Er, thulium Tm, ytterbium Yb, lanthanum La, lutetium Lu, samarium Sm, cerium Ce, praseodymium Pr. One or more rare earth elements. In this case, the content of Gd is preferably 70 to 98%, the crystallite size of the phosphor particles is preferably 10 to 100 nm, and the particle size of the phosphor particles is preferably 0.1 to 5 μm.
[0031]
In the above-described phosphor, cesium iodide CsI: Tl, gadolinium oxysulfide Gd, which has particularly high radiation absorption and luminous efficiency (large luminous amount) ₂ O ₂ S: Tb or (Gd, Y, Eu) ₂ O ₃ , (Gd, Y, Tb) ₂ O ₃ It is preferable to use these to obtain a high quality image with low noise.
[0032]
Further, for cesium iodide CsI: Tl, a scintillator layer having a columnar crystal structure can be formed. In this case, in the columnar crystal, a light guiding effect, that is, an effect of reducing emission of light emitted in the crystal from the side surface of the columnar crystal can be obtained, so that a decrease in sharpness can be suppressed. By increasing the thickness of the phosphor layer, the radiation absorption is increased and the graininess can be improved.
[0033]
Note that the phosphor used in the present invention is not limited to these, and any phosphor that emits electromagnetic waves in a region where the light receiving element has sensitivity, such as a visible, ultraviolet, or infrared region, upon irradiation with radiation. good. The diameter of the phosphor particles used in the present invention is 7 μm or less, preferably 4 μm or less. This is because the smaller the diameter of the phosphor particles, the more the light can be scattered in the scintillator layer, and a higher sharpness can be obtained. The phosphor particles are dispersed in the following binder. For example, polyurethane, vinyl chloride copolymer, vinyl chloride-acrylonitrile copolymer, butadiene-acrylonitrile copolymer, polyamide resin, polyvinyl butyral, cellulose derivative, styrene-butadiene copolymer, various synthetic rubber resins, phenolic resin, Epoxy resins, urea resins, melanin resins, phenoxy resins, silicone resins, acrylic resins, urea-formamide resins, and the like. Among them, it is preferable to use polyurethane, polyester, vinyl chloride copolymer, polyvinyl butyral, and nitrocellulose. By using such a preferable binder, the dispersibility of the phosphor can be increased, and the filling rate of the phosphor can be increased, which contributes to the improvement of the granularity.
[0034]
The weight content of the phosphor dispersed in the binder is 90 to 99%. The thickness of the first layer used in the present invention is determined by the balance between the granularity and sharpness of the radiographic image. The thicker the first layer, the better the granularity but the worse the sharpness. When the first layer is thin, the sharpness is improved but the granularity is deteriorated. In order to obtain good granularity and sharpness, the thickness is preferably 50 μm to 300 μm.
[0035]
Next, a second layer 212 that converts electromagnetic waves (light) output from the first layer into electric energy is formed on the surface of the first layer 211 opposite to the radiation irradiation surface. The second layer 212 is provided with a transparent electrode film 212a, a charge generation layer 212b, and a conductive layer 212c from the first layer 211 side. Here, the charge generation layer 212b contains an organic compound capable of photoelectric conversion, that is, an organic compound capable of generating electrons and holes by an electromagnetic wave (light). Preferably, the second layer is formed as shown in FIG.
[0036]
The transparent electrode film 212a is made of, for example, indium tin oxide (ITO), SnO ₂ , And a conductive transparent material such as ZnO. In forming the transparent electrode film 212a, a thin film can be formed by using a method such as evaporation or sputtering. In addition, a pattern having a desired shape may be formed by a photolithography method, or when high pattern accuracy is not required (about 100 μm or more), a mask having a desired shape is used during vapor deposition or sputtering of the electrode material. A pattern may be formed. This transparent electrode desirably has a transmittance of more than 10% and a sheet resistance of preferably several hundreds Ω / □ or less. Further, although the thickness depends on the material, it is usually selected in the range of 10 nm to 1 μm, preferably 10 nm to 200 nm. This is because when the film thickness is small, the transparent electrode becomes an island shape, and when the film thickness is large, it takes time to form the transparent electrode.
In the charge generation layer 212b, electrons and holes are generated by the electromagnetic wave (light) output from the first layer 211. The holes generated here are collected on the transparent electrode film 212a side, and the electrons are collected on the conductive layer 212c side. In order to improve the conversion efficiency in the charge generation layer 212b and the efficiency of carrier transfer to the electrode, a hole conductive layer is formed on the transparent electrode film 212a side of the charge generation layer 212b, and the conductive layer 212c of the charge generation layer 212b is formed. An electron conductive layer may be formed on the side.
[0037]
The conductive layer 212c is made of, for example, chromium. In addition, although it is possible to select from a general metal electrode or the transparent electrode, in order to obtain good characteristics, a metal, an alloy, an electrically conductive compound having a small work function (4.5 eV or less) and a mixture thereof are used. It is preferable to use an electrode material. Specific examples of such an electrode material include sodium, sodium-potassium alloy, magnesium, lithium, aluminum, magnesium / copper mixture, magnesium / silver mixture, magnesium / aluminum mixture, magnesium / indium mixture, aluminum / aluminum oxide (Al ₂ O ₃ ) Mixtures, indium, lithium / aluminum mixtures, all rare earths, and the like. The conductive layer 212c can be formed by using such an electrode material as a raw material by a method such as vapor deposition or sputtering. Further, the sheet resistance of the conductive layer 212c is preferably several hundreds Ω / □ or less, and the film thickness is generally selected in the range of 10 nm to 1 μm, preferably in the range of 50 nm to 500 nm. This is because if the film thickness is small, the conductive layer becomes an island shape, and if the film thickness is large, it takes time to form the conductive layer.
[0038]
Next, the charge generation layer 212b will be described in detail. As the charge generation layer 212b, a structure of a so-called organic EL element can be applied, and the organic EL element may be composed of a low-molecular material or a high-molecular material (also referred to as a light-emitting polymer). Examples of the material capable of photoelectric conversion used in the charge generation layer 212b of the present invention include a conductive polymer material (such as a π-conjugated polymer material and a silicon-based polymer material) and a light-emitting material used in a low-molecular organic EL device. And the like. For example, examples of the conductive polymer material include poly (2-methoxy, 5- (2′ethylhexyloxy) -p-phenylenevinylene), and poly (3-alkylthiophene). Further, compounds described on pages 190 to 203 of “Organic EL Materials and Displays (published by CMC Co., Ltd. on February 28, 2001)”, and “Organic EL Devices and Their Forefront of Industrialization ( On November 81, 1998 (published by NTT Corporation) on pages 81 to 99. Examples of the light-emitting material used in the low-molecular-weight organic EL device include, for example, “Organic EL Devices and the Forefront of Their Industrialization (NTS, November 30, 1998)”, pp. 36-56. And the compounds described on pages 148 to 172 of "Organic EL Materials and Displays (published by CMC Co., Ltd. on February 28, 2001)". . In the present invention, a particularly preferred organic compound capable of photoelectric conversion is a conductive polymer compound, and the most preferred is a π-conjugated polymer compound. Here, FIG. 5 shows the basic skeleton of the conductive polymer compound, FIGS. 6 to 8 show specific examples of the π-conjugated polymer compound, and FIG. 9 shows specific examples of the conductive polymer compound other than the π-conjugated compound. I have. In addition, the conductive polymer material and the low-molecular organic EL element are not limited to those described above.
[0039]
Further, in the case of forming the hole conductive layer and the electron conductive layer, the hole conductive layer and the electron conductive layer are formed by adding an additive to the charge generation layer 212b or providing the additive as a separate layer. . As the additive, a hole injecting material, a hole transporting material, an electron transporting material, an electron injecting material, and the like used in an organic EL device can be applied. Specific examples thereof include, for example, triazole derivatives, oxadiazole derivatives, imidazole derivatives, polyarylalkane derivatives, pyrazoline derivatives and pyrazolone derivatives, phenylenediamine derivatives, arylamine derivatives, amino-substituted chalcone derivatives, oxazole derivatives, styryl anthracene derivatives, fluorenone Derivatives, hydrazone derivatives, stilbene derivatives, silazane derivatives, aniline-based copolymers, conductive polymer oligomers, especially thiophene oligomers, porphyrin compounds, aromatic tertiary amine compounds and styrylamine compounds, nitro-substituted fluorene derivatives, diphenyl Quinone derivatives, thiopyrandioxide derivatives, heterocyclic tetracarboxylic anhydrides such as naphthalene perylene, carbodiimide, fluorenylidene meta Derivatives, anthraquinodimethane and anthrone derivatives, oxadiazole derivatives, thiadiazole derivatives, quinoxaline derivatives, and metal complexes of 8-quinolinol derivatives (for example, tris (8-quinolinolate) aluminum (Alq3), tris (5,7-dichloro-8) -Quinolinitolate) aluminum, tris (5,7-dibromo-8-quinolylate) aluminum, tris (2-methyl-8-quinolylate) aluminum, tris (5-methyl-8-quinolylate) aluminum, bis (8-quinolylate) zinc (Znq2) and the like.
[0040]
In addition, in the second layer 212, the charge generation layer 212b using a π-conjugated polymer compound, the hole conduction layer, and the electron conduction layer are used for carrier transfer and carrier trap between a plurality of π-conjugated polymer compounds. It is preferable to add a compound having a three-dimensional π electron cloud such as fullerene or carbon nanotube.
[0041]
These compounds include, for example, fullerene C-60, fullerene C-70, fullerene C-76, fullerene C-78, fullerene C-84, fullerene C-240, fullerene C-540, mixed fullerene, fullerene nanotube, multi-walled nanotube (Multi Walled Nanotube) and single-walled nanotube (Single Walled Nanotube). Further, a fullerene or a carbon nanotube may have a substituent introduced for the purpose of imparting compatibility with a solvent.
[0042]
On the surface of the second layer 212 opposite to the radiation-irradiated surface, a third layer 213 for accumulating the electric energy obtained in the second layer 212 and outputting a signal based on the accumulated electric energy is formed. ing. The third layer 213 includes a capacitor 221 that stores the electric energy generated by the second layer 212 for each pixel, and a transistor 222 that is a switching element for outputting the stored electric energy as a signal. . The third layer is not limited to the one using the switching element. For example, the third layer may be configured to generate and output a signal corresponding to the energy level of the stored electric energy.
[0043]
The transistor 222 uses, for example, a TFT (thin film transistor). The TFT may be an inorganic semiconductor type used for a liquid crystal display or the like, or may be an organic semiconductor type. Further, a divided silicon laminated structure element may be used. The divided silicon multilayer structure element is a TFT formed on a plastic film. As a TFT formed on a plastic film, an amorphous silicon-based TFT is known. In addition, a TFT manufactured by Alien Technology of the United States is manufactured using FSA (Fluidic Self Assembly) technology, that is, a single crystal silicon is used. A TFT formed on a flexible plastic film by arranging micro CMOS (Nanoblocks) on an embossed plastic film may be used. Furthermore, Science 283, 822 (1999) and Appl. Phys. A TFT using an organic semiconductor as described in a document such as Lett, 471488 (1998) and Nature, 403, 521 (2000) may be used.
[0044]
As described above, as the switching element used in the present invention, a TFT manufactured by the FSA technique and a TFT using an organic semiconductor are preferable, and a TFT using an organic semiconductor is particularly preferable. When a TFT is formed using this organic semiconductor, equipment such as a vacuum deposition apparatus is not required unlike the case where a TFT is formed using silicon, and the TFT can be formed using printing technology or inkjet technology. Cost is reduced. Further, since the processing temperature can be lowered, it can be formed into a plastic substrate which is weak against heat.
[0045]
Further, among TFTs using an organic semiconductor, a field effect transistor (FET) is particularly preferable, and specifically, an organic TFT having a structure shown in FIGS. 10A to 10C is preferable. The organic TFT shown in FIG. 10A is obtained by sequentially forming a gate electrode, a gate insulating layer, source / drain electrodes, and an organic semiconductor layer on a substrate. The organic TFT shown in FIG. 10B has a gate electrode, a gate insulating layer, an organic semiconductor layer, and a source / drain electrode formed in this order on a substrate. The organic TFT shown in FIG. 10C has a source / drain electrode on an organic semiconductor single crystal. A drain electrode, a gate insulating layer, and a gate electrode are sequentially formed.
[0046]
The compound forming the organic semiconductor layer may be a single crystal material or an amorphous material, and may be a low-molecular or high-molecular compound. Particularly preferred is a condensed aromatic carbon represented by pentacene, triphenylene, anthracene, and the like. Examples thereof include a single crystal of a hydrogen compound and the π-conjugated polymer.
[0047]
The source electrode, the drain electrode, and the gate electrode may be any of a metal or a conductive inorganic compound or a conductive organic compound, but are preferably a conductive organic compound from the viewpoint of ease of production, and as typical examples thereof, Examples of the π-conjugated polymer compound include Lewis acids (such as iron chloride, aluminum chloride, and antimony bromide), halogens (such as iodine and bromine), sulfonates (sodium salt of polystyrenesulfonic acid (PSS), and p-toluenesulfonic acid. For example, a conductive polymer obtained by adding PSS to PEDOT is given as a typical example. Specific examples of the organic TFT include those shown in FIG.
[0048]
As shown in FIG. 3 and FIG. 4, a collecting electrode 220 that stores electric energy generated in the second layer 212 and is one electrode of a capacitor 221 is connected to the transistor 222 that is a switching element. . The electric energy generated in the second layer 212 is stored in the capacitor 221, and the stored electric energy is read out by driving the transistor 222. That is, by driving the switching elements, a radiation image can be generated for each pixel. Note that in FIG. 4, the transistor 222 includes a gate electrode 222a, a source electrode 222b, a drain electrode 222c, an organic semiconductor layer 222d, and an insulating layer 222e. The capacitor 221 is configured by interposing an insulating layer 222e between the collecting electrode 220 and the electrode 221a. Further, an insulating layer 222f for protecting the transistor 222 is provided.
The fourth layer 214 is a substrate of the imaging panel 21. The substrate preferably used as the fourth layer 214 is a plastic film. Examples of the plastic film include polyethylene terephthalate (PET), polyethylene naphthalate (PEN), polyethersulfone (PES), polyetherimide, and polyetherether. Examples include films made of ketone, polyphenylene sulfide, polyarylate, polyimide, polycarbonate (PC), cellulose triacetate (TAC), cellulose acetate propionate (CAP), and the like. As described above, by using a plastic film, the weight can be reduced as compared with the case where a glass substrate is used, and the resistance to impact can be improved.
[0049]
Further, a plasticizer such as trioctyl phosphate or dibutyl phthalate may be added to these plastic films, or a known ultraviolet absorber such as benzotriazole or benzophenone may be added. In addition, a resin prepared by applying a so-called organic-inorganic polymer hybrid method, in which a raw material of an inorganic polymer such as tetraethoxysilane is added, and a high molecular weight is obtained by applying energy such as a chemical catalyst, heat, and light. It can also be used as a raw material.
[0050]
Thus, the imaging panel 21 is configured. Further, when the second layer 212 and the third layer 213 are formed in a stacked structure for each pixel as described above, a gap 215 for separating each pixel is generated between the first layer 211 and the fourth layer 214. Become. In the gap 215, the end faces of the layers constituting the second layer 212 and the third layer 213 are exposed. Therefore, by filling the gap 215 generated between the first layer 211 and the fourth layer 214 with an inert gas, the molar partial pressure of the oxygen gas in the gap 215 is reduced to 10% or less, and the gap 215 is sealed. Stop. By lowering the molar partial pressure of the oxygen gas in this manner, the end faces of the layers constituting the second layer 212 and the third layer 213 come into contact with moisture, oxygen, and the like in the air, causing deterioration in characteristics and corrosion of the electrodes. Can be prevented. Further, when the molar partial pressure of the oxygen gas is 1% or less, it is possible to further effectively prevent the characteristic deterioration and the like due to the influence of oxygen. Here, nitrogen gas, helium, or the like can be used as the inert gas.
[0051]
Instead of the inert gas, the void 215 may be filled with a non-aqueous solution that is a liquid that does not cause deterioration in characteristics, for example, a colored oil. The oil may be a silicone oil, an organic compound oil, and mixtures thereof. The pigment used for coloring may be a dye or a pigment. It is also a preferred embodiment to disperse carbon black. The color to be colored is a color that absorbs light emitted from the first layer 211, for example, red when the first layer 211 emits green light. Filling the gap 215 with an oil capable of absorbing the emitted light in this way not only can prevent the deterioration of characteristics and the like, but also the emitted light from the first layer 211 is scattered in the gap 215 and is adjacent to the gap 215. Influence on the signal level of the pixel can be prevented. That is, blurring of an image due to scattering in the gap 215 can be prevented.
[0052]
Further, the non-aqueous solution is a non-aqueous solution that solidifies in a usable temperature range of the radiographic image detector, i.e., a liquid in which a melting point is higher than the usable temperature range of the radiographic image detector, and is a molten liquid, such as a liquid. Paraffin or the like can also be used.
[0053]
Further, by providing the barrier 216 in a lattice shape, for example, and forming the second layer 212 and the third layer 213 inside the barrier 216 as shown in FIG. It may be a signal. In this manner, by forming the second layer 212 and the third layer 213 in the lattice, that is, in the region surrounded by the barrier 216, the ends of the layers constituting the second layer 212 and the third layer 213 are exposed to air. Can be prevented from being brought into contact with water, oxygen or the like to cause characteristic deterioration or the like. The material of the barrier 216 may be an inorganic substance such as silicic acid or a resin.
[0054]
Furthermore, if a layer having a different affinity for the liquid in the thickness direction of the imaging panel 21 is formed on the inner surface of the barrier 216, the layer surface when forming the second layer 212 in the region surrounded by the barrier 216 is formed. Can be flattened. For example, when a layer is formed by injecting the oily liquid Lq into a region surrounded by the barrier 216 as shown in FIG. 13, if all the wall surfaces of the barrier 216 are made hydrophobic, the surface tension as shown in FIG. Does not make the liquid surface flat. However, if the lower part of the barrier 216 is made hydrophobic and the upper part is made hydrophilic, the hydrophobic part has good affinity with the liquid and the hydrophilic part has poor affinity with the liquid. Is drawn into the lower portion of the barrier 216, and the liquid is repelled by the hydrophilic portion to flatten the liquid surface as shown in FIG. 13B.
[0055]
By the way, in the above-described imaging panel 21, the second layer 212 and the third layer 213 are configured to be separated for each pixel. However, as shown in FIG. 14, the first layer 211 is also configured to be separated for each pixel. It can also be. Also in this case, the voids are filled with an inert gas such as a nitrogen gas or a coloring oil, or a partition is provided. Note that by forming the protective film 217 on the upper surface of the first layer 211 (the surface opposite to the second layer side), even if the first layer 211 is separated for each pixel, an inert gas or a colored oil may be used. Can be sealed in a state in which the voids are filled. In a preferred embodiment, the protective film 217 is a resin, and a more preferred embodiment is a resin film coated with a thin aluminum film.
[0056]
It is preferable that the pixel arrangement of the third layer 213 is not limited to a lattice shape but is densely distributed in a honeycomb shape. For example, as shown in FIG. 15, each pixel is formed in a circular shape, and the center position of each pixel is shifted by (だけ) of the pixel interval D for each pixel column so that the centers of three adjacent pixels are shifted from each other. Pixels are formed so as to be vertices of an equilateral triangle. By forming the pixels in this manner, the density of the pixels can be increased, and a higher quality radiation image can be obtained.
[0057]
Furthermore, if the entire imaging panel 21 is sealed, even if the radiation incident surface side of the first layer 211 or the end surface of the imaging panel 21 is exposed, the durability is not affected by the humidity of the environment in which it is used. Can be improved. As a method for sealing the entire imaging panel 21, for example, the methods disclosed in JP-A-11-223890, JP-A-11-249243, JP-A-11-344598, and JP-A-2000-171597 can be used.
[0058]
When the imaging panel 21 configured as described above is used, a power supply unit 34 such as a primary battery such as a manganese battery, a nickel-cadmium battery, a mercury battery, and a lead battery is provided on the side of the fourth layer 214 opposite to the third layer side surface. Alternatively, a rechargeable secondary battery may be provided. As a form of this battery, a flat form is preferable so that the radiation image detector can be made thin.
[0059]
In the imaging panel 21, for example, transistors 232-1 to 232-n for initialization to which drain electrodes are connected are provided on the signal lines 224-1 to 224-n. The source electrodes of the transistors 232-1 to 232-n are grounded. The gate electrode is connected to the reset line 231.
[0060]
The scanning lines 223-1 to 223-m and the reset line 231 of the imaging panel 21 are connected to the scanning drive circuit 25 as shown in FIG. When the read signal RS is supplied from the scan drive circuit 25 to one of the scan lines 223-1 to 223-m (p is any value of 1 to m), the scan line 223 The transistors 222- (p, 1) to 222- (p, n) connected to -p are turned on, and the electricity stored in the capacitors 221- (p, 1) to 221- (p, n) is turned on. Energy is read out to the signal lines 224-1 to 224-n, respectively. The signal lines 224-1 to 224-n are connected to the signal converters 271-1 to 271-n of the signal selection circuit 27, and the signal lines 224-1 to 224 are connected to the signal converters 271-1 to 271-n. -N to generate voltage signals SV-1 to SV-n proportional to the amount of electric energy read. The voltage signals SV-1 to SV-n output from the signal converters 271-1 to 271-n are supplied to the register 272.
[0061]
In the register 272, the supplied voltage signals are sequentially selected and converted into digital image signals for one scanning line (for example, 12 bits to 14 bits) by the A / D converter 273. A readout signal RS is supplied to each of the lines 223-1 to 223-m via the scanning drive circuit 25 to perform image scanning, capture a digital image signal for each scanning line, and generate an image signal of a radiation image. . This image signal is supplied to the control circuit 30. Note that the reset signal RT is supplied from the scan driving circuit 25 to the reset line 231 to turn on the transistors 232-1 to 232-n, and the read signal RS is supplied to the scan lines 223-1 to 223-m. When the transistors 222- (1,1) to 222- (m, n) are turned on, the electric energy stored in the capacitors 221- (1,1) to 221- (m, n) is stored in the transistors 232-1 to 232-1. Release through 232-n can initialize the imaging panel 21.
[0062]
The control circuit 30 is connected to a memory unit 31 and an operation unit 32, and controls the operation of the radiation image detector 20 based on an operation signal PS from the operation unit 32. The operation unit 32 is provided with a plurality of switches, and performs initialization of the imaging panel 21 and generation of an image signal of a radiation image based on an operation signal PS corresponding to a switch operation from the operation unit 32. The generation of the image signal of the radiation image may be performed when a radiation irradiation end signal is supplied from the radiation generator 10 via the connector 35. Further, processing for storing the generated image signal in the memory unit 31 is performed.
[0063]
If the memory unit 31 to which the image signal is written is configured to be detachable from the radiation image detector 20, it is possible to easily obtain the radiation image without carrying the radiation image detector 20 after capturing the radiation image. it can. That is, if the memory unit 31 is detached from the radiation image detector 20 and attached to the image processing unit 51 after capturing the radiation image, the image signal of the radiation image can be easily supplied to the image processing unit 51. The radiation image can be displayed on the image display unit 52 or the radiation image can be output from the image output unit 54 without carrying the detector 20.
[0064]
Further, in the above-described imaging panel 21, radiation is applied from the first layer 211 side, but radiation can be applied from the fourth layer 214 side as shown in FIG. 16. In this case, it is a preferable mode that the thickness of the fourth layer 214 is reduced in order to improve the transmission of radiation, and the support 219 is newly provided on the first layer 211 side in order to secure mechanical strength. .
[0065]
As described above, in the above-described embodiment, the gap 215 generated by accumulating electric energy and outputting a signal in the third layer 212 on a pixel-by-pixel basis is filled with an inert gas, and the molar partial pressure of the oxygen gas is increased. Is set to 10% or less, a colored oil is filled, or a barrier 216 is provided so that the end is not exposed, so that the characteristics of each layer are prevented from being deteriorated by moisture or oxygen in the air. Can have good durability. Further, since the radiation image detector is formed using an organic compound, it is inexpensive. Further, in the third layer 212, since the storage of electric energy and the output of signals are performed in pixel units, a high-quality radiation image can be obtained quickly.
[0066]
【The invention's effect】
In the present invention, a first layer that emits light in accordance with the intensity of incident radiation, a second layer formed of an organic compound that converts light output from the first layer into electric energy, and a second layer are provided. In a radiation image detector including a third layer for storing the stored electric energy and outputting a signal based on the stored electric energy in pixel units, and a fourth layer for holding the first to third layers, The gap where at least one of the first to third layers is exposed by accumulating electric energy and outputting a signal in pixel units in the three layers is filled with an inert gas to fill the voids with oxygen gas. A barrier is provided so that the molar partial pressure is 10% or less, a colored oil is filled, and an end is not exposed. For this reason, it is possible to prevent the characteristics of each layer from being deteriorated by moisture, oxygen, or the like in the air, and to provide a radiation image detector that is excellent in durability, high in quality, and inexpensive.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing an example of a system using a radiation image detector.
FIG. 2 is a diagram illustrating an example of the structure of a radiation image detector.
FIG. 3 is a diagram showing a circuit configuration of a radiation image detector.
FIG. 4 is a partial cross-sectional view of the imaging panel.
FIG. 5 is a diagram showing a basic skeleton of a conductive polymer compound.
FIG. 6 is a view showing a specific example (No. 1) of a π-conjugated polymer compound.
FIG. 7 is a view showing a specific example (No. 2) of the π-conjugated polymer compound.
FIG. 8 is a view showing a specific example (part 3) of the π-conjugated polymer compound.
FIG. 9 is a diagram showing a specific example of a conductive polymer compound other than a π-conjugated system.
FIG. 10 is a diagram showing a structure of an organic TFT.
FIG. 11 is a diagram showing a specific example of an organic TFT.
FIG. 12 is a diagram showing another structure of the imaging panel.
FIG. 13 is a diagram for explaining wall surface treatment of a barrier.
FIG. 14 is a diagram showing another structure of the imaging panel.
FIG. 15 is a diagram showing another arrangement of pixels.
FIG. 16 is a diagram showing another structure of the imaging panel.
[Explanation of symbols]
10 Radiation generator
20 Radiation image detector
21 Imaging panel
25 Scanning drive circuit
27 Signal selection circuit
30 control circuit
31 Memory section
32 Operation unit
33 Display
34 Power supply section
35 Connector
40 case
51 Image processing unit
52 Image display unit
53 Information input section
54 Image output unit
55 Image storage
211 First layer
212 Second layer
212a transparent electrode film
212b charge generation layer
212c conductive layer
213 Layer 3
214 4th layer
215 void
216 Barrier
217 Protective film
219 Support
220 collection electrode
221 Capacitor
222,232 transistors
223 scanning lines
224 signal line
231 Reset line
271 signal converter
272 registers
273 A / D converter

Claims

A first layer that emits light in accordance with the intensity of the incident radiation;
A second layer formed of an organic compound that converts light output from the first layer into electric energy;
A third layer for storing the electric energy obtained in the second layer and outputting a signal based on the stored electric energy for each pixel;
A radiation image detector including a fourth layer holding the first to third layers,
An inert gas is filled in a gap where at least one of the first to third layers is exposed by accumulating the electric energy and outputting a signal in pixel units in the third layer. A radiation image detector characterized in that sealing is performed by setting the molar partial pressure of oxygen gas to 10% or less.

A first layer that emits light in accordance with the intensity of the incident radiation;
A second layer formed of an organic compound that converts light output from the first layer into electric energy;
A third layer for storing the electric energy obtained in the second layer and outputting a signal based on the stored electric energy for each pixel;
A radiation image detector including a fourth layer holding the first to third layers,
Forming a barrier on an end face side where at least one of the first to third layers is exposed, which is generated by performing the storage of the electric energy and the output of the signal in the third layer on a pixel basis; A radiation image detector characterized by the above-mentioned.

A first layer that emits light in accordance with the intensity of the incident radiation;
A second layer that converts light output from the first layer into electrical energy;
A third layer for storing the electric energy obtained in the second layer and outputting a signal based on the stored electric energy for each pixel;
A radiation image detector including a fourth layer holding the first to third layers,
The non-aqueous solution or the radiographic image is formed in a gap where at least one of the first to third layers is exposed by accumulating the electric energy and outputting a signal in pixel units in the third layer. A radiation image detector filled with a non-aqueous solution that solidifies in a temperature range where the detector can be used.

The radiation image detector according to any one of claims 1 to 3, wherein the second layer is formed in pixel units of the third layer.

The radiation image detector according to claim 1, wherein the pixel has a circular shape.

6. The radiation image detecting apparatus according to claim 5, wherein the pixels are alternately arranged with a position shifted by a half pixel interval for each pixel column.

The radiation image detector according to any one of claims 1 to 6, wherein the radiation incident surface is on the first layer side or the fourth layer side.

When the radiation incident surface is the fourth layer side,
The thickness of the fourth layer is made thinner than when the radiation incident surface is on the first layer side, and a support layer is provided on a surface of the first layer opposite to the second layer side. The radiation image detector according to claim 7, wherein

The first _{_{layer, CsI: Tl, Gd 2 O}} 2 S: Tb, (Gd, M1, Eu) 2 O 3, formed using any of _{(Gd, M2, Tb) 2} O 3 ( Note, “M1” and “M2” are at least one or more rare earth elements of Y, Nb, Tb, Dy, Ho, Er, Tm, Yb, La, Lu, Sm, Ce, and Pr)
The radiation image detector according to any one of claims 1 to 3, wherein:

The radiation image detector according to claim 1, wherein the third layer is formed of an organic semiconductor.

The radiation image detector according to any one of claims 1 to 3, wherein the third layer is formed using a divided silicon multilayer structure element.

The radiation image detector according to any one of claims 1 to 3, wherein the radiation image detector is housed in a portable housing.

The radiation image detector according to claim 12, further comprising a power supply unit configured to supply power required to drive the radiation image detector.

4. The radiation image detector according to claim 1, further comprising means for storing the image signal.

The radiation image detector according to claim 14, wherein the storage unit is detachable.