CN107407735A - X射线检测器 - Google Patents

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Abstract

提供一种能够进行可诊断性高的双能拍摄的、X射线敏感度更高的X射线检测器。X射线检测器(1)包括：闪烁体元件(15)，其由遮光壁(17)划分，将低能量的X射线转换成光；以及闪烁体元件(19)，其由遮光壁(21)划分，将高能量的X射线转换成光。从X射线的入射方向来看，遮光壁(17)的位置图案与遮光壁(21)的位置图案构成为未对齐。因此，入射到X射线检测器(1)的X射线被至少任意一方的闪烁体元件转换成光，最终作为X射线检测信号输出。即，即使在X射线检测器(1)中形成有遮光壁的情况下，无法检测到X射线的区域也不再存在。因而，能够利用遮光壁提高X射线图像的分辨率，并且能够提高X射线检测器的X射线敏感度。

Description

X射线检测器
技术领域
本发明涉及一种用在医疗诊断装置等中的X射线检测器，特别是，用于检测能量范围不同的2种X射线的、能利用在双能X射线拍摄中的X射线检测器。
背景技术
以往，作为医疗用X射线图像的拍摄装置，使用X射线拍摄装置。并且，作为用在X射线拍摄装置中的X射线检测器，公知有例如平板型的X射线检测器(以下简称为FPD)。
以往的FPD101如图24的(a)所示，具有将板状的基材103、闪烁体面板105和光检测面板107依次层叠而构成的构造。闪烁体面板105由吸收X射线而转换成光的闪烁体元件构成。光检测面板107包括基板109和呈二维矩阵状排列的像素111。各像素111包括未图示的光电转换元件和输出元件。
从在图24的(a)中用附图标记R表示的方向向FPD101入射的X射线，在设置于闪烁体面板105的闪烁体元件处转换成光，作为闪烁光进行发光。在闪烁体面板105发出的闪烁光传输到像素111。并且，在设置于像素111的光电转换元件进行闪烁光的光电转换，自输出元件输出作为电信号的X射线检测信号。并且，基于输出的X射线检测信号生成X射线图像。
近年来，在医疗现场，进行利用不同的管电压拍摄被检体的同一部位的所谓双能拍摄。在双能拍摄中，分别生成基于具有不同的能量分布的X射线的X射线图像，从而能使被检体的构成元素的差异影像化。作为一个例子，通过获取基于低能量X射线的X射线图像和基于高能量X射线的X射线图像的差分，能够分离以骨头为例的硬部组织的X射线映像和以肌肉为例的软部组织的X射线映像。
在双能拍摄中，在改变管电压进行拍摄的情况下，X射线照射次数变为2次。因此，因被检体的身体移动等而使X射线图像的可诊断性下降。于是，提出了一种X射线检测器，该X射线检测器对被检体照射1次X射线，能够取得基于所照射的X射线中低能量的X射线的X射线图像和基于高能量的X射线的X射线图像这两种X射线图像(例如专利文献1)。以下，将这种能够通过1次的X射线照射来取得基于低能量的X射线的X射线图像和基于高能量的X射线的X射线图像的X射线检测器称为“双能型”的X射线检测器。并且，将除双能型的X射线检测器以外的X射线检测器称为“通常型”的X射线检测器，以进行区别。
这种双能型的X射线检测器201具有层叠2个图24的(a)所示那样的FPD101而成的结构。即，如图24的(b)所示，成为用于检测能量比较低的X射线的第1FPD203和用于检测能量比较高的X射线的第2FPD205沿附图标记R所示的X射线的照射方向层叠的结构。低能量的X射线P1由设置于FPD203的闪烁体元件207转换成闪烁光Q1，进一步在像素209转换成电信号。
另一方面，高能量的X射线P2通过闪烁体元件207，在设置于FPD205的闪烁体元件211转换成闪烁光Q2。闪烁光Q2在像素213转换成电信号。FPD203和FPD205以使设置于FPD203的基材A和设置于FPD205的基材A彼此相对的状态层叠。另外，为了吸收高能量的X射线进行检测，需要使闪烁体元件的厚度比较厚。即，闪烁体元件211通常比闪烁体元件207厚。
这里，在双能型的X射线检测器之外，提出了一种在通常型的FPD中利用分隔壁划分闪烁体元件的结构(例如参照专利文献2)。以下，使用图25的各图对具有利用分隔壁划分的结构的通常型的FPD301进行说明。与图24的(a)所示的FPD101同样地，FPD301层叠有基材303、闪烁体面板305和光检测面板307，光检测面板包括基板309以及像素311(图25的(a))。
闪烁体面板305如图25的(b)所示，包括格子状的遮光壁313和闪烁体元件315。闪烁体元件315分别填充在由遮光壁313隔开的小室空间的内部。通常，遮光壁313的节距构成为与像素311的节距大致相同(或是像素311的节距的整数倍)。
这样，闪烁体面板305具有呈二维矩阵状排列的闪烁体元件315被遮光壁313隔开而成的形状。由于散射的闪烁光被遮光壁313遮挡，因此能够防止在闪烁体元件315产生的散射光到达相邻的闪烁体元件315。因而，通过用遮光壁313将闪烁体元件315隔开，即使在使闪烁体元件315较厚的情况下，也能避免X射线图像的分辨率的下降。这种结构特别是在检测高能量的X射线的X射线检测器中是有用的。
另外，在专利文献2的结构中，能使分隔壁的节距为60μm～150μm左右的短距离。因此，通过使用专利文献2的X射线检测器，即使在X射线CT拍摄等要求像素的节距更细的X射线图像的情况下，也能避免X射线图像的分辨率的下降。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本特表2012-26979号公报
专利文献2：国际公开2012/161304号
发明内容
发明要解决的问题
但是，在具有这种结构的以往例的情况下，存在以下这样的问题。
即，以往的双能型的X射线检测器具有层叠2个通常型的FPD的结构，因此厚度为通常型的FPD的大约2倍。因此，有时无法在搭载通常型的FPD的X射线拍摄装置中搭载双能型的FPD。因而，双能型的FPD的通用性·兼容性下降。另外，在使闪烁体元件较厚的情况下，闪烁光向周围的闪烁体元件散射，因此X射线图像的分辨率下降。
此外，在层叠2个通常型的FPD而制造双能型的FPD时，设置于各通常型FPD的闪烁体元件以及像素的位置有时会错开。在该情况下，映在基于低能量X射线的X射线图像上的映像的位置和映在基于高能量X射线的X射线图像上的映像的位置不同，因此由双能拍摄获得的X射线图像的可诊断性明显下降。
本发明是鉴于上述这样的情况而作成的，目的在于提供一种能够进行可诊断性高的双能拍摄的、X射线敏感度更高的X射线检测器。
用于解决问题的方案
本发明为了达到上述这样的目的，采用以下这样的结构
即，本发明的X射线检测器包括：第1闪烁体面板，其由第1闪烁体元件和格子状的第1遮光部形成，所述第1闪烁体元件分别填充在由所述第1遮光部以二维矩阵状划分而成的小室内，将入射的X射线中的、低能量的X射线转换成光；第2闪烁体面板，其由第2闪烁体元件和格子状的第2遮光部形成，所述第2闪烁体元件分别填充在由所述第2遮光部以二维矩阵状划分而成的小室内，将入射的X射线中的、比所述低能量的X射线的能量高的高能量的X射线转换成光；第1光检测面板，其以二维矩阵状排列有将所述第1闪烁体元件转换形成的光转换成电荷的光电转换元件；以及第2光检测面板，其以二维矩阵状排列有将所述第2闪烁体元件转换形成的光转换成电荷的光电转换元件，所述第1闪烁体面板、所述第2闪烁体面板、所述第1光检测面板以及所述第2光检测面板分别沿所述X射线的入射方向层叠。
[作用·效果]通过具有利用遮光壁划分第1闪烁体元件和第2闪烁体元件的结构，能够更佳地避免起因于光检测面板的位置偏离的X射线检测器的不良情况的发生。
优选的是，所述第1遮光部的格子图案与所述第2遮光部的格子图案沿所述X射线的入射面错开。
[作用·效果]能够更佳地避免入射到X射线检测器的X射线穿透第1遮光部以及第2遮光部两者。即，X射线能够更加可靠地入射到第1闪烁体元件以及第2闪烁体元件中的至少一者而被转换成光。
另外，在上述的发明的基础上，优选的是，所述第2遮光部的节距比所述第1遮光部的节距大。
[作用·效果]即，第2遮光部的数量比第1遮光部的数量少。通过使形成有第2遮光部的区域比较少，使X射线检测器中能够检测到低能量的X射线和高能量的X射线两者的区域变得更大。结果，能够进一步提高X射线检测器的X射线敏感度。
另外，在上述的X射线检测器的基础上，更期望的是，第1遮光部的节距与第2遮光部的节距的比值等于自放射线源发出的呈放射状扩展的放射线束到达第1遮光部时的扩展宽度与放射线束到达第2遮光部时的扩展宽度的比值。
[作用·效果]利用上述的结构，能够提供使呈放射状扩展的X射线尽量不入射到遮光壁且敏感度高的X射线检测器。
另外，在上述的发明的基础上，优选的是，所述X射线检测器还包括平面状的基板，所述第1闪烁体面板形成在所述基板的一面上，所述第2闪烁体面板形成在所述基板的另一面上。
[作用·效果]由于第1闪烁体面板以及第2闪烁体面板与基板形成为一体，因此能够较佳地避免闪烁体面板的位置错误。因而，能将第1遮光部的格子图案和第2遮光部的格子图案更加可靠地形成为沿X射线入射面错开。
另外，在上述的发明的基础上，优选的是，所述第1光检测面板、所述第1闪烁体面板、所述第2闪烁体面板以及所述第2光检测面板依次层叠，所述第1闪烁体面板和所述第2闪烁体面板直接层叠在一起。
[作用·效果]由于第1闪烁体面板和第2闪烁体面板直接层叠在一起，因此能够减小作为双能型的X射线检测器整体的厚度。因而，能够提高X射线图像的分辨率，并且能够提高X射线检测器的兼容性以及通用性。
另外，在上述的发明的基础上，优选的是，所述第1闪烁体面板、所述第1光检测面板、所述第2闪烁体面板以及所述第2光检测面板依次层叠。
[作用·效果]X射线在首先入射到第1闪烁体面板后，入射到第1光检测面板。即，能够避免X射线直接入射到第1光检测面板，因此能够较佳地避免由X射线导致的第1光检测面板的劣化。
优选的是，使第1遮光部的格子图案与第2遮光部的格子图案对齐，从而将构成第2闪烁体面板的闪烁体元件配置为与构成第1闪烁体面板的闪烁体元件连接。
[作用·效果]采用上述的结构，能够提供能量分解能力高的X射线检测器。由于构成第1遮光部的遮光壁的格子图案与构成第2遮光部的遮光壁的格子图案对齐，因此穿过了第1闪烁体面板的第1遮光部的低能量的X射线入射到第2闪烁体面板的第1遮光部而直接穿过第2闪烁体面板。该X射线不会被X射线检测器检测到。第2光检测面板进行只检测高能量的X射线的理想的动作。
另外，在上述的X射线检测器的基础上，更期望的是，遮光部的节距根据遮光部的位置的不同而不同。
[作用·效果]通过形成为这种结构，能够更加自由地改变X射线检测器的结构，例如，能够提供最适合使用了发出呈放射状扩展的X射线的X射线源的拍摄的结构。
另外，在上述的X射线检测器的基础上，更期望的是，光电转换元件位于由遮光部的格子形成的划分部的内部。
[作用·效果]通过形成为这种结构，能够将彼此相邻的光电转换元件可靠地光学隔绝。
另外，在上述的X射线检测器的基础上，更期望的是，构成遮光部的格子的遮光壁构成为自格子的中央部朝向端部逐渐倾斜。
[作用·效果]通过形成为这种结构，能够提供使呈放射状扩宽的X射线尽量不入射到遮光部且敏感度高的X射线检测器。
另外，本发明的另一技术方案的X射线检测器的特征在于，包括：第1闪烁体面板，其由将入射的X射线中的、低能量的X射线转换成光的第1闪烁体元件形成；第2闪烁体面板，其由第2闪烁体元件和格子状的第2遮光部形成，所述第2闪烁体元件分别填充在由所述第2遮光部以二维矩阵状划分而成的小室内，将入射的X射线中的、比低能量的X射线的能量高的高能量的X射线转换成光；第1光检测面板，其以二维矩阵状排列有将第1闪烁体元件转换形成的光转换成电荷的光电转换元件；以及第2光检测面板，其以二维矩阵状排列有将第2闪烁体元件转换形成的光转换成电荷的光电转换元件，第1闪烁体面板、第2闪烁体面板、第1光检测面板以及第2光检测面板分别沿X射线的入射方向层叠。
[作用·效果]通过形成为这种结构，能使装置的结构简单化，提供更加廉价的X射线检测器。
发明的效果
采用本发明的X射线检测器，由于第1闪烁体面板上的第1遮光部的格子图案和第2闪烁体面板上的第2遮光部的格子图案构成为，沿X射线的入射面错开，因此能够更佳地避免入射到X射线检测器的X射线穿透第1遮光部以及第2遮光部两者。即，X射线更加可靠地入射到第1闪烁体元件以及第2闪烁体元件中的至少一者而被转换成光。
X射线中的、低能量的X射线由第1闪烁体元件转换成光，进一步在第1光检测面板转换成电荷。并且，比低能量的X射线的能量高的高能量的X射线由第2闪烁体元件转换成光，进一步在第2光检测面板转换成电荷。因此，X射线中的、低能量的X射线以及高能量的X射线的至少任意一方被转换成电荷，并被检测到。因而，能够大幅地减小X射线检测器中无法检测到X射线的区域，因此能够大幅地提高X射线检测器的X射线敏感度。
附图说明
图1是说明实施例1的X射线检测器的整体结构的概略图。图1的(a)是X射线检测器的剖视图，图1的(b)是说明实施例1的闪烁体块体的概略结构的俯瞰图。
图2是表示实施例1的X射线检测器中的各遮光壁的位置关系的俯视图。
图3是表示X射线检测器中各遮光壁的位置关系的剖视图。图3的(a)是表示比较例中的遮光壁的位置关系的剖视图，图3的(b)是表示实施例1中的遮光壁的位置关系的剖视图。
图4是说明关于实施例1的X射线检测器的优选的制造工序的图。
图5是说明实施例1的X射线检测器中的用于检测X射线的结构的剖视图。
图6是表示实施例1的X射线检测器中的涉及光检测面板的位置偏离的容许范围的剖视图。图6的(a)是表示不具有遮光壁的结构中的光检测面板的理想的位置的剖视图，图6的(b)是表示在不具有遮光壁的结构中发生光检测面板的位置偏离的状态的剖视图，图6的(c)是表示具有遮光壁的结构中的光检测面板的理想的位置的剖视图，图6的(d)是表示在具有遮光壁的结构中发生光检测面板的位置偏离的状态的剖视图。
图7是说明实施例2的X射线检测器的整体结构的概略图。图7的(a)是说明实施例2的X射线检测器的整体结构的剖视图，图7的(b)是说明实施例2的检测面板的概略结构的俯瞰图。
图8是说明关于实施例2的X射线检测器的优选的制造工序的图。
图9是说明实施例3的X射线检测器的整体结构的概略图。图9的(a)是说明实施例3的X射线检测器的整体结构的剖视图，图9的(b)是说明实施例3的闪烁复合体的概略结构的俯瞰图。
图10是说明关于实施例3的X射线检测器的优选的制造工序的图。
图11是说明实施例4的X射线检测器的概略图。
图12是说明实施例4的X射线检测器的效果的概略图。
图13是说明实施例4的X射线检测器的效果的概略图。
图14是说明实施例4的X射线检测器的效果的概略图。
图15是说明关于变形例(1)的X射线检测器的优选的制造工序的图。
图16是说明变形例(4)的X射线检测器的结构的图。图16的(a)是表示各遮光壁的节距以及位置关系的俯视图，图16的(b)是X射线检测器的剖视图。
图17是说明变形例(5)的闪烁体块体的结构的俯瞰图。
图18是表示变形例(6)的X射线检测器的结构的剖视图。
图19是表示本发明的一变形例的X射线检测器的结构的剖视图。
图20是表示本发明的一变形例的X射线检测器的结构的剖视图。
图21是表示本发明的一变形例的X射线检测器的结构的剖视图。
图22是表示本发明的一变形例的X射线检测器的结构的剖视图。
图23是表示本发明的一变形例的X射线检测器的结构的剖视图。
图24是说明以往例的X射线检测器的整体结构的剖视图。图24的(a)是表示以往例的通常型的X射线检测器的结构的剖视图，图24的(b)是表示以往例的双能型的X射线检测器的结构的剖视图。
图25是说明以往例的具有遮光壁的通常型的X射线检测器的整体结构的概略图。图25的(a)是表示具有遮光壁的通常型的X射线检测器的结构的剖视图，图25的(b)是表示闪烁体元件与遮光壁的位置关系的俯瞰图。
具体实施方式
实施例1
以下，参照附图说明本发明的实施例1。
图1是说明实施例1的X射线检测器的整体结构的剖视图。另外，作为实施例1的X射线检测器，以平板型检测器(FPD)为例进行说明。
整体结构的说明
实施例1的X射线检测器1如图1所示，包括闪烁体块体3、光检测面板5和光检测面板7。闪烁体块体3具有在二维方向上宽大的板状的构造。光检测面板5设置在闪烁体块体3的一面上，光检测面板7设置在闪烁体块体3的另一面上。即，X射线检测器1具有依次层叠有光检测面板5、闪烁体块体3以及光检测面板7的构造。
闪烁体块体3如图1的(b)所示，具有依次层叠有闪烁体面板9、基板11和闪烁体面板13的构造。闪烁体面板9设置在基板11的一面上，呈二维矩阵状排列的闪烁体元件15具有被格子状的遮光壁17隔开的形状。闪烁体面板13设置在基板11的另一面上，呈二维矩阵状排列的闪烁体元件19具有被格子状的遮光壁21隔开的形状。遮光壁17相当于本发明中的第1遮光部，遮光壁21相当于本发明中的第2遮光部。
即，在X射线检测器1中，闪烁体块体3具有基板11、闪烁体面板9以及闪烁体面板13成为一体的构造。另外，优选的是，在z方向上，闪烁体元件19比闪烁体元件15厚。作为遮光壁17以及遮光壁21的材料，作为一个例子，使用含有碱性金属氧化物的玻璃粉末等。闪烁体元件15以及闪烁体元件19将照射的X射线吸收，根据照射的X射线将荧光等光作为闪烁光发出。作为构成闪烁体元件15以及闪烁体元件19的材料，可以举出碘化铯等X射线荧光体。另外，也可以适当地使用其他公知的材料。
另外，优选的是，在基板11与闪烁体面板9之间以及基板11与闪烁体面板13之间分别设置有用于使闪烁光反射的光反射膜。作为光反射膜的材料，可以适当地使用薄膜状的铝等公知的光反射材料。进而，更优选的是，闪烁体面板9的整个外周以及闪烁体面板13的整个外周分别被用于使闪烁光反射的光反射膜覆盖。
光检测面板5包括基板23和呈二维矩阵状排列的像素25。各像素25包括将光转换为电荷的光电转换元件和基于转换后的电荷输出X射线检测信号的输出元件，各像素25将在闪烁体元件15发出的闪烁光转换成X射线检测信号而输出。如图1的(a)所示，优选的是，像素25的节距构成为与遮光壁17的节距大致相同。
闪烁体元件15将能量比较低的X射线吸收而转换成闪烁光。因此，通过对光检测面板5输出的X射线检测信号实施各种图像处理，生成基于低能量的X射线的X射线图像。光检测面板5相当于本发明中的第1光检测面板。闪烁体元件15相当于本发明中的第1闪烁体元件。闪烁体面板9相当于本发明中的第1闪烁体面板。
光检测面板7包括基板27和呈二维矩阵状排列的像素29。各像素29包括光电转换元件和输出元件，各像素29将在闪烁体元件19发出的闪烁光转换成X射线检测信号而输出。优选的是，像素29的节距构成为与遮光壁21的节距大致相同。光检测面板7相当于本发明中的第2光检测面板。闪烁体面板13相当于本发明中的第2闪烁体面板。
闪烁体元件19将能量比较高的X射线吸收而转换成闪烁光。因此，通过对光检测面板7输出的X射线检测信号实施各种图像处理，生成基于高能量的X射线的X射线图像。即，X射线检测器1是双能型的X射线检测器，通过使用X射线检测器1，能够利用1次的X射线照射取得基于低能量的X射线的X射线图像和基于高能量的X射线的X射线图像。闪烁体元件19相当于本发明中的第2闪烁体元件。
作为本发明的特征，设置在闪烁体面板9中的遮光壁17和设置在闪烁体面板13中的遮光壁21构成为在沿着用附图标记R表示的X射线的入射方向观察时未对齐。即，在实施例1中，如图2的俯视图所示，用实线表示的遮光壁17的格子图案和用虚线表示的遮光壁21的格子图案构成为沿X射线的入射面(xy平面)错开。由此，闪烁体元件19配置为自与闪烁体元件15连接的位置错开。在实施例1的结构中，各格子图案构成为沿xy平面错开，因此如图3所示，遮光壁17以及遮光壁21形成为交错排列。即，在实施例1的结构中，自用附图标记R表示的方向入射到X射线检测器1的X射线P必然入射到闪烁体元件15以及闪烁体元件19中的至少一者。因此，X射线P被更加可靠地转换成闪烁光，在像素25或像素29被检测到。因而，能够更加可靠地避免X射线P未被检测出来而穿透X射线检测器1，因此能够提高X射线检测器的X射线敏感度。
实施例1的X射线检测器1具有在X射线的照射方向上依次层叠有光检测面板5、闪烁体面板9、基板11、闪烁体面板13以及光检测面板7的构造。另外，在实施例1中，只要具有上述的层叠构造以及使遮光壁17的格子图案和遮光壁21的格子图案沿X射线的入射面错开的构造即可，将各结构组合而制造X射线检测器1的工序没有特别限定。但优选的是，以以下说明的工序制造X射线检测器1。
首先，准备平面状的基板11(图4的(a))。然后，在基板11的一面上以格子状形成遮光壁17(步骤S1)，在基板11的另一面上以格子状形成遮光壁21(步骤S2，图4的(b))。另外，在基板11上形成遮光壁17以及遮光壁21的工序的详细内容已在上述专利文献2等中给予详细说明，因此在这里省略进一步的说明。
利用步骤S1以及步骤S2的工序，使遮光壁17以及遮光壁21分别隔着基板11形成为一体。因此，能在基板11上的设想的位置准确地形成各遮光壁17以及遮光壁21。因而，能向设想的位置准确地以沿xy平面错开的方式形成遮光壁17的格子图案和遮光壁21的格子图案。
利用各个格子状的遮光壁17以及遮光壁21在基板11的两面形成以二维矩阵状划分而成的小室。随后，在利用遮光壁17划分而成的小室内填充闪烁体元件15(步骤S3)。通过闪烁体元件15的填充来形成闪烁体面板9。并且，在利用遮光壁21划分而成的小室内填充闪烁体元件19，形成闪烁体面板13(步骤S4)。通过在基板11的两面分别形成闪烁体面板9以及闪烁体面板13，形成闪烁体块体3(图4的(c))。
在形成了闪烁体块体3后，将光检测面板5粘贴到闪烁体面板9上(步骤S5)。并且，将光检测面板7粘贴到闪烁体面板13上(步骤S6)。通过使光检测面板5以及光检测面板7分别与闪烁体块体3组合，制造作为双能型的X射线检测器的X射线检测器1(图4的(d))。
另外，通过在各闪烁体面板中设置遮光壁，在使各光检测面板与各闪烁体面板组合时，在与遮光壁的厚度对应的预定的范围内容许光检测面板的位置偏离。因此，能在进行光检测面板的组合时，更佳地避免起因于光检测面板的位置错误的X射线检测器1的不良情况的发生。光检测面板的对位时的位置偏离的容许范围详见后述。
这里，使用图5对使用实施例1的X射线检测器1进行双能拍摄的情况下的动作进行说明。在X射线拍摄中，自用附图标记R表示的方向照射X射线。X射线首先穿透光检测面板5，入射到闪烁体面板9。入射到闪烁体面板9的X射线中的、高能量的X射线P2不被闪烁体元件15吸收地通过闪烁体面板9。并且，高能量的X射线P2在入射到闪烁体面板13后，被闪烁体元件19吸收而转换成闪烁光Q2。闪烁光Q2由像素29转换成作为电信号的电荷，作为X射线检测信号输出。
作为比X射线P2的能量低的X射线的低能量的X射线P1中的、在闪烁体面板9入射到闪烁体元件15的X射线P1a由闪烁体元件15转换成闪烁光Q1a。闪烁光Q1a由像素25转换成电信号，作为X射线检测信号输出。
另一方面，低能量的X射线P1中的、在闪烁体面板9入射到遮光壁17的X射线P1b不被闪烁体元件15吸收地通过闪烁体面板9。但是，由于格子图案沿xy平面错开，因此遮光壁17和遮光壁21构成为在作为X射线照射方向的z方向上不是排列在一条直线上。因此，低能量的X射线P1b在闪烁体面板13中，不会入射到遮光壁21中，而是入射到闪烁体元件19。并且，X射线P1b在闪烁体元件19转换成闪烁光Q1b，在像素作为X射线检测信号输出。
通过这样使遮光壁17的格子图案和遮光壁21的格子图案在xy平面上错开，入射到X射线检测器1的X射线在至少任意一方的闪烁体面板被转换成闪烁光。因而，能够大幅地减少X射线检测器中无法检测X射线的区域，因此能够大幅地提高双能型X射线检测器的X射线敏感度。
由实施例1的结构获得的效果
这样，实施例1的双能型的X射线检测器1包括：闪烁体元件15，其由遮光壁17划分，将低能量的X射线转换成光；以及闪烁体元件19，其由遮光壁21划分，将高能量的X射线转换成光。并且，遮光壁17和遮光壁21分别形成为xy平面上的格子状的图案的位置错开。在该情况下，从X射线的入射方向观察，遮光壁17与遮光壁21重叠的区域大幅减少。即，在X射线的入射方向上，遮光壁17和遮光壁21未排列在一条直线上。
在实施例1的结构中，如图3所示，遮光壁17和遮光壁21交错排列，因此X射线P至少由任意一方的闪烁体元件转换成光，最终作为X射线检测信号输出。即，即使在X射线检测器1中形成有遮光壁的情况下，也能大幅地减少无法检测X射线的区域。因而，能够利用遮光壁提高X射线图像的分辨率，并且能够提高X射线检测器的X射线敏感度。
另外，在以往例的双能型的X射线检测器中，具有将第1基板和第2基板粘贴而成的结构，上述第1基板形成有低能量检测用的闪烁体面板，上述第2基板形成有高能量检测用的闪烁体面板。在该情况下，在进行粘贴时，位置会偏离，因此难以使各闪烁体面板准确地对位。因而，当在以往的双能型的X射线检测器中采用了利用遮光壁划分闪烁体元件的结构的情况下，设置在各闪烁体面板上的遮光壁的位置容易偏离设想的位置。结果，映在利用双能拍摄获得的各X射线图像上的映像的位置未对齐，因此X射线图像的可诊断性大幅下降。另外，虽然在设想上要将遮光壁彼此的格子图案构成为错开，但仍担心由于遮光壁的位置偏离而发生遮光壁彼此的格子图案沿xy平面对齐的事态。
另一方面，实施例1的X射线检测器1具有在基板11的一面上形成有闪烁体面板9，在基板11的另一面上形成有闪烁体面板13的结构。即，遮光壁17以及遮光壁21在单一的基板上形成有格子图案。因而，能在设想的位置更加高精度地形成各遮光壁17以及遮光壁21。结果，能够如设想那样提高X射线检测器1的X射线敏感度，因此通过使用X射线检测器1，能够进行可诊断性更高的双能拍摄。
在实施例1的双能用X射线检测器中，遮光壁17以及遮光壁21的节距可以设定为60μm～150μm程度的短距离。因此，X射线CT拍摄等要求缩短像素的节距的X射线拍摄方法能够应用双能拍摄。并且，在双能拍摄中，能够取得分辨率更高的X射线图像。
另外，在实施例1的X射线检测器1中，使用单一的基板11。即，与将2张基板粘贴的以往的结构相比，在实施例1的结构中能够降低X射线检测器的厚度。因而，能够更佳地避免实施例1的双能型X射线检测器的兼容性以及通用性的下降。
此外，在实施例1的X射线检测器1中，各闪烁体面板具有利用遮光壁划分闪烁体元件的结构。因此，在X射线检测器1的制造工序中，在使光检测面板5以及光检测面板7与闪烁体块体3组合时，能够更佳地避免起因于光检测面板的位置偏离的不良情况的发生。以下，使用图6的各图对容许光检测面板的位置偏离的范围进行说明。
为了提高X射线图像的可诊断性，理想的是，自单一的闪烁体元件发出的闪烁光全部入射到同一像素。即，理想的是，在使光检测面板5与闪烁体块体3组合时，以各像素25的位置与闪烁体元件15的位置准确地对齐的方式进行准确的对位。
在图6的(a)中例示在闪烁体面板未设置遮光壁的结构中，通过准确的对位而制造的X射线检测器1的构造。在该情况下，像素25的x方向的长度与闪烁体元件15的x方向的长度大致相等。因此，自闪烁体元件15a发出的闪烁光全部入射到像素25a。另外，对像素25a的右端的位置标注了星号。
这里，在使光检测面板5与闪烁体块体3组合时，光检测面板5的位置有时会偏离。在以往的双能型X射线检测器的不存在遮光壁17的结构中，如箭头所示，光检测面板5沿x方向偏离，从而自闪烁体元件15a发出的闪烁光Q1被像素25a以及像素25b检测到(图6的(b))。
即，在闪烁体面板未设置遮光壁的结构中，即使光检测面板5沿x方向仅稍微偏离，也容易发生自单一的闪烁体元件发出的闪烁光Q1被多个像素检测到的事态。即，在闪烁体面板未设置遮光壁的以往的结构中，进行光检测面板5的对位时的位置偏离的容许范围非常窄。
另一方面，在图6的(c)中例示在实施例1中通过准确的对位而制造的X射线检测器1的构造。在该情况下，像素25的x方向的长度与使遮光壁17的厚度N和闪烁体元件15的x方向的长度相加后得到的长度大致相等。因此，自闪烁体元件15a发出的闪烁光全部入射到像素25a。
在具有遮光壁17的实施例1的结构中，即使在光检测面板5的位置沿x方向偏离了遮光壁17的厚度N的距离的情况下，自闪烁体元件15a发出的闪烁光Q1也会全部入射到像素25a(图6的(d))。即，在实施例1的X射线检测器1中，在进行光检测面板5的对位时，依据遮光壁17的厚度N的值，存在对光检测面板5的位置偏离的容许范围。
在沿y方向进行光检测面板5的对位的情况下，以及在进行光检测面板7与闪烁体块体3的对位的情况下，也存在上述这种对位置偏离的容许范围。因而，在实施例1中，通过具有利用遮光壁划分闪烁体元件的结构，能够更佳地避免起因于光检测面板的位置偏离的X射线检测器1的不良情况的发生。
实施例2
接下来，参照附图说明本发明的实施例2。图7的(a)是说明实施例2的双能型的X射线检测器1A的结构的剖视图。另外，关于与实施例1相同的结构，标注与实施例1相同的附图标记而省略详细的说明。
与实施例1同样地，实施例2的X射线检测器1A具有沿z方向依次层叠有光检测面板5、闪烁体块体3和光检测面板7的构造。但实施例2的闪烁体块体3在不具有基板11的这一点上与实施例1不同。即，在实施例2中，成为使闪烁体面板9和闪烁体面板13以直接接触的方式层叠的构造。另外，与实施例1同样，优选的是，分别利用将铝等作为材料的光反射膜覆盖闪烁体面板9和闪烁体面板13。在该情况下，在X射线检测器1A中，成为将利用光反射膜覆盖的闪烁体面板9和闪烁体面板13直接层叠的结构。
并且，与实施例1同样，设置在闪烁体面板9中的遮光壁17和设置在闪烁体面板13中的遮光壁21构成为沿附图标记R所示的X射线的入射方向未对齐。即，X射线的入射面(xy平面)上的遮光壁17的格子图案与xy平面上的遮光壁21的格子图案错开(参照图2)。因而，遮光壁17和遮光壁21构成为沿z方向未排列在一条直线上，而是交错地排列。
实施例2的X射线检测器1A具有沿X射线的照射方向依次层叠有光检测面板5、闪烁体面板9、闪烁体面板13以及光检测面板7的构造。另外，在实施例2中，只要具有上述的层叠构造以及使遮光壁17的格子图案和遮光壁21的格子图案沿X射线的入射面错开的构造即可，将各结构组合而制造X射线检测器1A的工序没有特别限定。但优选的是，以以下说明的工序制造X射线检测器1A。
首先，准备由排列有像素25的平面状的基板23构成的光检测面板5(图8的(a))。并且，在基板11的一面上以格子状形成遮光壁17(步骤S1、图8的(b))。随后，在利用遮光壁17划分而成的小室的空间内填充闪烁体元件15(步骤S2)。通过闪烁体元件15的填充来形成闪烁体面板9。将闪烁体面板9与光检测面板5层叠而成的复合体称为面板复合体31(图7的(b)、图8的(c))。
并且，利用与面板复合体31同样的工序制作在光检测面板7的一面上形成有闪烁体面板13的面板复合体33。即，在由排列有像素29的平面状的基板27形成的光检测面板7的一面上以格子状形成遮光壁21(步骤S3)。随后，在利用遮光壁21划分而成的小室的空间内填充闪烁体元件19(步骤S4)。通过闪烁体元件19的填充来形成闪烁体面板13。利用步骤S3以及步骤S4的工序，制作闪烁体面板13与光检测面板7层叠而成的复合体即面板复合体33。另外，步骤S1～步骤S4的顺序可以根据需要适当地变更。
在形成了面板复合体31以及面板复合体33后，在使闪烁体面板9与闪烁体面板13面对的状态下将面板复合体31与面板复合体33组合(步骤S5、图8的(d))。在步骤S5中，以遮光壁17的格子图案和遮光壁21的格子图案沿xy平面错开的方式将闪烁体面板9与闪烁体面板13组合。
通过将面板复合体31以及面板复合体33组合，制造使闪烁体面板9与闪烁体面板13直接层叠而成的X射线检测器1A。在X射线检测器1A中，与实施例1不同，具有将基板11省略掉的构造。因此，在实施例2中，能够进一步减小X射线检测器1A的厚度，因此能够提高X射线检测器1A的兼容性以及通用性。
另外，在上述这种制造方法中，不是将光检测面板与闪烁体面板粘贴，而是在光检测面板上直接形成闪烁体面板。因而，能够避免在进行粘贴时发生的位置错误，因此能够更佳地避免像素和遮光壁的位置自设想的位置偏离。
使用X射线检测器1A进行双能拍摄的工序与实施例1相同。即，如图7的(a)所示，自用附图标记R表示的方向照射的X射线首先通过光检测面板5入射到闪烁体面板9。并且，入射到闪烁体面板9的X射线中的高能量的X射线P2通过闪烁体元件15，在闪烁体元件19被吸收。低能量的X射线P1中入射到闪烁体元件15的X射线P1a在闪烁体元件15被吸收。
另一方面，入射到遮光壁17的X射线P1b通过闪烁体面板9。但是，由于遮光壁17和遮光壁21在z方向上不是排列在一条直线上，因此入射到闪烁体面板13的X射线P1b被闪烁体元件19较佳地吸收。因而，与实施例1同样，能够大幅地减少X射线检测器1A中无法检测X射线的区域。
这样，与实施例1同样地，实施例2中的X射线检测器1A构成为使遮光壁17的格子图案和遮光壁21的格子图案沿X射线的入射面错开。因此，能够大幅地减少无法检测X射线的区域，所以能够大幅地提高X射线检测器1A的X射线敏感度。此外，X射线检测器1A形成为闪烁体面板9与闪烁体面板13直接接合的结构。即，与实施例1的X射线检测器1相比，与省略掉基板11相应地，能减小X射线检测器1A的厚度。因此，能够进一步提高X射线检测器1A的兼容性·通用性。此外，由于减小了X射线检测器的厚度，因此能够更佳地避免闪烁光的漫射。因而，能够提高利用X射线检测器1A取得的X射线图像的分辨率。
实施例3
接下来，参照附图说明本发明的实施例3。图9的(a)是说明实施例3的X射线检测器1B的结构的剖视图。
在实施例3中，与实施例2同样，成为不具有基板11的结构。但在层叠光检测面板5以及闪烁体面板9的顺序相反这一点上，实施例3与实施例2不同。即，在实施例3的X射线检测器1B中，依次层叠闪烁体面板9、光检测面板5、闪烁体面板13以及光检测面板7。
X射线检测器1B与其他的实施例同样，设置在闪烁体面板9上的遮光壁17和设置在闪烁体面板13上的遮光壁21构成为格子图案沿xy平面错开(参照图2)。因而，遮光壁17和遮光壁21在z方向上不是排列在一条直线上，而是交错地排列。因此，入射到X射线检测器1B的X射线无论能量的高低，都能可靠地入射到闪烁体元件15或闪烁体元件19。结果，能够大幅地减少X射线检测器1B中无法检测X射线的区域，因此能够提高X射线检测器1B的X射线敏感度。
将各结构组合而制造X射线检测器1B的工序没有特别限定。但优选的是，以以下说明的工序来制造X射线检测器1B。
首先，准备由在一面上排列有像素25的平面状的基板23形成的光检测面板5(图10的(a))。并且，在光检测面板5中的一面即排列有像素25的面上以格子状形成遮光壁17(步骤S1)，在光检测面板5的另一面上以格子状形成遮光壁21(步骤S2、图10的(b))。
利用步骤S1以及步骤S2的工序，使遮光壁17以及遮光壁21分别借助光检测面板5而形成为一体。因此，能在基板11上的设想的位置准确地形成各遮光壁17以及遮光壁21。因而，能够更加可靠地形成使遮光壁17的格子图案和遮光壁21的格子图案沿xy平面错开的结构。
利用各格子状的遮光壁17以及遮光壁21，在光检测面板5的两面形成呈二维矩阵状划分而成的小室。随后，在利用遮光壁17划分而成的小室的空间内填充闪烁体元件15(步骤S3)。通过闪烁体元件15的填充来形成闪烁体面板9。并且，在利用遮光壁21划分而成的小室的空间内填充闪烁体元件19，形成闪烁体面板13(步骤S4)。通过在光检测面板5的两面分别形成闪烁体面板9以及闪烁体面板13，形成闪烁复合体35(图9的(b)、图10的(c))。
在形成了闪烁复合体35后，将光检测面板7粘贴到闪烁体面板13上，从而将闪烁复合体35与光检测面板7组合(步骤S5)。通过将闪烁复合体35与光检测面板7组合，制造双能型的X射线检测器1B(图10的(d))。在X射线检测器1B中，与实施例2同样，具有将基板11省略掉的构造。因此，在实施例3中，能够进一步减小X射线检测器1B的厚度，因此能够提高X射线检测器1B的兼容性以及通用性。
在实施例1以及实施例2中，在进行双能拍摄的情况下，X射线首先入射到光检测面板5。在这样的结构中，由于X射线直接入射到光检测面板5，因此光检测面板5比较易于劣化。而在使用X射线检测器1B进行双能拍摄的情况下，自用附图标记R表示的方向照射的X射线首先入射到闪烁体面板9。在这样的结构中，X射线不直接入射到光检测面板5，因此与实施例1以及实施例2相比，在实施例3中能够降低光检测面板5的劣化速度。
另外，在实施例3的X射线检测器1B中，闪烁体面板9、13作为闪烁复合体35成为一体。即，具有在光检测面板5的一面上形成有闪烁体面板9，在光检测面板5的另一面上形成有闪烁体面板13的结构。在该情况下，遮光壁17以及遮光壁21的图案形成于单一的光检测面板5上。因而，能将各遮光壁17以及遮光壁21精度更高地形成在设想的位置。结果，通过使用X射线检测器1B，能够进行可诊断性更高的双能拍摄。
实施例4
图11说明实施例4的X射线检测器。为了方便说明，实施例4的X射线检测器与在图7中说明的实施例2的X射线检测器对应，但也可以应用其他实施例1、3的结构。
作为实施例4的特征，设置在闪烁体面板9上的遮光壁17和设置在闪烁体面板13上的遮光壁21构成为沿X射线的入射方向对齐。即，在实施例4中，如图11的俯视图所示，遮光壁17的格子图案和遮光壁21的格子图案构成为沿X射线的入射面(xy平面)对齐。因而，闪烁体面板13的遮光壁21就像使闪烁体面板9的遮光壁17延伸而形成的那样。通过使遮光壁17的格子图案与遮光壁21的格子图案对齐，将闪烁体元件19配置为与闪烁体元件15连接。在实施例4的结构中，也如在实施例1中说明的那样，具有利用遮光壁划分闪烁体元件的结构，从而能够更佳地避免起因于光检测面板的位置偏离的X射线检测器的不良情况的发生。
图12说明实施例4的结构的特有的效果。在进行双能拍摄的情况下，自X射线源放出高能量的X射线P2和低能量的X射线P1两者。如图12所示，低能量的X射线P1无法穿透对于X射线源来说是近位侧的面板复合体31而在面板复合体31被检测到。高能量的X射线P2穿透面板复合体31而被对于X射线源来说是远位侧的面板复合体32检测到。在本发明的X射线检测器中，将由面板复合体31检测到的X射线作为低能量的X射线进行处理，将由面板复合体32检测到的X射线作为高能量的X射线进行处理。因而，为了准确地区分检测到的X射线的能量，理想的是，低能量的X射线全部由面板复合体31检测到，高能量的X射线全部由面板复合体32检测到。
在如实施例2那样格子图案相互不同的情况下，不再能准确地区分检测到的X射线的能量。图13说明此情况。图13是将实施例2中的X射线检测器中的闪烁体面板9与闪烁体面板13的连接部放大后的图。闪烁体面板9所具有的遮光壁17具有可以说是较薄的程度的厚度。该遮光壁17由于由使荧光反射的反射材料构成，因此遮挡X射线本身的能力不那么强。因而，入射到闪烁体面板9的遮光壁17的低能量的X射线穿过遮光壁17而朝向闪烁体面板13入射。采用实施例2的结构，由于遮光壁17的格子图案与遮光壁21的格子图案彼此错开，因此遮光壁17面对闪烁体面板13的闪烁体元件19。因而，穿过了闪烁体面板9的遮光壁17的低能量的X射线入射到闪烁体面板13的闪烁体元件19，并在闪烁体元件19被转换为荧光。该荧光被面板复合体32检测。虽然理想的是，面板复合体32只检测高能量的X射线，但也检测了低能量的X射线的一部分。
图14说明实施例4的X射线检测器。采用实施例4的结构，由于遮光壁17的格子图案与遮光壁21的格子图案对齐，因此遮光壁17面对闪烁体面板13的遮光壁21。因而，穿过了闪烁体面板9的遮光壁17的低能量的X射线入射到闪烁体面板13的遮光壁21而直接穿过闪烁体面板13。该X射线不会被面板复合体32检测到。面板复合体32进行只检测高能量的X射线那样理想的动作。这样，采用实施例4的结构，能够提供能量分解能力高的X射线检测器。
本发明并不限定于所述实施方式，可以如下述那样地进行变形实施。
(1)在上述的实施例1中，记载了在单一的基板11的两面一体地形成闪烁体面板9和闪烁体面板13的制造工序，但基板11也可以是将2张基板11a和基板11b粘贴而成的结构。以下，使用图15的各图对制造这种实施例1的变形例的X射线检测器1C的工序进行说明。
首先，在平面状的基板11a的一面上以格子状形成遮光壁17(步骤S1、图15的(a))。另一方面，在平面状的基板11b的一面上以格子状形成遮光壁21(步骤S2、图15的(a))。随后，在利用遮光壁17划分的小室的空间内填充闪烁体元件15(步骤S3)。通过闪烁体元件15的填充来形成闪烁体面板9(图15的(b))。并且，在利用遮光壁21划分的小室的空间内填充闪烁体元件19(步骤S4)。通过闪烁体元件19的填充来形成闪烁体面板13(图15的(b))。
接着，将形成有闪烁体面板9的基板11a和形成有闪烁体面板13的基板11b粘贴，制作闪烁体块体3(步骤S5、图15的(c))。在步骤S5中，使基板11a的另一面与基板11b的另一面面对，以遮光壁17的格子图案和遮光壁21的格子图案沿xy平面错开的方式进行对位，将各基板11a以及基板11b粘贴。
在形成了闪烁体块体3后，使光检测面板5与闪烁体面板9粘贴(步骤S6)。并且，使光检测面板7与闪烁体面板13粘贴(步骤S7)。通过使光检测面板5以及光检测面板7分别与闪烁体块体3组合，制造双能型的X射线检测器1C(图4的(d))。
在上述这种作为实施例1的变形例的变形例(1)的结构中，制作2组的使基板、闪烁体面板和光检测面板层叠而成的复合体，随后将基板彼此粘贴，从而将2组复合体组合。在该情况下，在2张基板的各基板的一面上形成格子状的遮光壁。即，不需要进行在基板的两面形成遮光壁的工序。因而，在采用实施例1的变形例的制造工序的情况下，能够避免X射线检测器的制造工序变得复杂。因此，能够降低作为具有遮光壁的双能型的X射线检测器的X射线检测器1的制造成本。
(2)在上述的各实施例中，具有利用格子状的遮光壁17(或遮光壁21)将闪烁体元件划分成正方形的结构，但划分的形状不限定于正方形。即，作为利用遮光壁17划分的小室的形状的其他例子，可以适当地选择长方形、平行四边形、梯形和正六边形等形状。
(3)在上述的各实施例中，记载了对基于低能量的X射线的闪烁光进行检测的像素25的节距与对基于高能量的X射线的闪烁光进行检测的像素29的节距大致相同，但本发明不限定于此。即，像素25的节距与像素29的节距也可以构成为不同。特别是，在考虑了自倾斜方向入射到X射线检测器1的X射线入射面的X射线的存在的情况下，优选的是使像素29的节距比像素25的节距大的结构。
(4)在上述的各实施例中，如图2等所示地记载了遮光壁17的节距与遮光壁21的节距一致，但本发明不限定于此。即，遮光壁17的节距与遮光壁21的节距也可以不同。特别是，如图16的(a)所示，在使遮光壁21的节距比遮光壁17的节距大的状态下，优选的是，使遮光壁17的格子图案与遮光壁21的格子图案沿xy平面错开。在图16的(a)中，例示了将遮光壁21的节距设定为遮光壁17的节距的2倍的结构。
在图16的(b)中表示上述这种变形例(4)的X射线检测器1D的剖视图。在变形例的结构中，遮光壁21的数量比遮光壁17的数量少。入射到X射线检测器的高能量的X射线P2中的、入射到闪烁体元件19的X射线P2a，被比较厚的闪烁体元件19较佳地转换成闪烁光Q2。并且，闪烁光Q2被像素29转换成电荷而被检测到。
另一方面，高能量的X射线P2中的、入射到遮光壁21的X射线P2b在闪烁体面板13不被转换成闪烁光。另外，在闪烁体元件15中，无法转换高能量的X射线P2。因此，在形成有遮光壁21的区域，X射线检测器能够检测低能量的X射线P1，而难以检测到高能量的X射线P2b。
因此，在变形例(4)的X射线检测器1D中，通过采用增大遮光壁21的节距等方法，使遮光壁21比遮光壁17少。在这种结构中，能使入射到遮光壁21的高能量的X射线P2b进一步减少。因此，能够减少无法检测到高能量的X射线的区域。
另外，在闪烁体面板9入射到遮光壁17的X射线在闪烁体面板13可靠地入射到闪烁体元件19。因而，在形成有遮光壁17的区域，X射线检测器无论能量的高低，都能检测到X射线。结果，通过使遮光壁21比遮光壁17少，使无论能量的高低都能检测到X射线的区域更宽广，因此能够进一步提高X射线检测器的X射线敏感度。
(5)在上述的各实施例中，具有利用对闪烁光进行遮挡的遮光壁划分闪烁体元件的结构，但划分闪烁体元件的结构不限定于遮光壁。即，如图17所示，也可以是沿z方向在闪烁体元件15挖出格子状的槽，从而划分闪烁体元件15的结构。利用槽F妨碍在闪烁体元件15发出的闪烁光的散射。因而，与形成遮光壁的结构同样，在闪烁体元件形成槽F的结构中，也能获得避免闪烁光相对于周围的闪烁体元件15的散射的效果。在这种变形例(5)的X射线检测器1E中，槽F相当于本发明中的遮光部。
并且，将形成于闪烁体元件15的槽F和形成于闪烁体元件19的槽F构成为在X射线的入射方向(z方向)上未排列在一条直线上。通过这样将闪烁体元件15的槽F与闪烁体元件19的槽F形成为相对于X射线的入射面交错地排列，入射到X射线检测器的X射线被闪烁体元件15或闪烁体元件19可靠地转换成光。因而，能够减少X射线检测器中无法检测到X射线的区域，提高X射线敏感度。
(6)在上述的各实施例中，以利用闪烁体元件等将X射线转换成光，进一步将光转换成电信号的间接转换型的X射线检测器为例进行了说明，但本发明的结构也能应用在将X射线直接转换成电信号的直接转换型的X射线检测器中。即，在各实施例的结构中，使用由a-Se(非晶硒)等构成、并将X射线转换成电荷的X射线转换元件来代替闪烁体元件。并且，通过呈格子状形成用于遮挡电荷的散射的遮挡壁(或槽)来代替遮光壁，也能在直接转换型的X射线检测器中获得本发明的效果。在这种变形例(6)的直接转换型的双能型X射线检测器中，遮挡壁(或槽)相当于本发明中的遮挡部。
在图18中表示变形例(6)的直接转换型的双能型X射线检测器1F的结构。X射线检测器1F是在实施例1的间接转换型的双能型X射线检测器1中采用了直接转换型的结构而形成的。另外，关于与X射线检测器1相同的结构，标注与X射线检测器1相同的附图标记进行说明。
X射线检测器1F具有依次层叠有X射线检测面板37、X射线转换层39、基板11、X射线转换层41和X射线检测面板43的结构。X射线检测面板37包括基板23和呈二维矩阵状排列的像素25A。X射线检测面板37相当于本发明中的第1X射线检测面板，X射线检测面板43相当于本发明中的第2X射线检测面板。
X射线转换层41包括基板27和呈二维矩阵状排列的像素29A。X射线转换层39具有利用格子状的遮挡壁47将呈二维矩阵状排列的X射线转换元件45隔开的形状。X射线转换层41具有利用格子状的遮挡壁51将呈二维矩阵状排列的X射线转换元件49隔开的形状。X射线转换层39相当于本发明中的第1X射线转换层，X射线转换层41相当于本发明中的第2X射线转换层。X射线转换元件45相当于本发明中的第1X射线转换元件，X射线转换元件49相当于本发明中的第2X射线转换元件。
X射线转换元件45以及X射线转换元件49分别由a-Se等构成，将入射的X射线转换成电荷。遮挡壁47以及遮挡壁51分别由遮挡电荷的移动的材料构成，防止电荷的漫射。遮挡壁47的格子图案和遮挡壁51的格子图案构成为沿X射线的入射面错开。遮挡壁47以及遮挡壁51也可以是妨碍电荷的漫射的槽部。遮挡壁47相当于本发明中的第1遮挡部，遮挡壁51相当于本发明中的第2遮挡部。
与像素25以及像素29不同，像素25A以及像素29A具有将光电转换元件省略掉的结构。即，像素25A以及像素29A检测到在X射线转换元件中转换的电荷，作为X射线检测信号输出。X射线转换元件45将能量比较低的X射线转换成电荷。因此，通过对在X射线检测面板37中由像素25A输出的X射线检测信号实施各种图像处理，生成基于低能量的X射线的X射线图像。
另一方面，X射线转换元件49将能量比较高的X射线转换成电荷。因此，通过对在X射线检测面板43中由像素25A输出的X射线检测信号实施各种图像处理，生成基于高能量的X射线的X射线图像。另外，变形例(6)的直接转换型的结构能够应用在其他实施例以及变形例的间接转换型的双能型X射线检测器中。
(7)在上述的各实施例中，优选的是，遮光壁17(或遮光壁21)的节距构成为与像素25(或像素29)的节距大致相同，但本发明不限定于此。作为其他的优选结构，可以举出遮光壁的节距为像素的节距的整数倍的结构等。另外，只要遮光壁17的格子图案与遮光壁21的格子图案沿xy平面错开即可，各遮光壁的节距也可以是像素的节距的整数倍。
(8)在上述的实施例的结构中，形成为在闪烁体面板13上设置有遮光壁21的结构，但本发明不限定于此结构。如图19所示，也可以形成为将闪烁体面板13的遮光壁21省略掉的结构。为了方便说明，本变形例的X射线检测器与在图11中说明的实施例4的X射线检测器对应，但也可以应用其他的实施例1、2、3的结构。另外，也可以形成为在闪烁体面板13上设置有遮光壁21的结构的状态下将闪烁体面板9的遮光壁17省略掉那样的结构。通过形成为这种结构，能使装置的结构简单化，提供更加廉价的X射线检测器。
(9)在上述的实施例的结构中，设置在闪烁体面板9上的遮光壁17的排列节距与设置在闪烁体面板13上的遮光壁21的排列节距相同，但本发明不限定于此结构。如图20所示，也可以使遮光壁17的排列节距与遮光壁21的排列节距不同。在该情况下，闪烁体元件15的排列节距以及像素25的排列节距与遮光壁17的排列节距相同。同样，闪烁体元件19的排列节距以及像素29的排列节距与遮光壁21的排列节距相同。因而，像素25的排列节距与像素29的排列节距彼此不同。
特别是，在使遮光壁21的排列节距比遮光壁17的排列节距大时，如图20所示，能将遮光壁21配置在将X射线源所具有的X射线焦点p和遮光壁17连结的直线上。在X射线呈放射状扩展的情况下，穿透闪烁体面板13的X射线的扩展面积比穿透闪烁体面板9后的扩展面积大。因而，图20结合此情况，根据X射线的射束宽度缩窄近位侧的闪烁体面板9的宽度，加宽远位侧的闪烁体面板13的宽度。遮光壁的排列节距也结合X射线射束宽度，缩窄遮光壁17的排列节距，加宽遮光壁21的排列节距。图20表示将本变形例应用在实施例2的结构时的情况。因而，从呈放射状扩展的X射线束来看，闪烁体面板13的遮光壁21排列成像是通过使闪烁体面板9的遮光壁17延伸而形成的那样。为了方便说明，本变形例的X射线检测器与在图11中说明的实施例4的X射线检测器对应，但也可以应用其他的实施例1、2、3的结构。
(10)在上述的变形例9的结构中，像素25的排列节距与像素29的排列节距彼此不同，但也可以使排列节距相同。也可以使像素的排列节距恒定，并且改变遮光壁的排列节距。图21表示使遮光壁21的排列节距变更的情况。图21的上段表示如上述的实施例那样排列遮光壁21的情况。图21的中段表示使遮光壁21向右侧偏离了的状态。
此时，遮光壁21位于自图21的上段的状态向右侧以小于遮光壁21的厚度的一半的移动量偏离了的位置。通过使遮光壁21的移动量小于自身的厚度的一半，保持遮光壁21近旁的2个像素29的光学绝缘性。即，即使使遮光壁21如图21的中段那样进行了移动，在位于移动后的遮光壁21的左侧的闪烁体元件15产生的荧光也会被遮光壁21阻挡而不入射到位于遮光壁21的右侧的像素29。另外，在位于移动后的遮光壁21的右侧的闪烁体元件15产生的荧光被遮光壁21阻挡而不会入射到位于遮光壁21的左侧的像素29。另外，随着该遮光壁21的移动，位于遮光壁21的两侧的闪烁体元件15的宽度发生变化。
即，位于移动后的遮光壁21的右侧的闪烁体元件15变得更窄，位于移动后的遮光壁21的左侧的闪烁体元件15变得更宽。这样，本变形例的闪烁体元件15未形成为相同的宽度。另外，闪烁体元件15的排列节距在整个闪烁体面板13上都是恒定的。本变形例的遮光壁17的节距与遮光壁21的节距的比值，等于自放射线源发出的呈放射状扩展的放射线束到达遮光壁17时的扩展宽度与放射线束到达遮光壁21时的扩展宽度的比值。
图21的下段表示使遮光壁21向左侧偏离了的状态。此时，遮光壁21位于自图21的上段的状态向左侧以小于遮光壁21的厚度的一半的移动量偏离了的位置。通过使遮光壁21的移动量小于自身的厚度的一半，来保持遮光壁21近旁的2个像素29的光学绝缘性，在这一点上，与图21的中段的情况相同。另外，随着该遮光壁21的移动，位于遮光壁21的两侧的闪烁体元件15的宽度发生变化。即，位于移动后的遮光壁21的右侧的闪烁体元件15变得更宽，位于移动后的遮光壁21的左侧的闪烁体元件15变得更窄。
图21说明了使闪烁体面板13的遮光壁21沿遮光壁21的排列方向进行了移位的例子，但可以形成为使闪烁体面板9的遮光壁17也同样沿遮光壁17的排列方向进行移位的结构。
采用本变形例，能够实现如下结构：虽然闪烁体面板9的像素25的排列节距与闪烁体面板13的像素29的排列节距相同，但遮光壁17的排列节距与遮光壁19的排列节距彼此不同。由此，能够提供对在图20中说明的那样X射线呈放射状扩展的情况加以考虑了的X射线检测器。本变形例的遮光壁21的节距根据闪烁体面板13的位置的不同而不同。
(11)本发明的遮光壁17、21也可以通过X射线光刻(LIGA)来制造。
(12)在上述的各实施例中，相邻的像素形成为端部相接触的结构，但本发明不限定于此结构。如图22所示，也可以形成为使遮光壁21延伸至像素29的侧面的结构。通过这样构成，能将彼此相邻的像素29可靠地光学隔绝。图22说明了使闪烁体面板13的遮光壁21延伸至像素29的侧面的例子，但可以形成为使闪烁体面板9的遮光壁17也同样延伸至像素25的侧面的结构。本发明的像素位于由遮光壁21的格子形成的小室的内部。另外，为了方便说明，本变形例的X射线检测器与在图11中说明的实施例4的X射线检测器对应，但也可以应用其他实施例1、2、3的结构。
(13)在上述的实施例中，遮光壁形成为彼此平行配置的结构，但本发明不限定于此结构。如图23所示，也可以将遮光壁构成为自闪烁体面板9的中心朝向端部逐渐倾斜。在图23的情况下，遮光壁17以及遮光壁21形成为以沿着通过X射线源的焦点p的直线的方式延伸的结构。由此，X射线不再被相邻的像素两者检测到，能够提供空间分解能力高的X射线检测器。另外，图23的装置成为将遮光壁21配置成通过使遮光壁17延伸而形成的、相当于实施例4的结构。本变形例也能应用其他的实施例1、2、3的结构。本发明的遮光壁17、21构成为自格子的中央部朝向端部逐渐倾斜。
(14)本发明的X射线检测器不限于双能拍摄用途。为了获得也能用在非破坏检验等其他拍摄中的清晰的X射线图像，将X射线栅配置在X射线检测器的检测面上，去除自检验对象产生的散射X射线、由检验对象含有的晶体导致的衍射现象的影响较好。但是，在非破坏检验的情况下，X射线焦点与X射线检测器的距离多在每次拍摄时都要变动，无法配置X射线栅。那么，如果将本发明的X射线检测器中相当于第一层的闪烁体面板9用作X射线栅的替代品，在X射线图像的生成时，使用相当于第二层的闪烁体面板13，则能够获得清晰的X射线图像。在该情况下，能从相当于第二层的闪烁体面板13的检测结果中取得去除了散射X射线、衍射现象的影响的X射线图像，若将第一层和第二层合成，则能同时取得与以往同样的敏感度的图像。
(15)本发明的X射线检测器既能应用在通过交替地反复进行高能量的X射线照射和低能量的X射线照射来执行的双能拍摄中，也能应用在通过同时照射高能量X射线和低能量X射线来执行的双能拍摄中。
附图标记说明
1、X射线检测器；3、闪烁体块体；5、7、光检测面板；9、13、闪烁体面板；11、基板；15、19、闪烁体元件；17、21、遮光壁；25、29、像素；31、33、面板复合体；35、闪烁复合体。

Claims (12)

1.一种X射线检测器，其特征在于，
所述X射线检测器包括：
第1闪烁体面板，其由第1闪烁体元件和格子状的第1遮光部形成，所述第1闪烁体元件分别填充在由所述第1遮光部以二维矩阵状划分而成的小室内，将入射的X射线中的、低能量的X射线转换成光；
第2闪烁体面板，其由第2闪烁体元件和格子状的第2遮光部形成，所述第2闪烁体元件分别填充在由所述第2遮光部以二维矩阵状划分而成的小室内，将入射的X射线中的、比所述低能量的X射线的能量高的高能量的X射线转换成光；
第1光检测面板，其以二维矩阵状排列有将所述第1闪烁体元件转换形成的光转换成电荷的光电转换元件；以及
第2光检测面板，其以二维矩阵状排列有将所述第2闪烁体元件转换形成的光转换成电荷的光电转换元件，
所述第1闪烁体面板、所述第2闪烁体面板、所述第1光检测面板以及所述第2光检测面板分别沿所述X射线的入射方向层叠。
2.根据权利要求1所述的X射线检测器，其特征在于，
所述第1遮光部的格子图案与所述第2遮光部的格子图案沿所述X射线的入射面错开，构成第2闪烁体面板的闪烁体元件配置为自与构成第1闪烁体面板的闪烁体元件连接的位置错开。
3.根据权利要求2所述的X射线检测器，其特征在于，
所述第2遮光部的节距比所述第1遮光部的节距大。
4.根据权利要求3所述的X射线检测器，其特征在于，
所述第1遮光部的节距与所述第2遮光部的节距的比值等于自放射线源发出的呈放射状扩展的放射线束到达所述第1遮光部时的扩展宽度与所述放射线束到达所述第2遮光部时的扩展宽度的比值。
5.根据权利要求1所述的X射线检测器，其特征在于，
所述X射线检测器还包括平面状的基板，
所述第1闪烁体面板形成在所述基板的一面上，
所述第2闪烁体面板形成在所述基板的另一面上。
6.根据权利要求1所述的X射线检测器，其特征在于，
所述第1光检测面板、所述第1闪烁体面板、所述第2闪烁体面板以及所述第2光检测面板依次层叠，
所述第1闪烁体面板和所述第2闪烁体面板直接层叠在一起。
7.根据权利要求1所述的X射线检测器，其特征在于，
所述第1闪烁体面板、所述第1光检测面板、所述第2闪烁体面板以及所述第2光检测面板依次层叠。
8.根据权利要求1所述的X射线检测器，其特征在于，
使所述第1遮光部的格子图案与所述第2遮光部的格子图案对齐，从而将构成第2闪烁体面板的闪烁体元件配置为与构成第1闪烁体面板的闪烁体元件连接。
9.根据权利要求1所述的X射线检测器，其特征在于，
所述遮光部的节距根据遮光部的位置的不同而不同。
10.根据权利要求1所述的X射线检测器，其特征在于，
所述光电转换元件位于由所述遮光部的格子形成的划分部的内部。
11.根据权利要求1所述的X射线检测器，其特征在于，
构成所述遮光部的格子的遮光壁构成为自格子的中央部朝向端部逐渐倾斜。
12.一种X射线检测器，其特征在于，
所述X射线检测器包括：
第1闪烁体面板，其由将入射的X射线中的、低能量的X射线转换成光的第1闪烁体元件形成；
第2闪烁体面板，其由第2闪烁体元件和格子状的第2遮光部形成，所述第2闪烁体元件分别填充在由所述第2遮光部以二维矩阵状划分而成的小室内，将入射的X射线中的、比所述低能量的X射线的能量高的高能量的X射线转换成光；
第1光检测面板，其以二维矩阵状排列有将所述第1闪烁体元件转换形成的光转换成电荷的光电转换元件；以及
第2光检测面板，其以二维矩阵状排列有将所述第2闪烁体元件转换形成的光转换成电荷的光电转换元件，
所述第1闪烁体面板、所述第2闪烁体面板、所述第1光检测面板以及所述第2光检测面板分别沿所述X射线的入射方向层叠。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11719835B2 (en) 2019-06-10 2023-08-08 Innocare Optoelectronics Corporation Radiation-sensing device

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10646176B2 (en) * 2015-09-30 2020-05-12 General Electric Company Layered radiation detector
US11232881B2 (en) 2016-11-24 2022-01-25 Koninklijke Philips N.V. Anti-scatter grid assembly for detector arrangement
JP6747948B2 (ja) * 2016-11-25 2020-08-26 浜松ホトニクス株式会社 放射線検出装置、放射線画像取得装置、及び放射線画像の取得方法。
JP6912891B2 (ja) * 2017-01-16 2021-08-04 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、その製造方法および撮像システム
DE102017003517A1 (de) * 2017-04-11 2018-10-11 Universität Hamburg Verfahren und Messvorrichtung zur Röntgenfluoreszenz-Messung
US11000701B2 (en) * 2017-08-01 2021-05-11 Varex Imaging Corporation Dual-layer detector for soft tissue motion tracking
WO2019097847A1 (ja) * 2017-11-20 2019-05-23 キヤノン株式会社 放射線撮像パネル、放射線撮像装置および放射線撮像システム
EP3553568A1 (en) * 2018-04-12 2019-10-16 Koninklijke Philips N.V. X-ray detector with focused scintillator structure for uniform imaging
KR102567134B1 (ko) 2018-10-01 2023-08-16 삼성전자주식회사 엑스선 조사량 측정 장치, 이를 포함하는 반도체 메모리 장치 및 반도체 메모리 장치의 테스트 방법
US20200233100A1 (en) * 2019-01-23 2020-07-23 Viken Detection Corporation X-Ray Detector With Multi-Layer Dielectric Reflector
CN111863849B (zh) * 2020-07-29 2022-07-01 上海大学 一种x射线平板探测器及其制备方法
CN112987073A (zh) * 2021-02-10 2021-06-18 奕瑞影像科技（太仓）有限公司 双能探测器

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4982096A (en) * 1988-01-06 1991-01-01 Hitachi Medical Corporation Multi-element radiation detector
US6031892A (en) * 1989-12-05 2000-02-29 University Of Massachusetts Medical Center System for quantitative radiographic imaging
TW201132965A (en) * 2009-09-18 2011-10-01 Hamamatsu Photonics Kk Radiation detection device
CN102483461A (zh) * 2009-09-08 2012-05-30 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有印刷光探测器阵列的成像测量系统
CN103026262A (zh) * 2010-07-26 2013-04-03 富士胶片株式会社 放射线检测器
CN103563006A (zh) * 2011-05-26 2014-02-05 东丽株式会社 闪烁体面板以及闪烁体面板的制造方法

Family Cites Families (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2720159B2 (ja) * 1988-01-27 1998-02-25 株式会社日立メディコ 多素子放射線検出器及びその製造方法
WO1996001479A1 (en) * 1994-07-05 1996-01-18 Agfa-Gevaert Naamloze Vennootschap Photostimulable phosphor screen suited for dual energy recording
US5712483A (en) * 1996-06-28 1998-01-27 The Regents Of The University Of California X-ray grid-detector apparatus
US6396898B1 (en) * 1999-12-24 2002-05-28 Kabushiki Kaisha Toshiba Radiation detector and x-ray CT apparatus
JP4476471B2 (ja) * 2000-11-27 2010-06-09 株式会社東芝 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
US6800858B1 (en) * 2001-11-02 2004-10-05 Varian Medical Systems Technologies, Inc. X-ray image acquisition apparatus
US20040251420A1 (en) * 2003-06-14 2004-12-16 Xiao-Dong Sun X-ray detectors with a grid structured scintillators
US7635848B2 (en) * 2005-04-01 2009-12-22 San Diego State University Research Foundation Edge-on SAR scintillator devices and systems for enhanced SPECT, PET, and compton gamma cameras
US7358506B2 (en) * 2005-12-15 2008-04-15 Palo Alto Research Center Incorporated Structured X-ray conversion screen fabricated with molded layers
US8063379B2 (en) * 2006-06-21 2011-11-22 Avraham Suhami Radiation cameras
US7834321B2 (en) * 2006-07-14 2010-11-16 Carestream Health, Inc. Apparatus for asymmetric dual-screen digital radiography
US7569832B2 (en) * 2006-07-14 2009-08-04 Carestream Health, Inc. Dual-screen digital radiographic imaging detector array
US8488736B2 (en) * 2006-09-19 2013-07-16 General Electric Company Stacked flat panel x-ray detector assembly and method of making same
JP5213923B2 (ja) * 2010-01-29 2013-06-19 キヤノン株式会社 Ｘ線撮像装置およびｘ線撮像方法
JP2012026979A (ja) 2010-07-27 2012-02-09 Fujifilm Corp 放射線検出器及び放射線検出器の製造方法
WO2012014706A1 (ja) * 2010-07-27 2012-02-02 富士フイルム株式会社 放射線検出器及び放射線検出器の製造方法
WO2012137205A1 (en) * 2011-04-08 2012-10-11 Arineta Ltd. Dual energy ct scanner
WO2012144317A1 (ja) * 2011-04-20 2012-10-26 富士フイルム株式会社 放射線撮影装置及び画像処理方法
JP2013024731A (ja) * 2011-07-21 2013-02-04 Canon Inc 放射線検出装置
JPWO2013084839A1 (ja) * 2011-12-09 2015-04-27 ソニー株式会社 撮像装置、電子機器、輝尽発光検出スキャナーおよび撮像方法
US9012857B2 (en) * 2012-05-07 2015-04-21 Koninklijke Philips N.V. Multi-layer horizontal computed tomography (CT) detector array with at least one thin photosensor array layer disposed between at least two scintillator array layers
US10088580B2 (en) * 2012-05-31 2018-10-02 Minnesota Imaging And Engineering Llc Detector systems for radiation imaging
WO2015068686A1 (ja) * 2013-11-06 2015-05-14 東レ株式会社 立体構造物の製造方法、シンチレータパネルの製造方法、立体構造物及びシンチレータパネル
CN106255900A (zh) * 2014-04-30 2016-12-21 模拟技术公司 用于成像模式的探测器阵列
TW201543061A (zh) * 2014-05-13 2015-11-16 Architek Material Co Ltd 閃光體面板、輻射顯像裝置及其製作方法

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4982096A (en) * 1988-01-06 1991-01-01 Hitachi Medical Corporation Multi-element radiation detector
US6031892A (en) * 1989-12-05 2000-02-29 University Of Massachusetts Medical Center System for quantitative radiographic imaging
CN102483461A (zh) * 2009-09-08 2012-05-30 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有印刷光探测器阵列的成像测量系统
TW201132965A (en) * 2009-09-18 2011-10-01 Hamamatsu Photonics Kk Radiation detection device
CN103026262A (zh) * 2010-07-26 2013-04-03 富士胶片株式会社 放射线检测器
CN103563006A (zh) * 2011-05-26 2014-02-05 东丽株式会社 闪烁体面板以及闪烁体面板的制造方法

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11719835B2 (en) 2019-06-10 2023-08-08 Innocare Optoelectronics Corporation Radiation-sensing device

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