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CN102985848B - 放射线检测面板 - Google Patents

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CN102985848B CN201180034820.7A CN201180034820A CN102985848B CN 102985848 B CN102985848 B CN 102985848B CN 201180034820 A CN201180034820 A CN 201180034820A CN 102985848 B CN102985848 B CN 102985848B
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Abstract

在不用招致面板尺寸的大型化或厚度的大幅度的增大的前提下实现与将放射线作为图像进行检测的功能另行地设有检测放射线的功能的放射线检测面板。在设有吸收放射线而发光的闪烁体(71)以及放射线检测器(60)的放射线检测面板上，使绝缘性基板(64)具有光透过性，且夹着放射线检测器(60)地在闪烁体(71)的相反侧(放射线的到来方向上游侧)，设有由有机光电变换材料构成、且将从闪烁体(71)发出的光变换成电信号进行输出的放射线检测部(62)，其中，放射线检测器(60)将具备把从闪烁体(71)发出的光变换成电荷的光电变换部(72)、蓄积电荷的蓄电容(68)以及在电荷读出时被导通的TFT(70)在内的像素部(74)阵列状地配置于绝缘性基板(64)上而成。

Description

放射线检测面板
技术领域
本发明涉及放射线检测面板，特别涉及具备对透过了被摄体的放射线进行吸收而发光的发光部以及将从该发光部发出的光作为图像进行检测的检测部的放射线检测面板。
背景技术
近年，在TFT(ThinFilmTransistor；薄膜晶体管)有源矩阵基板上配置放射线感应层来对所照射的X射线或γ射线、α射线等的放射线进行检测、且直接变换成表征照射放射线量的分布的放射线图像的数据来进行输出的FPD(FlatPanelDetector；平板探测器)正在实用化，对该FPD等的面板型的放射线检测器、以及包含图像存储器在内的电子电路及电源部进行内置、且将从放射线检测器输出的放射线图像数据存储至图像存储器的可移动型的放射线检测面板(以下，也称为电子盒)也正在实用化。此外，作为上述的放射线感应层，例如将所照射的放射线以CsI：Tl、GOS(Gd2O2S：Tb)等的闪烁体(荧光体层)先变换成光、然后将从闪烁体发出的光通过由PD(Photodiode；光电二极管)等构成的光检测部再变换成电荷进行蓄积的构成(间接变换方式)是公知的。放射线检测面板在可移动性上优越，因此不仅能保持载置于担架或床上地对被拍摄者进行拍摄，而且通过对放射线检测面板的位置进行变更还能使拍摄部位的调整变得容易，故而即使在拍摄不能动的被拍摄者的情况下也能够灵活地应对。
但在间接变换方式的放射线检测面板中，为了维持所拍摄的图像的画质，需要对拍摄开始定时(放射线到放射线检测面板的照射被开始的定时)进行探测，并将PD等的光电变换元件的暗电流(例如通过对陷入非晶硅的杂质水平后的电荷进行再放出等而生成的电流)随时间经过所蓄积的不需要的电荷在拍摄开始时复位后，开始图像的拍摄(电荷的蓄积)。关于放射线检测面板所执行的拍摄开始定时(或拍摄结束定时)的探测，一般是按照从放射线源向放射线检测面板通知拍摄开始定时(或拍摄结束定时)的方式，以信号线来连接放射线源与放射线检测面板，但以信号线来连接放射线检测面板和放射线源的构成会招致放射线检测面板的易处理性的恶化，因此期望在放射线检测面板上搭载由放射线检测面板自身检测放射线到放射线检测面板的照射的功能。
与上述关联，在日本特开2002-181942号公报(以下，称为专利文献1)中，公开了一种技术，在设有包括将从放射线源出射的放射线变换成电信号的变换部、对变换后的电信号进行蓄积的蓄积部、对所蓄积的电信号进行读出的读出部在内的固体摄像装置的放射线摄像装置中，通过设置对放射线源的放射线的出射的开始以及结束进行检测的放射线检测元件、以及对根据放射线检测元件的检测结果来驱动蓄积部或读出部的驱动电路进行控制的控制部，来实现放射线源与放射线摄像装置之间的布线的省略。
另外，在日本特开2009-32854号公报(以下，称为专利文献2)中，公开了在将通过对透过了被摄体的放射线进行吸收而发光的荧光体膜、上部电极、下部电极、具备配置于上下的电极间的光电变换部以及电场效应型薄膜晶体管的光电变换膜、以及对与由光电变换部产生的电荷相应的信号进行输出的信号输出部依次层叠于基板而得到的构成的放射线摄像元件中，以对荧光体膜所发出的光进行吸收的有机光电变换材料来构成光电变换部。
发明要解决的课题
如前所述，在想要在放射线检测面板中搭载对放射线到放射线检测面板的照射被开始的定时(或照射被结束的定时)进行探测的功能的情况下，需要与用于将照射至放射线检测面板的放射线作为图像进行检测的构成分体地，例如像专利文献1中所公开的放射线检测元件那样，新设置对照射至放射线检测面板的放射线进行检测的放射线检测部。另外，在以对放射线检测面板限制放射线到被摄体的累加照射量等为目的，存在想要搭载对照射至放射线检测面板的放射线照射量(或其累加值)进行检测的功能的需求、且想要满足这样的需求的情况下，需要在放射线检测面板上新设置上述的放射线检测部。
然而，在专利文献1记载的技术中，是将放射线检测元件设于荧光体以及检测体的侧方(沿放射线照射面的一端部)，因此存在沿放射线照射面的放射线检测面板的尺寸大型化从而放射线检测面板的易处理性恶化的问题。另外，专利文献1记载的技术在放射线检测元件的配置上容易产生入射至放射线检测元件的放射线被障碍物阻断从而不能检测放射线的情形，另外，还有难以检测透过了被摄体的放射线量这样的缺点。
另外，还考虑取代上述构成而采用将新的放射线检测部沿着放射线到来的方向与吸收放射线而发光的发光部、将从该发光部发出的光作为图像进行检测的检测部一并地沿着放射线到来的方向进行层叠而得到的构成，但在此情况下，放射线检测面板的厚度会大幅地增大，因此产生放射线检测面板的易处理性恶化这样的问题。
发明内容
本发明鉴于上述事实而提出，其目的在于，得到在不招致面板尺寸的大型化或厚度的大幅度的增大的前提下实现了与将所照射的放射线作为图像进行检测的功能另行地设有对所照射的放射线进行检测的功能的构成的放射线检测面板。
用于解决课题的手段
为了达成上述目的，本发明的第1形态所涉及的放射线检测面板构成为：将对透过了被摄体的放射线进行吸收而发光的发光部、把从所述发光部发出的光作为图像进行检测的第1检测部、以及由有机光电变换材料构成且对从所述发光部发出的光进行检测的第2检测部沿着放射线的到来方向进行层叠。
在本发明的第1形态下，除了对透过了被摄体的放射线进行吸收而发光的发光部、把从发光部发出的光作为图像进行检测的第1检测部之外，还设有对由有机光电变换材料构成且对从发光部发出的光进行检测的第2检测部，通过第1检测部，实现将所照射的放射线作为图像进行检测的功能，通过第2检测部，实现对所照射的放射线进行检测的功能。
另外，本发明的第1形态所涉及的放射线检测面板由于构成为将发光部、第1检测部以及第2检测部沿着放射线的到来方向进行层叠，因此能防止因设置第2检测部而使得沿与放射线的到来方向大致正交的方向的面板尺寸大型化。另外，由有机光电变换材料构成的第2检测部能通过使用喷墨头等的液滴喷头使有机光电变换材料附着于支撑基板上来制造，因此较之于使用在制造之际需要蒸镀等的材料(例如硅等)来构成第2检测部的情况，能形成于强度以及耐热温度低的支撑体上，能使支撑体的厚度薄。由此，能与是否为发光部、第1检测部以及第2检测部沿着放射线的到来方向进行层叠的构成无关地抑制厚度的增大。
由此，根据本发明的第1形态，能在不招致面板尺寸的大型化或厚度的大幅度的增大的前提下实现与将所照射的放射线作为图像进行检测的功能另行地设有对所照射的放射线进行检测的功能的构成。
本发明的第2形态是在本发明的第1形态的基础上，第1检测部以及第2检测部被设置在同一支撑体上。由此，较之于与第1检测部以及第2检测部对应地各自设置支撑体的情况，能削减支撑体的数目，因此能使面板的厚度更薄。
另外，本发明的第3形态是在本发明的第1形态或本发明的第2形态的基础上，发光部仅设有1个，存在于单一的发光部与第1检测部之间的构件、以及存在于单一的发光部与第2检测部之间的构件各自具有使所照射的光的至少一部分透过的光透过性，第1检测部以及第2检测部各自对从单一的发光部发出的光进行检测。由此，从发光部发出的光由第1检测部以及第2检测部各自进行检测，针对第1检测部以及第2检测部来对发光部进行了公共化，因此无需为了设置第2检测部而设置多个发光部，从而能进一步抑制厚度。
另外，本发明的第4形态是在本发明的第1形态～本发明的第3形态当中的任一形态的基础上，例如第1检测部形成于板状且具有光透过性的支撑体上，且按照如下方式进行配置：分别在板状的支撑体的一面层叠发光部，在另一面层叠第2检测部，并且放射线从第2检测部侧到来。在上述构成中，通过使第1检测部、第2检测部以及发光部由板状的单一的支撑体进行支撑，从而较之于第1检测部、第2检测部以及发光部的至少一者由与其他不同的支撑体支撑的情况下能使面板的厚度更薄。另外，通过在发光部的放射线入射侧配置第1检测部以及第2检测部，还能使第1检测部以及第2检测部所执行的光的检测效率得以提高。
另外，本发明的第5形态是在本发明的第1形态～本发明的第4形态当中的任一形态的基础上，至少设置了第2检测部的支撑体被设为了合成树脂制的基板。合成树脂制的基板与玻璃制的基板等相比更容易使耐热温度低的厚度薄，通过使用合成树脂制的基板来作为设置了第2检测部的支撑体，能使面板的厚度更薄。此外，合成树脂制的基板以制造之际不需要蒸镀等的材料来各自构成本发明的第4形态下的第1检测部以及发光部(例如以有机光电变换材料来构成第1检测部，以GOS(Gd2O2S：Tb)来构成发光部等)，还能用作本发明的第4形态下的支撑体。
另外，本发明的第6形态是在本发明的第1形态～本发明的第5形态当中的任一形态的基础上，第1检测部具备二维排列的多个光电变换元件，第2检测部被配置于发光部与第1检测部之间，且被设置在对从发光部发出且入射至多个光电变换元件当中的任一个的光不进行阻断的范围内。由此，能防止入射至第1检测部的光电变换元件的光被配置于发光部与第1检测部之间的第2检测部阻断，即使是在发光部与第1检测部之间配置有第2检测部的构成，第1检测部也能将从发光部发出的光作为图像来精度良好地进行检测。
另外，本发明的第7形态是在本发明的第1形态～本发明的第6形态当中的任一形态的基础上，还具备：第1控制部，其基于由第2检测部得到的光的检测结果，进行用于使第1检测部所执行的光的检测定时与放射线到放射线检测面板的照射定时同步的第1控制。由此，针对放射线到放射线检测面板的的照射定时，无需来自外部的通知，而能以放射线检测面板来单独实现用于使第1检测部所执行的光的检测定时与放射线到放射线检测面板的的照射定时同步的控制。
另外，本发明的第8形态是在本发明的第7形态的基础上，第1检测部具备：光电变换部，其将从发光部发出的光变换成电信号；以及电荷蓄积部，其将从光电变换部输出的电信号作为电荷进行蓄积，第1控制部进行如下控制来作为第1控制：至少在从发光部发出的光由第2检测部检测出的情况下，从此前已从光电变换部输出的电信号未被作为电荷而蓄积在电荷蓄积部中的状态起，使第1检测部所执行的电荷到电荷蓄积部的蓄积开始。
另外，本发明的第9形态是在本发明的第8形态的基础上，第1控制部还进行如下控制来作为第1控制：在从发光部发出的光未被第2检测部检测出的情况下，使第1检测部的电荷蓄积部中所蓄积的电荷的读出开始。
另外，本发明的第10形态是在本发明的第1形态～本发明的第7形态当中的任一形态的基础上，还具备：第2控制部，其进行基于由第2检测部得到的光的检测结果，在放射线到放射线检测面板的累加照射量达到给定值时使来自放射线源的放射线的射出结束的第2控制。由此，能在无需另行设置对放射线到放射线检测面板的累加照射量进行检测的检测部的前提下，实现用于在放射线到放射线检测面板的累加照射量达到给定值时使来自放射线源的放射线的射出结束的控制。
另外，本发明的第11形态是在本发明的第10形态的基础上，第2控制部进行如下控制来作为第2控制：基于由第2检测部得到的光的检测结果，对放射线到放射线检测面板的累加照射量进行运算，并反复判定累加照射量的运算结果是否已达到给定值，在判定为累加照射量的运算结果已达到给定值的情况下，输出对放射线的累加照射量已达到给定值的情形进行通知的信号。
另外，本发明的第12形态是在本发明的第11形态的基础上，第2控制部对于对来自放射线源的放射线的射出进行控制的控制装置输出用于指示来自放射线源的放射线的射出结束的指示信号，来作为对放射线的累加照射量已达到给定值的情形进行通知的信号。
发明效果
如以上说明，本发明中，将对透过了被摄体的放射线进行吸收而发光的发光部、把从发光部发出的光作为图像进行检测的第1检测部、以及由有机光电变换材料构成且对从发光部发出的光进行检测的第2检测部沿着放射线的到来方向进行了层叠，因此能在不招致面板尺寸的大型化或厚度的大幅度的增大的前提下实现与将所照射的放射线作为图像进行检测的功能另行地设有对所照射的放射线进行检测的功能的构成这样优良的效果。
附图说明
图1是表示实施方式中说明的放射线信息系统的构成的框图。
图2是表示放射线图像拍摄系统的放射线拍摄室中的各装置的配置状态的一例的侧视图。
图3是将电子盒一部分破断来表示的立体图。
图4是示意地表示放射线检测器的构成的断面图。
图5是表示放射线检测器的薄膜晶体管以及电容器的构成的断面图。
图6是表示TFT基板的构成的俯视图。
图7是表示电子盒的电气系统的要部构成的框图。
图8是表示控制台以及放射线产生装置的电气系统的要部构成的框图。
图9是表示拍摄控制处理的内容的流程图。
图10A是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图10B是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图10C是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图10D是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图10E是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图11是概念性地表示在闪烁体与放射线检测器之间配置有放射线检测部的情况下的、放射线检测器的光接收区域以及放射线检测部的光接收区域的一例的立体图。
图12A是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图12B是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图12C是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图12D是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图12E是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图13A是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图13B是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图13C是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图13D是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图13E是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图14A是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图14B是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图14C是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图14D是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
图14E是表示电子盒的概略构成的变形的概略图。
具体实施方式
以下，参照附图来详细说明本发明的实施方式的一例。在图1中，示出了本实施方式所涉及的放射线信息系统10(以下，称为“RIS10”(RIS：(RadiologyInformationSystem；放射信息系统))。RIS10是用于进行医院内的放射线科部门的诊疗预约或诊断记录等的信息管理的系统，构成为：多台终端装置12、RIS服务器14、医院内的各个放射线拍摄室(或者手术室)中所设置的放射线图像拍摄系统18(的控制台42)被分别连接至由有线或无线的LAN(LocalAreaNetwork；局域网)组成的医院内网络16。此外，RIS10构成了设置于相同的医院内的医院信息系统(HIS：HospitalInformationSystem；医院信息系统)的一部分，与医院内网络16还连接有对HIS整体进行管理的HIS服务器(省略图示)。
各个终端装置12由个人计算机(PC)等构成，并由医师或放射线技师进行操作。医师或放射线技师经由终端装置12来进行诊断信息或设施预约的输入/阅览，放射线图像的拍摄委托(拍摄预约)也经由终端装置12而被输入。另外，RIS服务器14是包含对RIS数据库(DB)进行存储的存储部14A而构成的计算机，在RIS数据库中登记有：患者的属性信息(例如患者的姓名、性别、出生年月日、年龄、血型、患者ID等)、病历、就诊历、放射线图像拍摄的履历、过去拍摄得到的放射线图像的数据等的与患者相关的其他的信息、与各个放射线图像拍摄系统18的电子盒32(后述)相关的信息(例如识别编号、型号、尺寸、灵敏度、可使用的拍摄部位(可对应的拍摄委托的内容)、使用开始年月日、使用次数等)。RIS服务器14基于RIS数据库中所登记的信息，进行对RIS10整体进行管理的处理(例如受理来自各终端装置12的拍摄委托、对各个放射线图像拍摄系统18中的放射线图像的拍摄日程进行管理的处理)。
各个放射线图像拍摄系统18是遵照医师或放射线技师的操作来进行被RIS服务器14指示了的放射线图像的拍摄的系统，各自具备：使对患者(被摄体)照射的放射线产生的放射线产生装置34、内置有对透过了患者的放射线进行检测并变换/输出成放射线图像数据的放射线检测器的电子盒32、对内置于电子盒32的蓄电池96A(参照图3)进行充电的充电座40、以及对上述各设备的动作进行控制的控制台42。此外，电子盒32是本发明所涉及的放射线检测面板的一例。
如图2所示，在对放射线产生装置34的放射线源130(细节将后述)进行配置的放射线拍摄室44中，设置有：在进行站姿下的放射线拍摄时所使用的站姿台45、以及在进行臥姿下的放射线拍摄时所使用的臥姿台46，站姿台45的前方空间被设为在进行站姿下的放射线拍摄时的被拍摄者的拍摄位置48，臥姿台46的上方空间被设为在进行卧姿下的放射线拍摄时的被拍摄者的拍摄位置50。在站姿台45设有保持电子盒32的保持部150，在进行站姿下的放射线图像的拍摄时，电子盒32保持于保持部150。另外，在进行卧姿下的放射线图像的拍摄时，在臥姿台46的顶板152上载置电子盒32。
另外，在放射线拍摄室44中，为了能通过来自单一的放射线源130的放射线既进行站姿下的放射线拍摄又进行卧姿下的放射线拍摄，设有使放射线源130绕水平转轴(图2的箭头A方向)可转动、沿铅直方向(图2的箭头B方向)可移动、且沿水平方向(图2的箭头C方向)可移动地支撑的支撑移动机构52。支撑移动机构52各自具备：使放射线源130绕水平转轴转动的驱动源、使放射线源130沿铅直方向移动的驱动源、以及使放射线源130沿水平方向移动的驱动源(均省略图示)，若由拍摄条件信息指定的拍摄时姿势为站姿，则使放射线源130向站姿拍摄用的位置54(已射出的放射线从侧方被照射至位于拍摄位置48的患者的位置)移动，若由拍摄条件信息指定的拍摄时姿势为卧姿，则使放射线源130向臥姿拍摄用的位置56(已射出的放射线从上方被照射至位于拍摄位置50的患者的位置)移动。
另外，在充电座40形成有能收纳电子盒32的收纳部40A。电子盒32在未使用时收纳于充电座40的收纳部40A，在该状态下由充电座40进行对内置蓄电池的充电。另外，在放射线图像的拍摄时由放射线技师等从充电座40取出，若拍摄姿势为站姿，则被保持于站姿台45的保持部150，若拍摄姿势为卧姿，则被载置于臥姿台46的顶板152上。此外，电子盒32不限于在拍摄时配置于上述2种类的位置当中的任一者，电子盒32由于具有可移动性，因此能在拍摄时自由地配置于放射线拍摄室44内的任意的位置，这是不言自明的。
接着，说明电子盒32。如图3所示，电子盒32由使放射线X透过的材料构成，具备形成有以矩形状被照射放射线X的照射面56的长方体状的筐体54。电子盒32有时在手术室等中被使用时会附着血液或其他的杂菌。故而，电子盒32由筐体54进行密封，被设为了还确保防水性的构造，并根据需要进行杀菌清洁，从而能对同一电子盒32进行反复使用。
在电子盒32的筐体54内，沿着透过了被拍摄者的放射线X的到来方向，从筐体54的放射线X的照射面56侧起依次地，层叠配置有：作为本发明的第2检测部的一例的放射线检测部62、作为本发明的第1检测部的一例的放射线检测器60、以及作为本发明的发光部的一例的闪烁体71。另外，在筐体54的内部，在沿照射面56的长边方向的一端侧配置有：包含微型计算机的各种电子电路、或对可充电且可装卸的蓄电池96A进行收纳的壳体31。放射线检测器60或上述的各种电子电路通过从收纳于壳体31内的蓄电池96A供应的电力来工作。为了使收纳于壳体31内的各种电子电路避免放射线X的照射而损伤，在筐体54内的壳体31的照射面56侧配设有由铅板等构成的放射线遮挡构件。
另外，在筐体54的照射面56，设有由多个LED构成且用于对电子盒32的动作模式(例如“准备状态”或“数据发送中”等)或蓄电池96A的剩余容量的状态等动作状态进行显示的显示部56A。此外，显示部56A既可以由LED以外的发光元件来构成，也可以由液晶显示器或有机EL显示器等的显示部来构成。另外，显示部56A可以设置于照射面56以外的部位。
如图4所示，放射线检测器60由TFT有源矩阵基板(以下，称为“TFT基板”)构成，该TFT有源矩阵基板如图6所示，是在为平板状且俯视下的外形形状被设为了矩形状的绝缘性基板64上将由光电二极管(PD：PhotoDiode)等构成的光电变换部72、以及具备薄膜晶体管(TFT：ThinFilmTransistor)70及蓄电容68的像素部74阵列状地形成多个而成。
光电变换部72构成为：在上部电极72A与下部电极72B之间配置有对从闪烁体71发出的光进行吸收、并产生与吸收的光相应的电荷的光电变换膜72C。
此外，上部电极72A需要使从闪烁体71发出的光入射至光电变换膜72C，因此优选至少由对于闪烁体71的发光波长的光的光透过率高的导电性材料来构成，具体而言，优选使用对可见光的透过率高、且电阻值小的透明导电性氧化物(TCO；TransparentConductingOxide；透明导电氧化物)。此外，尽管能使用Au等的金属薄膜来作为上部电极72A，但若想得到90％以上的光透过率则电阻值变得容易增大，因此优选TCO。例如，优选使用ITO、IZO、AZO、FTO、SnO2、TiO2、ZnO2等，从工艺简易性、低电阻性、透明性的观点出发最优选ITO。此外，上部电极72A既可以作为对全体像素部而言公共的一片构成，也可以按每个像素部进行分割。
构成光电变换膜72C的材料可以是吸收光来产生电荷的材料，例如能使用非晶硅或有机光电变换材料等。在将光电变换膜72C由非晶硅构成的情况下，能构成为在宽的波长域吸收从闪烁体71发出的光。但在由非晶硅构成的光电变换膜72C的形成中需要进行蒸镀、且绝缘性基板64是合成树脂制的情况下，存在绝缘性基板64的耐热性不足的可能性。
另一方面，在光电变换膜72C是由包含有机光电变换材料的材料构成的情况下，主要得到在可见光域呈现高的吸波的吸收频谱，光电变换膜72C对从闪烁体71发出的光以外的电磁波的吸收几乎没有，因此能抑制X射线或γ射线等的放射线因被光电变换膜72C吸收而产生的噪声。另外，由有机光电变换材料构成的光电变换膜72C能通过使用喷墨头等的液滴喷头来使有机光电变换材料附着于被形成体上而形成，对被形成体不要求耐热性。故而，在本实施方式中，由有机光电变换材料来构成了光电变换部72的光电变换膜72C。
在将光电变换膜72C由有机光电变换材料构成的情况下，光电变换膜72C中几乎不吸收放射线，因此在按照使放射线透过的方式配置放射线检测器60的表面读取方式(ISS)下，能抑制因透过放射线检测器60所带来的放射线的衰减，能抑制对放射线的灵敏度的下降。由此，由有机光电变换材料来构成光电变换膜72C特别适合于表面读取方式(ISS)。
构成光电变换膜72C的有机光电变换材料为了效率最好地吸收从闪烁体71发出的光，优选使其吸收峰值波长尽量接近闪烁体71的发光峰值波长。有机光电变换材料的吸收峰值波长与闪烁体71的发光峰值波长一致是理想状况，但如果双方的差较小，则能充分吸收从闪烁体71发出的光。具体而言，优选使有机光电变换材料的吸收峰值波长、与针对闪烁体71的放射线的发光峰值波长之差为10nm以内，更优选为5nm以内。
作为能满足这样的条件的有机光电变换材料，例如可列举喹吖啶酮系有机化合物以及酞菁系有机化合物。例如喹吖啶酮的可见域下的吸收峰值波长为560nm，因此在使用喹吖啶酮来作为有机光电变换材料、使用CsI：Tl(添加了铊的碘化铯)来作为闪烁体71的材料的情况下，能使上述峰值波长之差为5nm以内，能使在光电变换膜72C产生的电荷量几乎最大。关于能应用于光电变换膜72C的有机光电变换材料，在日本特开2009-32854号公报中进行了详细记载，故省略说明。
针对能应用于放射线检测器60的光电变换膜72C来具体说明。放射线检测器60中的电磁波吸收/光电变换部位是包括电极72A、72B、以及该电极72A、72B所夹持的光电变换膜72C在内的有机层。该有机层，更具体而言，能通过对吸收电磁波的部位、光电变换部位、电子输送部位、空穴输送部位、电子阻挡部位、空穴阻挡部位、结晶化防止部位、电极、以及层间接触改良部位等进行层叠或者混合来形成。
上述有机层优选含有有机p型化合物或有机n型化合物。有机p型半导体(化合物)主要是以空穴输送性有机化合物为代表的施主性有机半导体(化合物)，是具有易于供给电子的性质的有机化合物。更具体而言，是在使2个有机材料接触而进行使用时电离势小的那个有机化合物。由此，作为施主性有机化合物，只要是具有电子供给性的有机化合物，就能使用任意的有机化合物。有机n型半导体(化合物)主要是以电子输送性有机化合物为代表的受主性有机半导体(化合物)，是具有容易接受电子的性质的有机化合物。更具体而言，是在使2个有机化合物接触而进行使用时电子亲和力大的那个有机化合物。由此，受主性有机化合物只要是具有电子接受性的有机化合物，就能使用任意的有机化合物。
关于能应用为有机p型半导体以及有机n型半导体的材料、或光电变换膜72C的构成，在日本特开2009-32854号公报中进行了详细说明，故省略说明。此外，光电变换膜72C还可以含有富勒烯或碳纳米管。
另外，光电变换部72至少含有电极对72A、72B和光电变换膜72C即可，但为了抑制暗电流的增加，优选设置电子阻挡膜以及空穴阻挡膜当中的至少任一者，更优选设置两者。
电子阻挡膜能设置于下部电极72B与光电变换膜72C之间，在下部电极72B与上部电极72A之间施加了偏置电压时，能抑制电子从下部电极72B被注入至光电变换膜72C从而暗电流增加的情形。对于电子阻挡膜能使用电子供给性有机材料。实际用于电子阻挡膜的材料根据相邻的电极的材料以及相邻的光电变换膜72C的材料等来进行选择即可，优选地，电子亲和力(Ea)比相邻的电极的材料的工作函数(Wf)大1.3eV以上，且具有与相邻的光电变换膜72C的材料的电离势(Ip)同等的Ip、或者比其小的Ip。关于能应用为电子供给性有机材料的材料，在日本特开2009-32854号公报中进行了详细的说明，故省略说明。
电子阻挡膜的厚度为了使暗电流抑制效果可靠地发挥且防止光电变换部72的光电变换效率的下降，优选为10nm以上200nm以下，更优选为30nm以上150nm以下，特别优选为50nm以上100nm以下。
空穴阻挡膜能设于光电变换膜72C与上部电极72A之间，能抑制在下部电极72B与上部电极72A之间施加了偏置电压时空穴从上部电极72A被注入至光电变换膜72C从而暗电流增加的情形。对于空穴阻挡膜能使用电子接受性有机材料。实际用于空穴阻挡膜的材料根据相邻的电极的材料以及相邻的光电变换膜72C的材料等来进行选择即可，优选地，电离势(Ip)比相邻的电极的材料的工作函数(Wf)大1.3eV以上，且具有与相邻的光电变换膜72C的材料的电子亲和力(Ea)同等的Ea或者比其大的Ea。关于能应用为该电子接受性有机材料的材料，在日本特开2009-32854号公报中进行了详细的说明，故省略说明。
空穴阻挡膜的厚度为了使暗电流抑制效果可靠地发挥且防止光电变换部308的光电变换效率的下降，优选为10nm以上200nm以下，更优选为30nm以上150nm以下，特别优选为50nm以上100nm以下。
此外，在按照在光电变换膜72C产生的电荷当中空穴向上部电极72A移动、电子向下部电极72B移动的方式设定偏置电压的情况下，使电子阻挡膜与空穴阻挡膜的位置相反即可。另外，不是必须要设电子阻挡膜和空穴阻挡膜这两者，只要设置任一者，就能得到一定程度的暗电流抑制效果。
如图5所示，在绝缘性基板64上，与光电变换部72的下部电极72B对应地，形成有：对移动至下部电极72B的电荷进行蓄积的蓄电容68、以及将蓄电容68中所蓄积的电荷作为电信号进行输出的TFT70。形成有蓄电容68以及TFT70的区域俯视下与下部电极72B有一部分重合。由此，各像素部中的蓄电容68及TFT70与光电变换部72在厚度方向上具有重合，能以小的面积来配置蓄电容68及TFT70与光电变换部72。蓄电容68经由贯通设于绝缘性基板64与下部电极72B之间的绝缘膜65A而形成的导电性材料的布线来与对应的下部电极72B电连接。由此，由下部电极72B捕获的电荷移动至蓄电容68。
TFT70是对栅极电极70A、栅极绝缘膜65B以及活性层(沟道层)70B进行层叠、进而在活性层70B上将源极电极70C与漏极电极70D隔开给定的间隔而形成的。活性层70B例如能通过非晶硅或非晶质氧化物、有机半导体材料、碳纳米管等当中的任一者来形成，但能形成活性层70B的材料不限于这些。
作为能形成活性层70B的非晶质氧化物，例如优选包含In、Ga以及Zn当中的至少一者在内的氧化物(例如In-O系)，更优选包含In、Ga以及Zn当中的至少两者在内的氧化物(例如In-Zn-O系、In-Ga-O系、Ga-Zn-O系)，特别优选包含In、Ga以及Zn在内的氧化物。作为In-Ga-Zn-O系非晶质氧化物，优选结晶状态下的组成以InGaO3(ZnO)m(m为小于6的自然数)来表征的非晶质氧化物，特别地，更优选InGaZnO4。此外，能形成活性层70B的非晶质氧化物不限于这些。
另外，作为能形成活性层70B的有机半导体材料，例如可列举酞菁化合物、或并五苯、钒酞菁等，但不限于这些。此外，关于酞菁化合物的构成，在日本特开2009-212389号公报中进行了详细的说明，故省略说明。
若将TFT70的活性层70B通过非晶质氧化物或有机半导体材料、碳纳米管等当中的任一者来形成，则不吸收X射线等的放射线，或者即使吸收也只有极微量的残留，因此能有效抑制噪声对图像信号的叠加。
另外，在将活性层70B由碳纳米管形成的情况下，能使TFT70的开关速度高速化，另外，能使TFT70中的可见光域的光的吸收程度下降。此外，在将活性层70B由碳纳米管形成的情况下，活性层70B仅混入极其微量的金属性杂质就会使TFT70的性能显著下降，因此需要通过离心分离等来分离/提取纯度非常高的碳纳米管用于活性层70B的形成。
此外，由有机光电变换材料形成的膜以及由有机半导体材料形成的膜均具有充分的可挠性，因此若是对由有机光电变换材料形成的光电变换膜72C、以及将活性层70B由有机半导体材料形成的TFT70进行了组合的构成，则存在患者(被摄体)的身体的重量作为负荷而加入的情形的放射线检测器60的高刚性化将不需要。故而，优选在放射线检测器60中将TFT70的活性层由有机半导体材料形成。
另外，绝缘性基板64只要具有光透过性且放射线的吸收少即可。在此，构成TFT70的活性层70B的非晶质氧化物等、或构成光电变换部72的光电变换膜72C的有机光电变换材料均能进行低温下的成膜。由此，作为绝缘性基板64，不限于半导体基板、石英基板、以及玻璃基板等的耐热性高的基板，还能使用合成树脂制的可挠性基板、芳纶、生物纳米纤维。具体而言，能使用：聚对笨二甲酸乙二醇酯、聚对苯二甲酸丁二醇酯、聚萘二甲酸乙二醇等的聚酯纤维、聚苯乙烯、聚碳酸酯、聚醚砜、聚芳酯、聚酰亚胺、聚环烯、降冰片烯树脂、聚(三氟氯乙烯)等的可挠性基板。若使用这样的合成树脂制的可挠性基板，则还能谋求轻量化，例如对于运输等有利。此外，可以在绝缘性基板64设置：用于确保绝缘性的绝缘层、用于防止水分或氧的透过的气体阻隔层、以及用于提高平坦性或者与电极等的紧贴性的底涂层等。
此外，芳纶能应用200度以上的高温工艺，因此能使透明电极材料高温硬化从而低电阻化，另外，还能对应包含焊料的回流工序在内的驱动IC的自动安装。另外，芳纶与ITO(indiumtinoxide；氧化铟锡)或玻璃基板在热膨胀系数上接近，因此制造后的翘曲少，不易破碎。另外，芳纶较之于玻璃基板等能使基板更加薄型化。此外，还可以对超薄型玻璃基板与芳纶进行层叠来形成绝缘性基板64。
另外，生物纳米纤维是对细菌(乙酸菌；AcetobacterXylinum)所产出的纤维素微纤丝束(细菌纤维素)以及透明树脂进行复合而得到的。纤维素微纤丝束宽50nm，为相对于可见光波长的1/10的尺寸，且高强度、高弹性、低热膨。通过使丙烯酸树脂、环氧树脂等的透明树脂含浸/硬化在细菌纤维素中，来得到使含有纤维60-70％的同时以波长500nm呈约90％的光透过率的生物纳米纤维。生物纳米纤维具有与硅结晶匹敌的低热膨胀系数(3-7ppm)，且处于钢铁般的强度(460MPa)、高弹性(30GPa)，且可挠，因此较之于玻璃基板等能使绝缘性基板64更加薄型化。
在使用了玻璃基板来作为绝缘性基板64的情况下，作为放射线检测器(TFT基板)60整体的厚度例如为0.7mm左右，但在本实施方式中还考虑电子盒32的薄型化，而使用由具有光透过性的合成树脂构成的薄型的基板来作为绝缘性基板64。由此，不仅能使作为放射线检测器(TFT基板)60整体的厚度例如薄型化为0.1mm左右，还能使放射线检测器(TFT基板)60具有可挠性。另外，通过使放射线检测器(TFT基板)60具有可挠性，从而放射线检测器60(TFT基板)的耐冲击性得以提高，即使在对电子盒32的筐体30施加了冲击的情况下放射线检测器(TFT基板)60也变得难以破损。另外，塑料树脂或、芳纶、生物纳米纤维等的放射线的吸收均少，因此在将绝缘性基板64由这些材料形成的情况下，基于绝缘性基板64的放射线的吸收量也变少，从而即使是通过表面读取方式(ISS)来使放射线透过光检测部306的构成，也能抑制针对放射线的灵敏度的下降。
此外，不是必须使用合成树脂制的基板来作为电子盒32的绝缘性基板64，还可以使用电子盒32的厚度增大但由玻璃基板等其他的材料构成的基板来作为绝缘性基板64。
另外，如图6所示，在放射线检测器(TFT基板)60，设有：沿一定方向(行方向)进行延伸设置且用于使各个TFT70导通截止的多条栅极布线76、以及沿与所述一定方向交叉的方向(列方向)延伸设置且用于经由导通状态的TFT70来将蓄电容68(以及光电变换部72的上部电极72A与下部电极72B之间)中所蓄积的电荷进行读出的多条数据布线78。另外，如图4所示，在放射线检测器(TFT基板)60中与放射线的到来方向为相反侧的端部，形成有用于使TFT基板上平坦的平坦化层67。
另外，如图4所示，在本实施方式中，夹着放射线检测器60在放射线的到来方向的相反侧，配置有对所入射的放射线进行吸收而发光的闪烁体71，且放射线检测器60(的平坦化层67)与闪烁体71通过粘接层69进行粘接。闪烁体71的发光波长域优选为可见光域(波长360nm～830nm)，但为了能由放射线检测器60进行单色的放射线图像的拍摄，更优选包含绿色的波长域。一般而言，作为应用于闪烁体的荧光体，例如能使用CsI(Tl)(添加了铊的碘化铯)、或CsI(Na)(钠激活碘化铯)、GOS(Gd2O2S：Tb)等的材料，但不限于这些材料。
在使用X射线作为放射线来进行拍摄的情况下，优选包含碘化铯(CsI)，但特别优选使用X射线照射时的发光频谱位于420nm～700nm的CsI(Tl)。此外，CsI(Tl)的可见光域下的发光峰值波长为565nm。然而，相对于在由CsI构成的闪烁体71的形成时也需要进行蒸镀的情形，在本实施方式中，如前所述，使用了耐热性低的合成树脂制的基板来作为绝缘性基板64。故而，在本实施方式中，作为闪烁体71，使用了在闪烁体的形成时不需要蒸镀等的GOS。此外，闪烁体71的厚度例如为0.3mm左右。
另外，在本实施方式中，夹着放射线检测器60在处于闪烁体71的相反侧(放射线的到来方向上游侧)设有放射线检测部62。放射线检测部62构成为：在放射线检测器60的绝缘性基板64中与形成有像素部74的一侧为相反侧的面上，依次形成对后述的布线160(参照图7)进行了图案成形的布线层142、绝缘层144，并在其上层(图4中的下方侧)形成有多个对从闪烁体71发出且透过了放射线检测器60的光进行检测的传感器部146，进而在该传感器部146的上层形成保护层148。此外，放射线检测部62的厚度例如为0.05mm左右。
传感器部146构成为：具备上部电极147A以及下部电极147B，且在上部电极147A与下部电极147B之间配置用于吸收来自闪烁体71的光从而产生电荷的光电变换膜147C。尽管还能应用使用了非晶硅的PIN型、MIS型光电二极管来作为传感器部146(光电变换膜147C)，但在本实施方式中，与光电变换部72的光电变换膜72C同样地，将光电变换膜147C由有机光电变换材料来构成。由此，能通过使用喷墨头等的液滴喷头来使有机光电变换材料附着于被形成体上从而使光电变换膜147C形成，且还能使用具有光透过性的合成树脂制且薄型的基板来作为绝缘性基板64。
此外，放射线检测部62用于进行放射线对电子盒32的照射定时的检测、以及放射线对电子盒32的累加照射量的检测，放射线图像的检测(拍摄)由放射线检测器60进行，因此放射线检测部62的传感器部146的配置间距被设为比放射线检测器60的像素部74大(配置密度低)，单一的传感器部146的光接收区域被设为了放射线检测器60的像素部74的数个～数百个量的尺寸。
如图7所示，放射线检测器60的各个栅极布线76与栅极线驱动器80连接，各个数据布线78与信号处理部82连接。当透过了被摄体的放射线(承载了被摄体的图像信息的放射线)被照射至电子盒32时，从闪烁体71中与照射面56上的各位置对应的部分起，发出与所述各位置上的放射线的照射量相应的光量的光，在各个像素部74的光电变换部72中，产生与从闪烁体71中的对应的部分发出的光的光量相应的大小的电荷，且该电荷被蓄积至各个像素部74的蓄电容68(以及光电变换部72的上部电极72A与下部电极72B之间)。
如上所述，当在各个像素部74的蓄电容68中蓄积电荷时，各个像素部74的TFT70通过从栅极线驱动器80经由栅极布线76而供应的信号来以行单位被依次导通，TFT70被导通的像素部74的蓄电容68中所蓄积的电荷作为模拟的电信号在数据布线78上传输且被输入至信号处理部82。由此，各个像素部74的蓄电容68中所蓄积的电荷以行单位来依次被读出。
信号处理部82具备按各条数据布线78而设置的放大器以及采样保持电路，被每条数据布线78传输的电信号在放大器经放大后在采样保持电路中保持。另外，在采样保持电路的输出侧依次连接有复用器、以及A/D(模拟/数字)变换器，各个采样保持电路中所保持的电信号依次(串行地)被输入至复用器，并由A/D变换器变换成数字的图像数据。
与信号处理部82连接有图像存储器90，从信号处理部82的A/D变换器输出的图像数据被依次存储至图像存储器90。图像存储器90具有能存储多帧量的图像数据的存储容量，在每次进行放射线图像的拍摄时，通过拍摄而得到的图像数据被依次存储至图像存储器90。
图像存储器90与对电子盒32整体的动作进行控制的盒控制部92连接。盒控制部92构成为包含微型计算机，具备：CPU92A、包含ROM以及RAM在内的存储器92B、HDD(HardDiskDrive；硬盘驱动)或闪存等所构成的非易失性的存储部92C。
另外，在盒控制部92连接有无线通信部94。无线通信部94与以IEEE(InstituteofElectricalandElectronicsEngineers；电气和电子工程师协会)802.11a/b/g/n等为代表的无线LAN(LocalAreaNetwork)规格对应，对通过无线通信与外部设备之间的各种信息的传输进行控制。盒控制部92被设为能经由无线通信部94与控制台42进行无线通信，能与控制台42之间进行各种信息的收发。
另一方面，在放射线检测部62设有与传感器部146为相同数目的布线160，放射线检测部62的各个传感器部146经由彼此不同的布线160而各自与信号检测部162连接。信号检测部162具备：按各布线160而设置的放大器、采样保持电路以及A/D变换器，且与盒控制部92连接。信号检测部162通过来自盒控制部92的控制，以给定的周期进行从各个传感器部146经由布线160所传输的信号的采样，并将采样出的信号变换成数字数据且向盒控制部92依次输出。
另外，在电子盒32设有电源部96，上述的各种电子电路(栅极线驱动器80或信号处理部82、图像存储器90、无线通信部94、盒控制部92、信号检测部162等)各自与电源部96连接(省略图示)，并通过从电源部96供应的电力来工作。电源部96按照不损害电子盒32的可移动性的方式内置有前述的蓄电池(二次电池)96A，并从经充电的蓄电池96A向各种电子电路供应电力。
如图9所示，控制台42由计算机构成，具备：负责装置整体的动作的CPU104、预先存储有包含控制程序在内的各种程序等的ROM106、临时存储各种数据的RAM108、以及存储各种数据的HDD110，它们经由总线而彼此连接。另外，在总线上连接有通信I/F部132以及无线通信部118，显示器100经由显示器驱动器112而被连接，进而，操作面板102经由操作输入检测部114而被连接。
通信I/F部132经由连接端子42A以及通信电缆35与放射线产生装置34连接。控制台42(的CPU104)经由通信I/F部132来进行与放射线产生装置34之间的曝射条件等的各种信息的收发。无线通信部118具备与电子盒32的无线通信部94进行无线通信的功能，控制台42(的CPU104)经由无线通信部118来进行与电子盒32之间的图像数据等的各种信息的收发。另外，显示器驱动器112生成/输出用于使各种信息显示到显示器100的信号，控制台42(的CPU104)经由显示器驱动器112来使操作菜单或所拍摄的放射线图像等显示于显示器100。另外，操作面板102构成为包含多个键，对各种的信息或操作指示进行输入。操作输入检测部114检测针对操作面板102的操作，并将检测结果向CPU104进行通知。
另外，放射线产生装置34具备：放射线源130、与控制台42之间进行曝射条件等的各种信息的收发的通信I/F部132、以及基于从控制台42接收到的曝射条件(该曝射条件中含有管电压、管电流的信息)来对放射线源130进行控制的线源控制部134。
接下来，说明本实施方式的作用。本实施方式所涉及的电子盒32中，闪烁体71、放射线检测器60以及放射线检测部62沿放射线的到来方向进行了层叠配置，因此能防止伴随着在电子盒32追加了放射线检测部62所带来的沿与照射面56平行的方向的电子盒32的尺寸大型化(照射面56的面积增大)。
另外，本实施方式所涉及的电子盒32中，夹着放射线检测器60在闪烁体71的相反侧设置了放射线检测部62，但使用具有光透过性的基板来作为构成放射线检测器60的绝缘性基板64，从闪烁体71发出的光透过放射线检测器60还入射至放射线检测部62，通过设为这样的构成，放射线检测器60以及放射线检测部62构成为各自检测从闪烁体71发出的光，因此无需分别设置与放射线检测器60对应的闪烁体以及与放射线检测部62对应的闪烁体，能削减设置于电子盒32的闪烁体的数目(闪烁体的数目为1个即可)。
另外，本实施方式所涉及的电子盒32使用了构成放射线检测器60的绝缘性基板64来作为支撑放射线检测部62的支撑体，并将放射线检测器60以及放射线检测部62设于同一支撑体(绝缘性基板64)上，因此无需另行地设置对放射线检测部62进行支撑的支撑体，还能削减设于电子盒32的支撑体(基板或者基体)的数目。
进而，本实施方式所涉及的电子盒32中，由于由有机光电变换材料来构成了放射线检测部62的光电变换膜147C，因此在将闪烁体71由GOS构成、将放射线检测器60的光电变换部72的光电变换膜72C由有机光电变换材料构成、将TFT70的活性层70B由非晶质氧化物构成的基础上，还能使用具有光透过性的合成树脂制且薄型的基板来作为绝缘性基板64。另外，由于以在闪烁体的形成时不需要蒸镀的材料(GOS等)来构成了闪烁体71，因此用于通过蒸镀来形成闪烁体的基板(耐热性高的基板(蒸镀基板))也不需要。
如此，本实施方式所涉及的电子盒32不仅能使还作为放射线检测部62的支撑体而发挥功能的绝缘性基板64薄，而且与是否追加了放射线检测部62无关地，不需要闪烁体以及放射线检测部62的支撑体的追加，为用于形成闪烁体的蒸镀基板也不需要的构成，因此能非常薄型地构成与将所照射的放射线作为图像进行检测的功能另行地还具备对所照射的放射线进行检测的功能的电子盒32。
接着，说明放射线信息系统10(放射线图像拍摄系统18)中的放射线图像的拍摄。在进行放射线图像的拍摄的情况下，终端装置12(参照图1)受理来自医师或放射线技师的拍摄委托。在该拍摄委托中，对作为拍摄对象的患者、作为拍摄对象的拍摄部位、拍摄模式(静止图像拍摄或运动图像拍摄)进行指定，并根据需要对管电压、管电流等进行指定。终端装置12将已受理的拍摄委托的内容通知给RIS服务器14。RIS服务器14将从终端装置12通知来的拍摄委托的内容存储至数据库14A。控制台42通过访问RIS服务器14，来从RIS服务器14取得拍摄委托的内容以及作为拍摄对象的患者的属性信息，并将拍摄委托的内容以及患者的属性信息显示于显示器100(参照图8)。
拍摄者(放射线技师)基于显示器100中所显示的拍摄委托的内容，执行用于进行放射线图像的拍摄的准备作业。例如在进行横卧于图2所示的臥姿台46上的被拍摄者的患部的拍摄的情况下，根据拍摄部位来在臥姿台46与被拍摄者的拍摄部位之间配置电子盒32。另外，拍摄者指定在对操作面板102照射放射线X时的管电压以及管电流等。
在此，在本实施方式中，在放射线图像的拍摄时，使用放射线检测部62来检测放射线到电子盒32的照射量的累积值，进行了对来自放射线源130的放射线的照射进行控制的自动照射控制(所谓AEC(automaticexposurecontrol；自动曝光控制))。具体而言，电子盒32在检测出的放射线的照射量累积值已达到上限值的情况下，不仅对控制台42指示来自放射线源130的放射线的射出结束，而且开始来自放射线检测器60的图像的读出。此外，若所拍摄的放射线图像是静止图像，则放射线的照射量累积值的上限值被设定为获取作为拍摄部位的放射线图像的鲜明的静止图像的值，若所拍摄的放射线图像是运动图像，则放射线的照射量累积值的上限值被设定为用于抑制至被拍摄者的被曝晒被容许的范围内的值。
放射线的照射量累积值的上限值既可以在拍摄时由拍摄者从操作面板102输入，也可以将放射线的照射量累积值的上限值按每个拍摄部位预先进行存储，由拍摄者对操作面板102进行拍摄部位的指定，并读出与所指定的拍摄部位对应的放射线的照射量累积值的上限值，还可以在RIS服务器14的数据库14A中按每个患者来存储以每日区分的被曝量，基于该信息来运算给定期间(例如最近3个月间)内的被拍摄者的总被曝量，根据运算出的总被曝量来运算被拍摄者的本次拍摄中的容许被曝量，并将运算出的容许被曝量用作放射线的照射量累积值的上限值。
拍摄者在完成上述的准备作业时，经由控制台42的操作面板102来进行对准备作业的完成进行通知的操作，控制台42以该操作为触发，将所指定的管电压、管电流作为曝射条件而发送至放射线产生装置34，并将所指定的拍摄模式(静止图像/运动图像)、放射线的照射量累积值的上限值作为拍摄条件而发送至电子盒32。放射线产生装置34的线源控制部134将从控制台42接收到的曝射条件存储至内置存储器等，电子盒32的盒控制部92使从控制台42接收到的拍摄条件存储至存储部92C。
在上述信息到放射线产生装置34以及电子盒32的发送正常结束时，控制台42通过切换显示器100的显示来对拍摄者通知变为了可拍摄状态的情况，确认了该通知的拍摄者经由控制台42的操作面板102来进行用于指示拍摄开始的操作。由此，控制台42将用于指示曝射开始的指示信号发送至放射线产生装置34，放射线产生装置34以与从控制台42事先接收到的曝射条件相应的管电压、管电流来使放射线从放射线源130射出。
另一方面，电子盒32的盒控制部92在从控制台42接收到拍摄条件时，通过由CPU92A执行存储部92C中所预先存储的拍摄控制程序，来进行图9所示的拍摄控制处理。
在该拍摄控制处理中，首先在步骤250中，将存储器92B上的给定区域中所存储的放射线的照射量累积值初始化为0。另外，在下一步骤252中判定所指定的拍摄模式是否为运动图像拍摄模式。若所指定的拍摄模式是静止图像拍摄模式，则判定为否定且转移至步骤256，而在所指定的拍摄模式是运动图像拍摄模式的情况下，则步骤252的判定为肯定且转移至步骤254，并在设定了与要拍摄的运动图像的帧速率相应的拍摄周期后转移至步骤256。
另外，在步骤256中，通过针对放射线检测器60的全部的栅极布线76来同时进行用于将从栅极线驱动器80经由栅极布线76而供应给TFT70的信号的电平向使TFT70导通的电平进行切换的动作，从而使放射线检测器60的全部的TFT70分别导通。由此，不仅放射线检测器60的各个像素部74的蓄电容68(以及光电变换部72的上部电极72A与下部电极72B之间)中所蓄积的电荷被丢弃，而且还防止至放射线被照射至电子盒32为止的期间从各个像素部74的光电变换部72输出的暗电流作为电荷被蓄积。
在下一步骤258中，经由信号检测部162取得从放射线检测部62的各传感器部146经由布线160而传输来的输出信号作为数字数据(放射线的照射量检测值)。此外，来自放射线检测部62的各传感器部146的输出信号的电平根据从闪烁体71发出且透过放射线检测器(TFT基板)60而在各传感器部146被接收的光的光接收量来变化，各传感器部146的光接收量根据从闪烁体71发出的光的光量而变化，从闪烁体71发出的光的光量根据放射线到电子盒32的照射量而变化，因此上述的数字数据的值相对于放射线检测部62所执行的放射线到电子盒32的照射量检测值。
在步骤260中，通过基于从放射线检测部62的各传感器部146取得的放射线的照射量检测值，来判定放射线的照射量检测值是否为阈值以上，从而判定放射线到电子盒32的照射是否已被开始。此外，作为与阈值进行比较的放射线的照射量检测值，尽管可以使用从各传感器部146取得的放射线的照射量检测值的平均值，但针对电子盒32的照射面56中被照射透过了被拍摄者的身体的放射线的部分，因放射线的一部分被被拍摄者的身体吸收从而放射线的照射量下降，因此优选使用从各传感器部146之中与来自放射线源130的放射线被直接照射的(不透过被拍摄者的身体而被照射)部分对应的传感器部146取得的照射量检测值。
在此形态下，作为使用照射量检测值的传感器部146，例如能应用离很少被照射透过了被拍摄者的身体的放射线的照射面56的四角当中的任一角近的位置上所配置的传感器部146。另外，照射面56中被直接照射来自放射线源130的放射线的范围根据拍摄部位而不同，因此可以从控制台42取得拍摄部位的信息，并根据已取得的信息所表征的拍摄部位，来切换使用照射量检测值的传感器部146。
在步骤260的判定为否定的情况下返回至步骤258，直至步骤260的判定为肯定为止都反复步骤258、260。另外，在来自放射线源130的放射线的射出被开始、且所射出的放射线的一部分透过了被拍摄者的身体后被照射至电子盒32时，通过使步骤258中取得的放射线的照射量检测值变为阈值以上，从而步骤260的判定为肯定并转移至步骤262。在步骤262中，通过针对放射线检测器60的全部的栅极布线76来同时进行用于将从栅极线驱动器80经由栅极布线76而供应至TFT70的信号的电平向使TFT70截止的电平切换的动作，从而使放射线检测器60的全部的TFT70各自截止。由此，电荷到放射线检测器60的各个像素部74的蓄电容68(以及光电变换部72的上部电极72A与下部电极72B之间)的蓄积被开始。
在下一步骤264中判定所指定的拍摄模式是否为运动图像拍摄模式。在所指定的拍摄模式是静止图像拍摄模式的情况下，判定为否定并转移至步骤266，并从放射线检测部62的各传感器部146取得放射线的照射量检测值。在步骤268中，判定从各传感器部146取得的放射线的照射量检测值是否为0或接近0的值。该判定中，判定来自放射线源130的放射线的射出是否已被停止，并在判定为否定的情况下转移至步骤270，将步骤266中取得的放射线的照射量检测值(例如从各传感器部146取得的放射线照射量的平均值)相加至放射线的照射量累积值。在下一步骤272中，判定放射线的照射量累积值是否变为了从控制台42接收到的上限值以上。在该判定也为否定的情况下返回至步骤266，且直至步骤268或步骤272的判定为肯定为止都反复进行步骤266～步骤272。
在静止图像拍摄模式下曝射结束定时到来时，从控制台42对放射线产生装置34指示放射线的射出结束，放射线产生装置34使来自放射线源130的放射线的射出停止。在此情况下，通过停止放射线到电子盒32的照射，使步骤268的判定为肯定并转移至步骤276，使放射线检测器60的TFT70以栅极布线76为单位依次导通，由此将各个像素部74的蓄电容68(以及光电变换部72的上部电极72A与下部电极72B之间)中所蓄积的电荷作为拍摄到的放射线图像的信号依次读出。然后，在步骤278中，将通过步骤276的电荷读出而得到的放射线图像的数据通过无线通信而发送至控制台42，并结束拍摄控制处理。
另外，在曝射结束定时到来前放射线的照射量累积值变为了上限值以上的情况下，在步骤268的判定为肯定之前使步骤272的判定为肯定并转移至步骤274，并通过无线通信来向控制台42发送用于指示曝射结束的信号。由此，控制台42对放射线产生装置34指示放射线的射出结束，放射线产生装置34使来自放射线源130的放射线的射出停止。由此，静止图像的拍摄被中止。然后，在步骤276中进行来自放射线检测器60的各像素部74的电荷的读出，在步骤278中进行放射线图像数据到控制台42的发送，并结束拍摄控制处理。
另一方面，在拍摄模式是运动图像拍摄模式的情况下，步骤264的判定为肯定并转移至步骤280，与前述的步骤266～步骤272同样，从放射线检测部62的各传感器部146取得放射线的照射量检测值(步骤280)，并判定已取得的放射线的照射量检测值是否为0或接近0的值(步骤282)，在判定为否定的情况下，将已取得的放射线的照射量检测值相加至放射线的照射量累积值(步骤284)，并判定放射线的照射量累积值是否变为了从控制台42接收到的上限值以上(步骤286)。
另外，在步骤286的判定为否定的情况下转移至步骤288，并基于从开始拍摄起的经过时间(进行了来自放射线检测器60的各像素部74的电荷读出以后，从前次的电荷读出起的经过时间)是否变为了相当于先前的步骤254中设定的拍摄周期的时间，来判定从放射线检测器60的各像素部74读出电荷的定时是否已到来。在该判定为否定的情况下返回至步骤280，且直到步骤282、步骤286以及步骤288当中的任一判定为肯定为止，都反复进行步骤280～步骤288。另外，在电荷读出定时到来时，步骤288的判定为肯定并转移至步骤290，与前述的步骤276同样地进行来自放射线检测器60的各像素部74的电荷的读出，并在下一步骤292中进行放射线图像数据到控制台42的发送，且返回至步骤280。
在运动图像拍摄模式下，由拍摄者经由操作面板102来指示拍摄结束(曝射结束)，由此，控制台42指示放射线到放射线产生装置34的射出结束，放射线产生装置34使来自放射线源130的放射线的射出停止。在此情况下，通过停止放射线到电子盒32的照射，从而步骤282的判定为肯定，并结束拍摄控制处理。
另外，在由拍摄者指示拍摄结束(曝射结束)前放射线的照射量累积值变为了上限值以上的情况下，在步骤282的判定为肯定前使步骤286的判定为肯定并转移至步骤274，将用于指示曝射结束的信号通过无线通信而发送至控制台42，并结束拍摄控制处理。由此，控制台42指示放射线到放射线产生装置34的射出结束，放射线产生装置34通过使来自放射线源130的放射线的射出停止，从而运动图像的拍摄被中止。
此外，尽管上述说明了在运动图像拍摄模式下放射线的照射量累积值变为了上限值以上的情况下使运动图像的拍摄中止的形态，但也可以将放射线的照射量累积值变为了上限值以上的情形通知给控制台42，并由控制台42进行使显示器100显示警告的处理，还可以由控制台42对放射线产生装置34指示其变更至使管电压、管电流当中的至少一者下降的曝射条件，由此使从放射线源130照射的每单位时间的放射线量下降。
接下来，说明本发明所涉及的放射线检测面板的其他的构成。上述说明的电子盒32如图10C示意地表示所示，是如下构成：在放射线检测器60的一面配置以不需要蒸镀的材料(例如GOS等)构成的闪烁体71，且在放射线检测器60的另一面设有放射线检测部62，放射线从放射线检测部62侧到来。从而放射线检测器60(第1检测部)将从闪烁体71(发光部)发出的光作为图像进行检测，放射线检测部62(第2检测部)对从闪烁体71(发光部)发出的光进行检测。
在此构成中，在闪烁体71的放射线照射面侧配置了放射线检测器60，而将以这样的位置关系来配置发光部(闪烁体)和光检测部(放射线检测器)的方式称为“表面读取方式(ISS：IrradiationSideSampling)”。闪烁体由于从放射线入射侧强烈地发光，因此在闪烁体的放射线入射侧配置光检测部(放射线检测器)的“表面读取方式(ISS)”较之于在发光部(闪烁体)的放射线照射面的相反侧配置光检测部(放射线检测器)的“背面读取方式(PSS：PenetrationSideSampling)”，光检测部与闪烁体的发光位置接近，因此通过拍摄而得到的放射线图像的分辨率高，另外，光检测部(放射线检测器)的光接收量增大，结果是放射线检测面板(电子盒)的灵敏度得以提高。
作为闪烁体71与放射线检测器60的位置关系为“表面读取方式”、且使用了以不需要蒸镀的材料所构成的闪烁体的放射线检测面板的构成，除了图10C所示的构成以外，还考虑图10A、图10B、图10D、图10E所示的构成。
图10A所示的构成中，闪烁体71、放射线检测器60以及放射线检测部62的位置关系与图10C所示的构成相同，但在下面一点上与图10C所示的构成不同：在将放射线检测部62形成于作为支撑体的基体120上之后，粘贴于放射线检测器60中与闪烁体71为相反侧的面。在此构成中，厚度较之于图10C所示的构成增大基体120的厚度量，但作为基体120，还能应用先前列举了一例的合成树脂(例如聚对笨二甲酸乙二醇酯等)制的可挠性基板，基体120自身的厚度例如能抑制为0.1mm左右。此外，在图10A所示的构成中，可以在放射线检测器60与放射线检测部62之间设置用于将从闪烁体71发出且透过了放射线检测器(TFT基板)60的光反射一部分的反射层。
另外，图10B所示的构成中，在闪烁体71的一面配置放射线检测器60，且在闪烁体71的另一面粘贴有形成了放射线检测部62的基体120的背面(与放射线检测部62的形成面为相反侧的面)。在此构成中，闪烁体71与放射线检测部62的位置关系变为“背面读取方式”，放射线检测部62的光接收量减少，但由于放射线检测部62对放射线的照射定时或照射量进行检测，因此例如能采用增大传感器部146的配置间距、使各个传感器部146的光接收区域的面积增大(例如1cm×1cm以上)等的构成，由此，能对伴随光接收量的减少而带来的灵敏度的下降进行补偿。
另外，图10D所示的构成中，在放射线检测器60的一面形成放射线检测部62，另外，夹着放射线检测部62在放射线检测器60的相反侧的面粘贴有闪烁体71。在此构成中，与图10C所示的构成同样地，能使厚度薄，但由于在闪烁体71与放射线检测器60之间配置有放射线检测部62，因此从闪烁体71发出的光的一部分被放射线检测部62吸收，从而放射线检测器60的光接收量下降。
故而，作为一例，如图11所示，将放射线检测部62的各传感器部146的光接收区域配置于对从闪烁体71发出且被入射至放射线检测器60的各像素部74的光电变换部72的光不阻断的范围内(除入射至光电变换部72的光所透过的区域之外的范围内)。由此，能抑制放射线检测面板的灵敏度随放射线检测器60的光接收量的下降而下降的情形。此外，如图11所示，配置传感器部146的光接收区域对应于本发明的第6形态的一例。
另外，图10E所示的构成相对于图10B所示的构成，是夹着放射线检测器60而在闪烁体71的相反侧，配置有与放射线检测部62同样的构成的放射线检测部63。尽管在此构成中，较之于图10B所示的构成，厚度增大放射线检测部63的厚度量，但放射线检测部63的厚度与放射线检测部62同样，例如为0.05mm左右。在该构成中，2个放射线检测部62、63例如既可以通过对各个照射量检测值进行相加来使用从而能用于使放射线检测部整体的灵敏度得以提高的目的，还可以将一个放射线检测部用于放射线对电子盒32的照射定时的检测，将另一个放射线检测部用于到电子盒32的放射线照射量的检测。在此情况下，能将放射线检测部62、63的特性根据各自的用途而最优化，例如针对用于放射线的照射定时的检测的放射线检测部，能按照使响应速度得以提高的方式来调整静电电容或布线电阻，另一方面，针对用于放射线照射量的检测的放射线检测部，能按照使灵敏度得以提高的方式来调整光接收区域的面积。
另外，作为闪烁体71与放射线检测器60的位置关系为“背面读取方式”、且使用了以不需要蒸镀的材料所构成的闪烁体的放射线检测面板的构成，考虑图12A～图12E所示的构成。
图12A所示的构成与图10B所示的构成相同，放射线从与图10B所示的构成相反的方向到来。尽管在此构成中，放射线检测部62位于放射线到来方向的最上游，但在放射线检测部62中不发生放射线的吸收，因此即使将放射线检测部62配置于上述的位置，也不会产生放射线到闪烁体71的照射量的下降的情况。此外，在图12A所示的构成中，可以在闪烁体71与放射线检测部62之间设置用于将从闪烁体71发出且入射至放射线检测部62的光反射一部分的反射层。如先前所述，在闪烁体71与放射线检测器60的位置关系为“背面读取方式”的情况下，放射线检测器60的光接收量较之于“表面读取方式”下降，但通过设置上述的反射层，能补偿放射线检测器60的光接收量的下降。
另外，图12B所示的构成与图10A所示的构成相同，放射线从与图10A所示的构成为相反的方向到来。在此构成中，在闪烁体71与放射线检测部62的位置关系变为“背面读取方式”的基础上，将透过了放射线检测器60的光入射至放射线检测部62，从而放射线检测部62的光接收量会减少，但由于放射线检测部62对放射线的照射定时或照射量进行检测，因此例如能采用增大传感器部146的配置间距来使各个传感器部146的光接收区域的面积增大(例如1cm×1cm以上)等的构成，由此，能补偿伴随光接收量的减少的灵敏度的下降。
另外，图12C所示的构成与图10C所示的构成相同，放射线从与图10C所示的构成为相反的方向到来。在该构成中，也与图12B所示的构成同样，在闪烁体71与放射线检测部62位置关系变为“背面读取方式”的基础上，将通过了放射线检测器60的光入射至放射线检测部62，从而放射线检测部62的光接收量会减少，但通过采用增大放射线检测部62的传感器部146的配置间距来使各个传感器部146的光接收区域的面积增大(例如1cm×1cm以上)等，能补偿伴随光接收量的减少的灵敏度的下降。该构成能在图12A～图12E所示的各构成中使厚度最薄，并像以下所述的图12D所示的构成那样还没有放射线检测部62的传感器部146的配置的制约，因此优选。
另外，图12D所示的构成与图10D所示的构成相同，放射线从与图10D所示的构成为相反的方向到来。在该构成中，也在闪烁体71与放射线检测器60之间配置有放射线检测部62，因此从闪烁体71发出的光的一部分会被放射线检测部62吸收，从而放射线检测器60的光接收量会下降。故而，与图10D所示的构成同样，能将放射线检测部62的各传感器部146的光接收区域配置于对从闪烁体71发出且入射至放射线检测器60的各像素部74的光电变换部72的光不阻断的范围内(参照图11)。由此，能抑制放射线检测面板的灵敏度随放射线检测器60的光接收量的下降而下降的情形。
另外，图12E所示的构成与图10E所示的构成相同，放射线从与图10E所示的构成为相反的方向到来。在该构成中，与图10E所示的构成同样，2个放射线检测部62、63例如既可以通过对各个照射量检测值进行相加来使用从而能用于使放射线检测部整体的灵敏度得以提高的目的，还可以将一个放射线检测部用于放射线对电子盒32的照射定时的检测，将另一个放射线检测部用于到电子盒32的放射线照射量的检测。
另外，作为闪烁体71与放射线检测器60的位置关系为“表面读取方式”、且使用了使CsI等的材料在蒸镀基板122(参照图13A～图13E)上蒸镀而形成的闪烁体的放射线检测面板的构成，考虑图13A～图13E所示的构成。
图13A所示的构成在夹着闪烁体71而在放射线检测器60的相反侧配置有蒸镀基板122这一点上与图10A所示的构成不同。在图13A所示的构成中，可以还在放射线检测器60与放射线检测部62之间设置用于将从闪烁体71发出且透过了放射线检测器(TFT基板)60的光反射一部分的反射层。
另外，图13B所示的构成在闪烁体71与基体120之间配置有蒸镀基板122这一点上与图10B所示的构成不同。在此构成中，由于从闪烁体71发出的光透过了蒸镀基板122以及基体120后被入射至放射线检测部62，因此作为蒸镀基板122，从放射线的透过率或成本等方面出发，需要取代作为蒸镀基板而常用的Al制的基板等而例如使用像玻璃基板等那样具有光透过性的基板。
另外，图13C所示的构成在夹着闪烁体71而在放射线检测器60的相反侧配置有蒸镀基板122这一点上与图10C所示的构成不同。该构成能在图13A～图13E所示的各构成中使厚度最薄，并像以下所述的图13D所示的构成那样还没有放射线检测部62的传感器部146的配置的制约，因此优选。
另外，图13D所示的构成在夹着闪烁体71而在放射线检测部62的相反侧配置有蒸镀基板122这一点上与图10D所示的构成不同。在该构成中，在闪烁体71与放射线检测器60之间配置有放射线检测部62，因此从闪烁体71发出的光的一部分被放射线检测部62吸收，从而放射线检测器60的光接收量会下降。故而，与图10D或图12D所示的构成同样，将放射线检测部62的各传感器部146的光接收区域配置于对从闪烁体71发出且入射至放射线检测器60的各像素部74的光电变换部72的光不阻断的范围内(参照图11)。由此，能抑制放射线检测面板的灵敏度随放射线检测器60的光接收量的下降而下降的情形。
另外，图13E所示的构成在闪烁体71与基体120之间配置有蒸镀基板122这一点上与图10E所示的构成不同。在该构成中，与图13B所示的构成同样，从闪烁体71发出的光在透过了蒸镀基板122以及基体120后被入射至放射线检测部62，因此作为蒸镀基板122，需要使用玻璃基板等的具有光透过性的基板。关于该构成下的2个放射线检测部62、63，也与图10E或图12E所示的构成同样，既可以以使放射线检测部整体的灵敏度得以提高的目的来使用，也可以将一个放射线检测部用于放射线对电子盒32的照射定时的检测，将另一个放射线检测部用于到电子盒32的放射线照射量的检测。
另外，作为闪烁体71与放射线检测器60的位置关系为“背面读取方式”、且使用了使CsI等的材料在蒸镀基板122蒸镀而形成的闪烁体的放射线检测面板的构成，考虑图14A～图14E所示的构成。
图14A所示的构成与图13B所示的构成相同，放射线从与图13B所示的构成相反的方向到来。在该构成中，也是从闪烁体71发出的光在透过了蒸镀基板122以及基体120后被入射至放射线检测部62，因此需要使用玻璃基板等具有光透过性的基板来作为蒸镀基板122。
另外，图14B所示的构成与图13A所示的构成相同，放射线从与图13A所示的构成为相反的方向到来。在此构成中，通过在闪烁体71与放射线检测部62的位置关系变为“背面读取方式”的基础上将透过了放射线检测器60的光入射至放射线检测部62，从而放射线检测部62的光接收量会减少，但通过增大放射线检测部62的传感器部146的配置间距来使各个传感器部146的光接收区域的面积增大(例如1cm×1cm以上)等，能补偿伴随光接收量的减少的灵敏度的下降。
另外，图14C所示的构成与图13C所示的构成相同，放射线从与图13C所示的构成为相反的方向到来。在该构成中，也与图14B所示的构成同样，通过在闪烁体71与放射线检测部62的位置关系变为“背面读取方式”的基础上将透过了放射线检测器60的光入射至放射线检测部62，从而放射线检测部62的光接收量会减少，但通过增大放射线检测部62的传感器部146的配置间距来使各个传感器部146的光接收区域的面积增大(例如1cm×1cm以上)等，能补偿伴随光接收量的减少的灵敏度的下降。该构成能在图14A～图14E所示的各构成中使厚度最薄，并像以下所述的图14D所示的构成那样还没有放射线检测部62的传感器部146的配置的制约，因此优选。
另外，图14D所示的构成与图13D所示的构成相同，放射线从与图13D所示的构成为相反的方向到来。在该构成中，也在闪烁体71与放射线检测器60之间配置有放射线检测部62，因此从闪烁体71发出的光的一部分被放射线检测部62吸收，从而放射线检测器60的光接收量会下降。故而，与图10D、图12D、图13D所示的构成同样，将放射线检测部62的各传感器部146的光接收区域配置于对从闪烁体71发出且入射至放射线检测器60的各像素部74的光电变换部72的光不阻断的范围内(参照图11)。由此，能抑制放射线检测面板的灵敏度随放射线检测器60的光接收量的下降而下降的情形。
另外，图14E所示的构成与图13E所示的构成相同，放射线从与图13E所示的构成为相反的方向到来。在该构成中，也与图13E所示的构成同样，2个放射线检测部62、63例如既可以利用为通过对各个照射量检测值进行相加来使用从而用于使放射线检测部整体的灵敏度得以提高的目的，也可以将一个放射线检测部用于放射线对电子盒32的照射定时的检测，将另一个放射线检测部用于到电子盒32的放射线照射量的检测。
另外，作为放射线检测器60的光电变换部72，可以使用由包含有机光电变换材料的材料构成了光电变换膜的有机CMOS传感器，作为放射线检测器60的TFT基板，可以使用将包含作为TFT70的有机材料在内的有机晶体管阵列状地排列于具有可挠性的片材上而得到的有机TFT阵列片材。上述的有机CMOS传感器例如在日本特开2009-212377号公报中公开。另外，上述的有机TFT阵列片材例如在“日本经济新闻、”东京大学、开发“超柔”的有机晶体管”、[online]、[平成23年4月11日检索]、互联网<URL：http://www.nikkei.com/tech/trend/article/g＝96958A9C93819499E2EAE2E0E48DE2EAE3E3E0E2E3E2E2E2E2E2E2E2；p＝9694E0E7E2E6E0E2E3E2E2E0E2E0>”中公开。
另外，即使是放射线检测器60的TFT70等不具有光透过性的构成(例如由非晶硅等不具有光透过性的材料来形成了活性层70B的构成)，也能通过构成为将TFT70等配置于具有光透过性的绝缘性基板64(例如合成树脂制的可挠性基板)上、且光透过绝缘性基板64中未形成TFT70等的部分，从而得到具有光透过性的放射线检测器60。关于将不具有光透过性的构成的TFT70等配置于具有光透过性的绝缘性基板64上，是将第1基板上制作的微小器件块从第1基板切离而配置于第2基板上的技术，具体而言，例如通过应用FSA(FluidicSelf-Assembly)而能实现。上述的FSA在例如“富山大学、”微小半导体块的自匹配配置技术的研究”、[online]、[平成23年4月11日检索]、互联网<URL：http://www3.u-toyama.ac.jp/maezawa/Research/FSA.html>”中公开。
如上所述，通过使放射线检测器60具有光透过性，例如像图10A、图10C、图10E、图12B、图12C、图12E、图13A、图13C、图13E、图14B、图14C、图14E那样，能构成为：夹着放射线检测器60而在闪烁体71的相反侧配置有放射线检测部62(或放射线检测部63)的构成中，从闪烁体71射出的光的一部分透过放射线检测器60而入射至放射线检测部62(或放射线检测部63)。
此外，尽管上述说明了在放射线的照射定时的检测以及放射线照射量的检测中各自使用放射线检测部62的各个传感器部146的形态，但不限于此，还可以将放射线检测部62的传感器部146划分为2群，将来自一个传感器部群的输出信号用于放射线的照射定时的检测，并将来自另一个传感器部群的输出信号用于放射线照射量的检测。另外，还可以根据输出信号的用途，按各传感器部群的每一个使特性(例如响应速度或灵敏度)不同。
另外，尽管上述对在电子盒32中各自进行放射线的照射定时的检测以及放射线照射量的检测的形态进行了说明，但并不限于此，仅进行放射线的照射定时的检测以及放射线照射量的检测当中的任一者的形态也包含在本发明的权利要求范围内。
特别地，尽管上述说明了电子盒32具备通过无线与控制台42直接通信的功能的构成，但在电子盒32仅进行放射线的照射定时的检测、而不进行放射线照射量的检测(监视放射线的照射量累积值是否已达到上限值，在已达到上限值的情况下对控制台42进行通知的处理)的情况下，还能省略电子盒32通过无线与控制台42直接通信的功能，在省略了所述功能的情况下，放射线图像数据到控制台42的转发例如在电子盒32设置于充电座时能通过按如下方式构成充电座来实现：充电座从电子盒32读出放射线图像数据并向控制台42发送。另外，放射线图像数据从电子盒32向控制台42的转发还能使用存储卡等离线进行。
此外，日本申请(日本特愿2010-166962号)的公开通过参照其全部内容而被引入本说明书中。
另外，本说明书中所记载的全部文献、专利申请以及技术规格，与具体且单独地记载了各自的文献、专利申请以及技术规格通过参照而被引入的情形相同程度地，通过参照而被引入本说明书中。

Claims (11)

1.一种放射线检测面板，构成为：
将对透过了被摄体的放射线进行吸收而发光的单一的发光部、把从所述发光部发出的光作为图像进行检测的第1检测部、以及由有机光电变换材料构成且对从所述发光部发出的光进行检测的第2检测部沿着与放射线的到来方向相反的方向进行层叠，
其中，放射线从所述第2检测部侧到来，
所述第1检测部配置在所述单一的发光部的放射线照射面侧。
2.根据权利要求1所述的放射线检测面板，其中，
所述第1检测部以及所述第2检测部被设置在同一支撑体上。
3.根据权利要求1或2所述的放射线检测面板，其中，
存在于单一的所述发光部与所述第1检测部之间的构件、以及存在于单一的所述发光部与所述第2检测部之间的构件各自具有使所照射的光的至少一部分透过的光透过性，所述第1检测部以及所述第2检测部各自对从单一的所述发光部发出的光进行检测。
4.根据权利要求1所述的放射线检测面板，其中，
所述第1检测部形成于板状且具有光透过性的支撑体上，且按照如下方式进行配置：分别在板状的所述支撑体的一面层叠所述发光部，在另一面层叠所述第2检测部。
5.根据权利要求1所述的放射线检测面板，其中，
至少设置了所述第2检测部的支撑体是合成树脂制的基板。
6.根据权利要求1所述的放射线检测面板，其中，
还具备：第1控制部，其基于由所述第2检测部得到的光的检测结果，进行用于使所述第1检测部所执行的光的检测定时与放射线到所述放射线检测面板的照射定时同步的第1控制。
7.根据权利要求6所述的放射线检测面板，其中，
所述第1检测部具备：光电变换部，其将从所述发光部发出的光变换成电信号；以及电荷蓄积部，其将从所述光电变换部输出的电信号作为电荷进行蓄积，
所述第1控制部进行如下控制来作为所述第1控制：至少在从所述发光部发出的光由所述第2检测部检测出的情况下，从此前已从光电变换部输出的电信号未被作为电荷而蓄积在所述电荷蓄积部中的状态起，使所述第1检测部所执行的电荷到所述电荷蓄积部的蓄积开始。
8.根据权利要求7所述的放射线检测面板，其中，
所述第1控制部还进行如下控制来作为所述第1控制：在从所述发光部发出的光未被所述第2检测部检测出的情况下，使所述第1检测部的所述电荷蓄积部中所蓄积的电荷的读出开始。
9.根据权利要求1所述的放射线检测面板，其中，
还具备：第2控制部，其进行基于由所述第2检测部得到的光的检测结果，在放射线到所述放射线检测面板的累加照射量达到给定值时使来自放射线源的放射线的射出结束的第2控制。
10.根据权利要求9所述的放射线检测面板，其中，
所述第2控制部进行如下控制来作为所述第2控制：基于由所述第2检测部得到的光的检测结果，对放射线到所述放射线检测面板的累加照射量进行运算，并反复判定累加照射量的运算结果是否已达到所述给定值，在判定为累加照射量的运算结果已达到所述给定值的情况下，输出用于通知放射线的累加照射量已达到所述给定值的信号。
11.根据权利要求10所述的放射线检测面板，其中，
所述第2控制部对于对来自放射线源的放射线的射出进行控制的控制装置输出用于指示来自所述放射线源的放射线的射出结束的指示信号，作为用于通知放射线的累加照射量已达到所述给定值的所述信号。
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Families Citing this family (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102985848B (zh) * 2010-07-26 2016-03-16 富士胶片株式会社 放射线检测面板
JP6057588B2 (ja) * 2012-07-26 2017-01-11 キヤノン株式会社 放射線画像撮影装置
US9935152B2 (en) 2012-12-27 2018-04-03 General Electric Company X-ray detector having improved noise performance
RU2532645C1 (ru) * 2013-04-29 2014-11-10 Общество с ограниченной ответственностью "Научно-технический центр "МТ" (ООО "НТЦ-МТ") Способ формирования структурированного сцинтиллятора на поверхности пикселированного фотоприемника (варианты) и сцинтилляционный детектор, полученнный данным способом (варианты)
TWI635750B (zh) * 2013-08-02 2018-09-11 半導體能源研究所股份有限公司 攝像裝置以及其工作方法
JP6179292B2 (ja) * 2013-09-11 2017-08-16 株式会社島津製作所 放射線検出器
US9917133B2 (en) * 2013-12-12 2018-03-13 General Electric Company Optoelectronic device with flexible substrate
WO2015138329A1 (en) 2014-03-13 2015-09-17 General Electric Company Curved digital x-ray detector for weld inspection
EP3226038B1 (en) * 2016-03-28 2020-05-06 Canon Kabushiki Kaisha Radiation detection apparatus and radiation imaging system
WO2018039962A1 (en) * 2016-08-31 2018-03-08 Boe Technology Group Co., Ltd. Radiation detector and fabricating method thereof
KR102563942B1 (ko) * 2016-11-30 2023-08-04 더 리서치 파운데이션 포 더 스테이트 유니버시티 오브 뉴욕 하이브리드 액티브 매트릭스 평판 감지기 시스템 및 방법
JP2019035703A (ja) 2017-08-21 2019-03-07 株式会社東芝 放射線検出器、および放射線検出装置
US10353083B2 (en) * 2017-09-12 2019-07-16 Palo Alto Research Center Incorporated Monolithic digital x-ray detector stack with energy resolution
JP2019152595A (ja) * 2018-03-06 2019-09-12 富士フイルム株式会社 放射線画像検出装置
JP6880309B2 (ja) * 2018-03-19 2021-06-02 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
JP7048722B2 (ja) * 2018-03-27 2022-04-05 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
JP6807348B2 (ja) * 2018-05-16 2021-01-06 シャープ株式会社 放射線検出器及び放射線透過画像取得システム
CN110933335B (zh) * 2020-01-21 2020-05-12 南京迪钛飞光电科技有限公司 一种平板探测器的驱动电路以及时序驱动方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5751783A (en) * 1996-12-20 1998-05-12 General Electric Company Detector for automatic exposure control on an x-ray imaging system
CN1282877A (zh) * 1999-07-30 2001-02-07 东芝株式会社 放射线检测装置、闪烁体及放射线鉴别方法
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
CN1910473A (zh) * 2004-01-19 2007-02-07 独立行政法人科学技术振兴机构 放射线检测装置
JP2007044135A (ja) * 2005-08-08 2007-02-22 Shimadzu Corp Ｘ線露出制御用検出器およびそれを用いたｘ線撮像装置

Family Cites Families (23)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6441889A (en) * 1987-08-07 1989-02-14 Kanegafuchi Chemical Ind X-ray detect apparatus
JP3333278B2 (ja) * 1993-07-14 2002-10-15 富士写真フイルム株式会社 放射線画像検出方法および放射線画像検出器
JP3496958B2 (ja) * 1993-09-01 2004-02-16 富士写真フイルム株式会社 放射線検出器、画像読出処理条件決定方法および照射野認識方法
JP3486490B2 (ja) * 1995-09-04 2004-01-13 キヤノン株式会社 放射線検出装置
US5585638A (en) * 1995-12-14 1996-12-17 General Electric Company X-ray detector for automatic exposure control of an imaging apparatus
DE10015264C2 (de) * 2000-03-28 2002-06-13 Siemens Ag Röntgendiagnostikeinrichtung mit einem Röntgenbildwandler mit kombinierter Rücklicht-Dosismesseinehit
JP2001330677A (ja) * 2000-05-24 2001-11-30 Canon Inc 放射線検出装置
JP2003021683A (ja) * 2001-07-06 2003-01-24 Canon Inc 放射線画像撮影装置
JP2003060181A (ja) * 2001-08-16 2003-02-28 Konica Corp 放射線画像検出器
JP4217506B2 (ja) * 2002-03-01 2009-02-04 キヤノン株式会社 放射線撮像装置
JP2004170216A (ja) * 2002-11-19 2004-06-17 Canon Inc 放射線検出装置
JP2005204810A (ja) * 2004-01-21 2005-08-04 Canon Inc Ｘ線画像撮影装置
JP2005250351A (ja) * 2004-03-08 2005-09-15 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線画像検出器及び放射線画像検出器の残留電荷除去方法
JP4612802B2 (ja) * 2004-04-30 2011-01-12 キヤノン株式会社 放射線画像取得装置および放射線画像取得方法、プログラム
JP4669768B2 (ja) * 2005-09-30 2011-04-13 富士フイルム株式会社 解像度可変型ｘ線撮像装置及びｘ線ｃｔ装置
JP2006263483A (ja) * 2006-06-06 2006-10-05 Canon Inc 撮像装置
JP4989120B2 (ja) * 2006-06-16 2012-08-01 キヤノン株式会社 放射線撮像システム及びその駆動方法
JP5217156B2 (ja) * 2006-11-29 2013-06-19 コニカミノルタエムジー株式会社 放射線撮像システム
JP5235348B2 (ja) * 2007-07-26 2013-07-10 富士フイルム株式会社 放射線撮像素子
JP5489423B2 (ja) * 2007-09-21 2014-05-14 富士フイルム株式会社 放射線撮像素子
JP5507202B2 (ja) * 2009-10-28 2014-05-28 富士フイルム株式会社 放射線撮像装置およびそれを用いた放射線撮影システム
CN102985848B (zh) * 2010-07-26 2016-03-16 富士胶片株式会社 放射线检测面板
JP5705934B2 (ja) * 2013-09-02 2015-04-22 富士フイルム株式会社 放射線撮像装置およびそれを用いた放射線撮影システム

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5751783A (en) * 1996-12-20 1998-05-12 General Electric Company Detector for automatic exposure control on an x-ray imaging system
CN1282877A (zh) * 1999-07-30 2001-02-07 东芝株式会社 放射线检测装置、闪烁体及放射线鉴别方法
CN1910473A (zh) * 2004-01-19 2007-02-07 独立行政法人科学技术振兴机构 放射线检测装置
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
JP2007044135A (ja) * 2005-08-08 2007-02-22 Shimadzu Corp Ｘ線露出制御用検出器およびそれを用いたｘ線撮像装置

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