WO2012147813A1 - 放射線画像検出装置及び放射線撮影装置 - Google Patents

放射線画像検出装置及び放射線撮影装置 Download PDF

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WO2012147813A1
WO2012147813A1 PCT/JP2012/061135 JP2012061135W WO2012147813A1 WO 2012147813 A1 WO2012147813 A1 WO 2012147813A1 JP 2012061135 W JP2012061135 W JP 2012061135W WO 2012147813 A1 WO2012147813 A1 WO 2012147813A1
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WO
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image detection
sensor
sensor panel
detection apparatus
panel
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PCT/JP2012/061135
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中津川　晴康
岩切　直人
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富士フイルム株式会社
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    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
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    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/202—Measuring radiation intensity with scintillation detectors the detector being a crystal
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
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    • A61B6/4464—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units the source unit or the detector unit being mounted to ceiling

Definitions

  • the present invention relates to a radiation image detection apparatus and a radiation imaging apparatus including the radiation image detection apparatus.
  • radiological image detection apparatus that detects a radiographic image and generates digital image data has been put into practical use, and is rapidly spreading because it allows an image to be confirmed immediately compared to a conventional imaging plate.
  • radiological image detection apparatuses There are various types of radiological image detection apparatuses, and one of them is an indirect conversion type.
  • An indirect conversion type radiological image detection apparatus includes a scintillator (phosphor) formed of a fluorescent composition such as CsI (cesium iodide) that emits fluorescence by radiation exposure, and a plurality of thin-film photoelectric conversion elements on a substrate. And a sensor panel arranged two-dimensionally. The radiation transmitted through the subject is converted into light by the scintillator, and the fluorescence of the scintillator is converted into an electrical signal by the photoelectric conversion element of the sensor panel, thereby generating image data.
  • a scintillator phosphor
  • CsI cesium iodide
  • a so-called surface reading (ISS) type radiation image detection apparatus in which radiation is incident from the sensor panel side in an indirect conversion type radiation image detection apparatus has also been proposed (for example, Patent Documents). 1).
  • this radiological image detection apparatus the amount of fluorescence generated in the vicinity of the sensor panel of the scintillator increases, and the sensitivity can be improved. Thereby, it is possible to reduce the exposure amount necessary for detecting the radiographic image and reduce the exposure amount of the subject.
  • the sensor panel generally uses a so-called FPD (Flat Panel Detector) in which pixels composed of a photoelectric conversion element and a switch element composed of a TFT (Thin Film Transistor) are two-dimensionally arranged on a glass substrate.
  • FPD Full Panel Detector
  • TFT Thin Film Transistor
  • X-ray absorption in a glass substrate of FPD is relatively large, and in an ISS type radiation image detection apparatus, sensitivity can be improved by reducing radiation absorption by a sensor panel.
  • a semiconductor substrate used for these sensors generally has less X-ray absorption than a glass substrate used for an FPD, but is smaller in size than an FPD. It is small and the imaging range is restricted.
  • a sensor panel When a sensor panel is configured by arranging a plurality of sensor modules in order to expand the imaging range, there is no pixel in the connecting part of adjacent sensor modules, so in the image data generated by such a sensor panel, The pixel corresponding to the connecting portion is a defective pixel from which pixel information is missing.
  • the present invention has been made in view of the above-described circumstances, and an object thereof is to provide a radiation image detection apparatus and a radiation imaging system that are excellent in sensitivity and image quality.
  • a phosphor including a phosphor composition that emits fluorescence by radiation exposure, a photoelectric conversion element that is disposed on the radiation incident side of the phosphor and detects fluorescence emitted from the phosphor, and the photoelectric conversion element And a first sensor panel in which pixels each including a readout circuit section for reading out the charged charges are two-dimensionally arranged, and opposed to the first sensor panel with the phosphor interposed therebetween, and emitted from the phosphor And a second sensor panel in which pixels each including a photoelectric conversion element that detects fluorescence and a readout circuit unit that reads out electric charges generated in the photoelectric conversion element are two-dimensionally arranged, and the first sensor The panel includes a plurality of first sensor modules each having a two-dimensional array of pixels arranged in at least a first direction.
  • the second sensor panel includes the first sensor module.
  • a radiological image detection apparatus arranged so that an array of the pixels in the second sensor panel overlaps at least a part of a connecting portion of the plurality of first sensor modules in the sub-panel.
  • An image processing unit that generates a radiographic image, wherein the image processing unit obtains pixel information corresponding to a connecting unit of the adjacent first sensor modules in the first image data as the second image.
  • a radiation imaging apparatus that generates a radiation image by interpolating using corresponding pixel information in data.
  • the first sensor panel disposed on the radiation incident side in the radiological image detection apparatus is configured by connecting a plurality of first sensor modules, and the size of each of the first sensor modules. Is small, it is possible to ensure the imaging range of the entire first sensor panel. As a result, a sensor having a readout circuit portion formed on a semiconductor substrate, which is limited to a relatively small size, can be used as the first sensor module, and radiation absorption by the substrate of the sensor module can be reduced to reduce radiation. The sensitivity of the image detection device can be improved.
  • the defective pixels corresponding to the connecting portion correspond to those defective pixels in the second image data generated by the second sensor panel.
  • FIG. 1 It is a figure which shows typically the structure of an example of the radiographic image detection apparatus and radiography apparatus for describing embodiment of this invention. It is a control block diagram of the radiography apparatus of FIG. It is a figure which shows typically the structure of the radiographic image detection apparatus of FIG. 1, and the structure of the fluorescent substance contained in this. It is a figure which shows the IV-IV cross section of the fluorescent substance of FIG. It is a figure which shows the VV cross section of the fluorescent substance of FIG. It is a figure which shows typically the structure of the radiographic image detection apparatus of FIG. 1, and the structure of the 1st and 2nd sensor panel contained in this. It is a figure which shows the VII-VII cross section of the 1st and 2nd sensor panel of FIG.
  • FIG. 1 shows a configuration of an example of a radiation image detection apparatus and a radiation imaging apparatus for explaining an embodiment of the present invention
  • FIG. 2 shows a control block of the radiation imaging apparatus of FIG.
  • the X-ray imaging apparatus 1 is an X-ray diagnostic apparatus that images a subject (patient) H in a standing position, and is disposed opposite to the X-ray source 2 and an X-ray source 2 that emits cone beam X-rays to the subject H.
  • the X-ray image detection apparatus 3 that detects X-rays transmitted from the X-ray source 2 through the subject H and generates image data, and the exposure operation and X-ray image of the X-ray source 2 based on the operation of the operator
  • the operation is broadly divided into a console 4 that controls the imaging operation of the detection device 3 and processes image data acquired by the X-ray image detection device 3.
  • the X-ray source 2 is held by an X-ray source holding device 5 suspended from the ceiling.
  • the X-ray image detection apparatus 3 is held by a stand 6 installed on the floor.
  • the X-ray source 2 is emitted from the X-ray tube 12 and the X-ray tube 12 that generates X-rays according to the high voltage applied from the high voltage generator 11 based on the control of the X-ray source control unit 10.
  • the X-ray includes a collimator unit 14 having a movable collimator 13 that limits an irradiation field so as to shield a portion that does not contribute to the inspection area of the subject H.
  • the X-ray source holding device 5 is connected to a carriage unit 16 configured to be movable in a horizontal direction (z direction) along a ceiling rail 15 installed on the ceiling, and extends downward from the carriage unit 16.
  • a plurality of support columns 17, a drive mechanism for moving the carriage unit 16 along the ceiling rail, and a drive mechanism for expanding and contracting the support columns 17 are provided.
  • the X-ray source 2 is attached to the distal end portion of the column portion 17.
  • the distance SID in the horizontal direction between the X-ray source 2 and the X-ray image detection device 3 is changed, and the support column 17 expands and contracts.
  • Both drive mechanisms are controlled by the console 4 based on an operator's setting operation.
  • the stand 6 includes a main body 18 installed on the floor, a holding portion 19 attached to the main body 18 so as to be movable in the vertical direction, and a drive mechanism for moving the holding portion 19 up and down.
  • the X-ray image detection device 3 is attached to the holding unit 19.
  • the drive mechanism is controlled by the console 4 based on an operator setting operation.
  • the console 4 is provided with a control device 20 including a CPU, a ROM, a RAM, and the like.
  • the control device 20 includes an input device 21 through which an operator inputs an imaging instruction and the content of the instruction, and an image processing unit 22 that processes the image data acquired by the X-ray image detection device 3 to generate an X-ray image.
  • the control device 20, input device 21, image processing unit 22, image storage unit 23, monitor 24, and I / F 25 are connected via a bus 26.
  • the distance between the X-ray source 2 and the X-ray image detection device 3 (imaging distance) SID, X-ray imaging conditions such as tube voltage, imaging timing, and the like are input.
  • the control device 20 moves the X-ray source 2 to a position corresponding to the input imaging distance SID.
  • the radiation source holding device 5 is driven.
  • the control device 20 moves the X-ray source 2 to the vertical position facing the X-ray image detection device 3 based on the vertical position of the X-ray image detection device 3 supplied from the stand 6.
  • the radiation source holding device 5 is driven.
  • the X-ray image detection apparatus 3 includes a scintillator (phosphor) 30 containing a fluorescent composition that emits fluorescence by X-ray exposure, and a first sensor panel 31 and a second sensor arranged so as to sandwich the scintillator 30 therebetween. And a panel 32.
  • the X-ray image detection apparatus 3 of this example is attached to the holding unit 19 (see FIG. 1) so that the first sensor panel 31 is located on the X-ray source 2 side.
  • the light enters the X-ray image detection device 3 from the panel 31 side.
  • X-rays that have entered the X-ray image detection device 3 pass through the first sensor panel 31 and enter the scintillator 30, and fluorescence is generated in the scintillator 30 that has been exposed to X-rays.
  • the first sensor panel 31 detects a part of the fluorescence generated in the scintillator 30 and generates image data corresponding to the detected X-ray.
  • the second sensor panel 32 also detects a part of the fluorescence generated in the scintillator 30 and generates image data corresponding to the detected X-ray.
  • Both image data generated by the first sensor panel 31 and the second sensor panel 32 are sent to the image processing unit 22 of the console 4 respectively.
  • the image processing unit 22 performs appropriate image processing on both image data to generate an X-ray image.
  • FIG. 3 shows the configuration of the scintillator 30.
  • the scintillator 30 is formed of a fluorescent composition capable of forming a columnar crystal formed by growing a crystal in a columnar shape.
  • fluorescent compositions that can form columnar crystals include CsI: Tl (thallium activated cesium iodide), NaI: Tl (thallium activated sodium iodide), CsI: Na (sodium activated cesium iodide), and the like. Can do.
  • a fluorescent composition that cannot form columnar crystals may be used.
  • Examples of such a fluorescent composition include BaFX: Eu (where X is a halogen such as Br or I), CaWO4, ZnS: Ag, LaOBr: Tb. , Y 2 O 2 S: Tb, and the like.
  • the scintillator 30 includes a columnar portion 34 formed by the group of columnar crystals 35 and a non-columnar portion 36.
  • the second sensor panel 32 is used as a support, and the non-columnar part 36 and the columnar part 34 are layered on the second sensor panel 32 in this order, It is formed continuously by vapor deposition.
  • the first sensor panel 31 is bonded to the surface of the columnar portion 34 with the adhesive layer 33 interposed therebetween.
  • the addition amount of activators, such as Tl with respect to fluorescent materials, such as CsI, may differ.
  • the columnar portion 34 is formed of a group of columnar crystals 35 as described above. In some cases, a plurality of neighboring columnar crystals are combined to form one columnar crystal. A space is placed between adjacent columnar crystals 35, and the columnar crystals 35 exist independently of each other.
  • the non-columnar portion 36 is formed by a group of relatively small crystals of the fluorescent composition.
  • the non-columnar portion 36 may include an amorphous body of the above-described fluorescent composition.
  • crystals are irregularly bonded or overlapped with each other, so that a clear void is not easily generated between the crystals.
  • the non-columnar portion 36 is formed by a relatively small crystal or an aggregate thereof, is denser than the support-side region of the columnar portion 34, and has a low porosity.
  • FIG. 4 is an electron micrograph showing the IV-IV cross section in FIG. 3 of the scintillator 30.
  • the columnar crystal 35 has a substantially uniform cross-sectional diameter with respect to the crystal growth direction, has a gap around the columnar crystal 35, and the columnar crystals 35 are mutually connected. It turns out that it exists independently.
  • the crystal diameter (column diameter) of the columnar crystal 35 is preferably 2 ⁇ m or more and 8 ⁇ m or less from the viewpoints of the light guide effect, mechanical strength, and pixel defect prevention. If the column diameter is too small, the mechanical strength of the columnar crystal 35 is insufficient and there is a concern of damage due to impact or the like. If the column diameter is too large, the number of columnar crystals 35 per pixel decreases, and the crystal has cracks. When this occurs, there is a concern that the probability of the pixel being defective increases.
  • the column diameter indicates the maximum diameter of the crystal observed from the upper surface in the growth direction of the columnar crystal 35.
  • the column diameter is measured by observing with an SEM (scanning electron microscope) from the upper surface in the growth direction of the columnar crystal 35. Observation is performed at a magnification (about 2000 times) at which 100 to 200 columnar crystals 35 can be observed, and a maximum value of the column diameter is measured and averaged for all the crystals included in one image. Read the column diameter ( ⁇ m) to 2 digits after the decimal point and calculate the average value according to JIS. In accordance with Z 8401, the second decimal place is rounded.
  • FIG. 5 is an electron micrograph showing the VV cross section in FIG. 3 of the scintillator 30.
  • the non-columnar portion 36 crystals are irregularly bonded or overlapped, and a clear gap between crystals is not recognized as much as the columnar portion 34.
  • the diameter of the crystal forming the non-columnar portion 36 is preferably 7.0 ⁇ m or less from the viewpoint of adhesion. If the crystal diameter is too large, the flatness is lowered, and there is a concern that the adhesion with the second sensor panel 32 as a support is lowered.
  • the measurement of the crystal diameter in the case where the crystals are bonded is considered as a boundary between the crystals by connecting the dents (concaves) generated between adjacent crystals, and the bonded crystals are defined as the minimum polygon. Then, the column diameter and the crystal diameter corresponding to the column diameter are measured, the average value is taken in the same manner as the crystal diameter in the columnar portion 34, and the value is adopted.
  • the thickness of the columnar part 34 is preferably 200 ⁇ m or more and 700 ⁇ m or less from the viewpoint of sufficient X-ray absorption in the columnar part 34 and image sharpness, although it depends on the energy of X-rays. If the thickness of the columnar portion 34 is too small, X-rays cannot be absorbed sufficiently, and the sensitivity may be lowered. If the thickness is too large, light diffusion occurs, and the light guide effect of the columnar crystal causes the image to be There is a concern that the sharpness may decrease.
  • the thickness of the non-columnar portion 36 is preferably 5 ⁇ m or more and 125 ⁇ m or less from the viewpoint of adhesion with the second sensor panel 32 as a support. If the thickness of the non-columnar portion 36 is too small, sufficient adhesion to the second sensor panel 32 may not be obtained. If the thickness is too large, the contribution of fluorescence in the non-columnar portion 36 increases. There is a concern that the sharpness of the image is reduced.
  • the scintillator 30 is continuously formed by a vapor deposition method, with the second sensor panel 32 as a support, layered on the second sensor panel 32 in the order of the non-columnar portion 36 and the columnar portion 34.
  • CsI: Tl is heated and vaporized by means such as energizing a resistance heating crucible, and the temperature of the second sensor panel 32 is set to room temperature ( CsI: Tl is deposited on the second sensor panel 32 at 20 ° C. to 300 ° C.
  • a non-columnar portion 36 is formed by initially depositing a crystal having a relatively small diameter.
  • the columnar part 34 is continuously formed by changing at least one of the conditions of the degree of vacuum and the temperature of the second sensor panel 32. Specifically, by increasing the degree of vacuum and / or increasing the temperature of the second sensor panel 32, a CsI: Tl crystal is grown in a columnar shape to form a group of columnar crystals 35, that is, the columnar portion 34. Form the scintillator 30.
  • the scintillator 30 can be manufactured efficiently and easily.
  • this manufacturing method there is an advantage that scintillators with various specifications can be easily manufactured as designed by controlling the degree of vacuum and the temperature of the second sensor panel 32.
  • the first sensor panel 31 is bonded to the surface of the scintillator 30 on the columnar portion 34 side via the adhesive layer 33 to obtain the X-ray image detection device 3.
  • the surface on the columnar portion 34 side of the scintillator 30 covered with the adhesive layer is constituted by a set of tip portions of the columnar crystals 35, and the tip portions of the columnar crystals 35 are formed on the second sensor panel 32 at the end of the crystal growth.
  • the first sensor panel 31 may be bonded through the adhesive layer 33 after the surface on the columnar portion 34 side is polished to ensure flatness. According to this, the adhesion can be improved and the first sensor panel 31 can be prevented from being damaged.
  • a non-columnar portion similar to the non-columnar portion 36 may be formed on the surface of the columnar portion 34.
  • the material for forming the adhesive layer 33 is not particularly limited as long as it can reach the first sensor panel 31 without attenuating the fluorescence emitted from the scintillator 30.
  • a UV curable adhesive or heat curing is possible.
  • Adhesives such as mold adhesives, room temperature curable adhesives, hot melt adhesives, adhesives such as rubber adhesives, silicone adhesives and acrylic adhesives, or these adhesives and adhesives on both sides Can be formed by a double-sided adhesive / pressure-sensitive adhesive sheet, etc.
  • the adhesive it is preferable to use an adhesive made of a low-viscosity epoxy resin capable of forming a sufficiently thin adhesive layer from the viewpoint of not reducing the sharpness of the image.
  • the acrylic adhesive with little deterioration by light or oxidation is preferable.
  • FIG. 6 shows the configuration of the first sensor panel 31 and the second sensor panel 32 included in the X-ray image detection apparatus 3
  • FIG. 7 is a diagram of the first sensor panel 31 and the second sensor panel 32. 6 shows a VII-VII cross section in FIG.
  • the first sensor panel 31 arranged on the X-ray incident side in the X-ray image detection apparatus 3 has a plurality of first sensor modules 40, and these first sensor modules 40 are in a planar shape.
  • the sensor modules 40 are arranged and joined to each other using an appropriate adhesive.
  • the first sensor panel 31 includes two first sensor modules 40. These first sensor modules 40 are arranged in the X direction and joined to each other.
  • the first sensor module 40 includes a semiconductor substrate 41 and a plurality of pixels 42 arranged two-dimensionally on the semiconductor substrate 41.
  • Each pixel 42 receives a fluorescence emitted from the scintillator and generates a charge, such as a photodiode, and a CCD (Charge Coupled Device) or a CMOS for reading out the charge generated in the photoelectric conversion element 43.
  • a readout circuit unit 44 such as (Complementary Metal Oxide Semiconductor).
  • the photoelectric conversion element 43 and the readout circuit portion 44 that constitute the pixel 42 are both formed on the semiconductor substrate 41.
  • a pixel isolation region 45 is formed between adjacent pixels 42 in the semiconductor substrate 41.
  • the pixel isolation region 45 is formed, for example, as a region having a conductivity type opposite to that of the semiconductor substrate 41, and adjacent pixels 42 are formed by pn junctions formed at the interface between the pixel isolation region 45 and the surrounding semiconductor substrate 41. Isolated.
  • the pixel isolation region 45 is formed, for example, by embedding an insulating film in a groove (trench) formed on the surface of the semiconductor substrate 41, and adjacent pixels 42 are insulated and separated by this insulating film.
  • the first sensor module 40 As a material for forming the semiconductor substrate 41 of the first sensor module 40, single crystal silicon is typically used.
  • the first sensor module 40 is an X-ray in the X-ray image detection apparatus 3. Since it is disposed on the incident side and exposed to a relatively large amount of X-rays, it is preferable to use a semiconductor material that has better X-ray resistance than single crystal silicon.
  • a semiconductor material having a larger band gap than single crystal silicon specifically, SiC, GaN, ZnO, C (diamond), BN, AlN, and the like can be exemplified.
  • the second sensor panel 32 also includes a plurality of second sensor modules 50, and these second sensor modules 50 are arranged in a planar shape, Adjacent sensor modules 50 are joined to each other.
  • the second sensor panel 32 includes two second sensor modules 50, and these second sensor modules 50 are arranged in the X direction and joined to each other.
  • the second sensor module 50 includes a semiconductor substrate 51 and a plurality of pixels 52 arranged in a two-dimensional manner on the semiconductor substrate 51.
  • Each pixel 52 includes a photoelectric conversion element 53 and a readout circuit unit 54 for reading out electric charges generated in the photoelectric conversion element 53.
  • a pixel separation region 55 is formed between adjacent pixels 52.
  • the second sensor module 50 is disposed on the side opposite to the X-ray incident side in the X-ray image detection device 3, and most of the incident X-rays are absorbed by the scintillator 30, and thus the first sensor module Unlike 40, it is not exposed to a large amount of X-rays. Therefore, the material for forming the semiconductor substrate 51 of the second sensor module 50 may be single crystal silicon or the above semiconductor material such as SiC having a band gap larger than that of single crystal silicon.
  • a first sensor panel 31 is disposed on the X-ray incident side of the scintillator 30 that generates a large amount of fluorescence, and the first sensor panel 31 is a second sensor. Compared with the panel 32, it is possible to generate image data that is superior in sensitivity and image sharpness.
  • the semiconductor material having the band gap larger than that of single crystal silicon is used as the material for forming the semiconductor substrate 41, the semiconductor The spectral sensitivity of the photoelectric conversion element 43 formed on the substrate 41 is shifted to the short wavelength side as compared with the case of the single crystal silicon substrate.
  • the maximum value of spectral sensitivity of a single crystal silicon photodiode is around 750 nm, whereas the maximum value of spectral sensitivity of a SiC photodiode is around 440 nm. Therefore, as the fluorescent composition forming the scintillator 30, it is preferable to use a fluorescent composition that generates fluorescence having a peak wavelength suitable for the maximum value of the spectral sensitivity according to the spectral sensitivity of the photoelectric conversion element 42.
  • examples of the fluorescent composition for forming the scintillator 30 include a peak wavelength. It is preferable to use CsI: Tl that generates fluorescence around 540 nm.
  • the peak wavelength is smaller than 540 nm. It is preferable to use a fluorescent composition that generates fluorescence.
  • Such fluorescent compositions include CsI: Na (peak wavelength 420 nm), BaFX: Eu (X is a halogen such as Br or I (peak wavelength 380 nm)), CaWO4 (peak wavelength 425 nm), ZnS: Ag (peak) Wavelength 450 nm), LaOBr: tb, Y 2 O 2 S: Tb, and the like.
  • the first sensor panel 31 and the second sensor panel 32 configured as described above are connected to the connecting portions 46 of the first sensor modules 40 adjacent to each other in the X direction and also in the X direction when viewed in the facing direction.
  • Adjacent second sensor modules 50 are arranged so as to be spaced apart from each other in the X direction. In this relative positional relationship, the arrangement of the pixels 52 in the second sensor panel 32 overlaps the connecting portion 46 in the first sensor panel 31.
  • X-rays incident on the X image detection device 3 pass through the first sensor panel 31 and enter the scintillator 30, and fluorescence is generated in the scintillator 30 exposed to X-rays.
  • the first sensor panel 31 detects a part of the fluorescence generated in the scintillator 30 and generates image data corresponding to the detected X-ray.
  • the second sensor panel 32 also detects a part of the fluorescence generated in the scintillator 30 and generates image data corresponding to the detected X-ray.
  • the pixel corresponding to the connecting unit 46 is a defective pixel in which pixel information is missing.
  • the connection portion 46 of the first sensor panel overlaps the arrangement of the pixels 52 of the second sensor panel 32.
  • the above-described second image data is displayed.
  • a pixel corresponding to a defective pixel of one image data has pixel information related to the X-ray intensity transmitted through the connecting portion 46 and incident on the scintillator 30.
  • the image processing unit 22 uses the pixel information of the pixels of the second image data corresponding to the defective pixels for the defective pixels of the first image data, and performs appropriate weighting or the like. And interpolating to generate an X-ray image. Thereby, an X-ray image with no defective pixels or with reduced defective pixels can be obtained. Further, the pixel information of the pixel of the second image data used for the interpolation of the defective pixel of the first image data is transmitted through the connecting portion 46 of the first sensor panel 31 corresponding to the defective pixel and is incident on the scintillator 30. In relation to the X-ray intensity, the first image data can be interpolated with higher accuracy than the case of performing interpolation using pixel information of pixels around the defective pixel.
  • the first sensor panel 31 arranged on the X-ray incident side in the X-ray image detection apparatus 3 is configured by connecting a plurality of first sensor modules 40, and each first Even if the size of one sensor module 40 is small, the entire imaging range of the first sensor panel 31 can be secured. As a result, a sensor having a readout circuit portion formed on a semiconductor substrate, which is limited to a relatively small size, can be used as the first sensor module 40, and X-ray absorption by the substrate of the sensor module 40 is reduced. Thus, the sensitivity of the X-ray image detection apparatus 3 can be improved.
  • defective pixels corresponding to the connecting portion 46 are detected in the second image data generated by the second sensor panel 32.
  • pixel information of pixels corresponding to the pixels By interpolating using pixel information of pixels corresponding to the pixels, a high-quality X-ray image with no defective pixels or reduced defective pixels can be obtained.
  • the scintillator 30 has been described as being directly formed on the second sensor panel 32 by vapor deposition using the second sensor panel 32 as a support.
  • the configuration is not limited to this.
  • a light transmissive support may be used, the scintillator 30 may be formed on the support, and the support and the second sensor panel 32 may be bonded together via an adhesive layer.
  • the light transmissive support include transparent films and flexible substrates made of polyimide, polyarylate, biaxially stretched polystyrene (OPS), aramid, and the like.
  • the first sensor panel 31 and the second sensor panel 32 may be sandwiched between. According to this, it is easy to separate the first sensor panel 31 and the second sensor panel 32 from the scintillator 30, for example, any of the sensors constituting the first sensor panel 31 and the second sensor panel 32. When the module is damaged, the first sensor panel 31 or the second sensor panel 32 is separated, and the damaged sensor module can be easily replaced, and the reworkability is excellent.
  • the plurality of first sensor modules 40 are connected to each other by being joined together to constitute the first sensor panel 31, but are shown in FIG. 8.
  • a plurality of first sensor modules 40 are arranged on the support substrate 47, and the first sensor modules 40 are fixed to the support substrate 47.
  • 31 may be configured.
  • each of the first sensor modules 40 is bonded and fixed to a transparent support substrate 47 with a dismantling adhesive 48 that is peeled off by ultraviolet irradiation.
  • the second sensor panel 32 may be configured by using a support substrate and fixing the plurality of second sensor modules 50 to the support substrate.
  • FIG. 9 shows a modification of the X image detection device 3.
  • the X-ray image detection apparatus 103 shown in FIG. 9 includes a scintillator (not shown), and a first sensor panel 131 and a second sensor panel 132 disposed so as to sandwich the scintillator.
  • the first sensor panel 131 arranged on the X-ray incident side has four first sensor modules 40, and each of these first sensor modules 40 has two in the X direction and two in the Y direction. Arranged and connected to each other.
  • the second sensor panel 132 also includes four second sensor modules 50. Two second sensor modules 50 are arranged in the X direction and the Y direction, and are connected to each other. .
  • the first sensor panel 131 and the second sensor panel 132 configured as described above are adjacent to each other in the X direction in the same direction as the connecting portions 46x of the first sensor modules 40 adjacent to each other in the X direction.
  • the second sensor module 50 adjacent to the Y direction in the same manner as the connection portion 46y of the first sensor module 40 adjacent in the Y direction is spaced apart from the connecting portion 56x of the second sensor module 50 that matches.
  • the pixels corresponding to the connecting portions 46x and 46y are defective pixels in which pixel information is missing.
  • the arrangement of the pixels 52 of the second sensor panel 32 overlaps the connecting portions 46x and 46y of the first sensor panel 131.
  • the pixel corresponding to the defective pixel of the first image data has pixel information related to the intensity of the X-ray transmitted through the connecting portions 46x and 46y and incident on the scintillator.
  • the image processing unit 22 (see FIG. 2) of the console 4 appropriately weights the defective pixels of the first image data using pixel information of the pixels of the second image data corresponding to the defective pixels. To generate an X-ray image. Thereby, an X-ray image with no defective pixels or with reduced defective pixels can be obtained. Further, the pixel information of the pixels of the second image data used for the interpolation of the defective pixels of the first image data is transmitted through the connecting portions 46x and 46y of the first sensor panel 131 corresponding to the defective pixels to the scintillator. This is related to the incident X-ray intensity, and more accurate interpolation is possible in the first image data than in the case of performing interpolation using pixel information of pixels around the defective pixel.
  • FIG. 10 shows another modification of the X image detection device 3.
  • the X-ray image detection apparatus 203 shown in FIG. 10 includes a scintillator (not shown), and a first sensor panel 131 and a second sensor panel 232 arranged so as to sandwich the scintillator.
  • the first sensor panel 131 arranged on the X-ray incident side has a plurality of first sensor modules 40, and these first sensor modules 40 are arranged in the X direction and the Y direction, and are mutually connected. It is connected.
  • One second sensor panel 232 is formed as a single sensor module, and the size of its imaging region is smaller than that of the first sensor panel 131.
  • the subject H and the X-ray image detection device 203 are typically adjusted in their positional relationship so that a portion of the subject H that is of particular interest overlaps with the vicinity of the center of the X-ray image detection device 203. . Therefore, the second sensor panel 232 is disposed so that the center thereof overlaps the center of the first sensor panel 131. In this relative positional relationship, the arrangement of the pixels of the second sensor panel 232 overlaps with a portion near the center of the first sensor panel 131 of the connecting portions 46x and 46y of the first sensor panel 131.
  • the image processing unit 22 (see FIG. 2) of the console 4 uses the defective pixels corresponding to the vicinity of the centers of the coupling units 46x and 46y in the first image data generated by the first sensor panel 131.
  • the X-ray image is generated by interpolating with appropriate weighting or the like using the pixel information of the pixels of the second image data corresponding to. Thereby, an X-ray image in which defective pixels are reduced can be obtained.
  • the pixel information of the pixels of the second image data used for the interpolation of the defective pixels of the first image data is transmitted through the connecting portions 46x and 46y in the first sensor panel 131 corresponding to the defective pixels to the scintillator. This is related to the incident X-ray intensity, and more accurate interpolation is possible in the first image data than in the case of performing interpolation using pixel information of pixels around the defective pixel.
  • the configuration of the X-ray image detection apparatus can be simplified as compared with the case where the two sensor panels of the first sensor panel and the second sensor panel are both configured by connecting a plurality of sensor modules.
  • an X-ray image obtained by reducing defective pixels by interpolating with high accuracy can be obtained for a region of high interest.
  • FIG. 11 shows another example of a radiological image detection apparatus for explaining an embodiment of the present invention.
  • An X-ray image detection apparatus 303 shown in FIG. 11 includes a scintillator 30 containing a fluorescent composition that emits fluorescence by X-ray exposure, and a first sensor panel 331 and a second sensor arranged so as to sandwich the scintillator 30 therebetween.
  • the first sensor panel 331 disposed on the X-ray incident side in the X-ray image detection apparatus 303 has a plurality of first sensor modules 340, and these first sensor modules 340 are in a planar shape.
  • the sensor modules 340 are arranged and connected to each other.
  • the first sensor module 340 includes a semiconductor substrate 341 and a plurality of pixels 342 arranged in two dimensions on the semiconductor substrate 341.
  • Each pixel 342 includes a photoelectric conversion element 343 that receives the fluorescence emitted from the scintillator and generates a charge, and a reading circuit unit 344 that reads the charge generated in the photoelectric conversion element 343.
  • a pixel isolation region 345 is formed between adjacent pixels 342 in the semiconductor substrate 341.
  • the photoelectric conversion element 343 of the first sensor module 340 is an organic photoelectric conversion element, and is stacked on the semiconductor substrate 341, and is an organic photoelectric conversion (OPC).
  • OPC organic photoelectric conversion
  • the reading circuit portion 344 is formed on the semiconductor substrate 341 and is connected to one electrode 348b of the photoelectric conversion element 343 formed thereon.
  • OPC materials include arylidene organic compounds, quinacridone organic compounds, and phthalocyanine organic compounds.
  • the OPC film generally has a sharp absorption spectrum in the visible range, hardly absorbs electromagnetic waves other than light emitted by the scintillator 30, and thus can improve the X-ray resistance of the photoelectric conversion element 343, and Can be transmitted without being attenuated and incident on the scintillator 30.
  • the photoelectric conversion element 343 by forming the photoelectric conversion element 343 by the photoconductive layer 347 made of an OPC film stacked on the semiconductor substrate 341, the spectral sensitivity of the photoelectric conversion element 343 can be increased regardless of the semiconductor material forming the semiconductor substrate 341.
  • the range of selection of the fluorescent composition forming the scintillator 30 can be expanded.
  • the semiconductor substrate 341 is formed there.
  • the maximum value of the spectral sensitivity of the photoelectric conversion element tends to shift to the short wavelength side as described above and does not conform to the peak wavelength (540 nm) of CsI: Tl.
  • the absorption peak wavelength in the visible region of quinacridone is 560 nm.
  • the second sensor panel 332 also includes a plurality of second sensor modules 350, and these second sensor modules 350 are arranged in a planar shape, Adjacent sensor modules 350 are connected to each other.
  • the second sensor module 350 includes a semiconductor substrate 351 and a plurality of pixels 352 that are two-dimensionally arranged on the semiconductor substrate 351.
  • Each pixel 352 includes a photoelectric conversion element 353 that receives the fluorescence emitted from the scintillator 30 and generates a charge, and a readout circuit unit 354 that reads the charge generated in the photoelectric conversion element 353.
  • the photoelectric conversion element 353 is an organic photoelectric conversion element, and is formed by a photoconductive layer 357 made of a thin film of an OPC material stacked on a semiconductor substrate 351, and a pair of electrodes 358a and 358b sandwiching the photoconductive layer 357. Yes.
  • the reading circuit portion 354 is formed on the semiconductor substrate 351 and is connected to one electrode 358b of the photoelectric conversion element 353 formed thereon.
  • a pixel isolation region 355 is formed between adjacent pixels 352 in the semiconductor substrate 351.
  • the first sensor panel 331 and the second sensor panel 332 configured as described above are adjacent to each other in the X direction in the same direction as the connecting portions 346 of the first sensor modules 340 adjacent to each other in the X direction.
  • the connecting portions 356 of the matching second sensor modules 350 are arranged so as to be spaced apart in the X direction. In such a relative positional relationship, the arrangement of the pixels 352 in the second sensor panel 332 overlaps the connecting portion 346 in the first sensor panel 331.
  • the image processing unit 22 (see FIG. 2) of the console 4 performs the second processing for the defective pixels corresponding to the connection unit 346 in the first image data generated by the first sensor panel 331.
  • An X-ray image is generated by interpolating by using appropriate weighting or the like using pixel information of pixels of image data. Thereby, an X-ray image with no defective pixels or with reduced defective pixels can be obtained.
  • FIG. 12 shows another example of a radiological image detection apparatus for explaining an embodiment of the present invention.
  • An X image detection apparatus 403 shown in FIG. 12 includes a scintillator 30 containing a fluorescent composition that emits fluorescence by X-ray exposure, and a first sensor panel 431 and a second sensor panel arranged so as to sandwich the scintillator 30 therebetween. 432.
  • the first sensor panel 431 disposed on the X-ray incident side in the X-ray image detection apparatus 403 includes a plurality of first sensor modules 440, and these first sensor modules 440 are formed in a planar shape.
  • the sensor modules 440 are arranged and connected to each other.
  • the first sensor module 440 includes a semiconductor substrate 441 and a plurality of pixels 442 arranged two-dimensionally on the semiconductor substrate 441.
  • Each pixel 442 includes a photoelectric conversion element 443 that receives the fluorescence emitted from the scintillator and generates a charge, and a readout circuit unit 444 for reading out the charge generated in the photoelectric conversion element 443.
  • a pixel separation region 445 is formed between adjacent pixels 442 in the semiconductor substrate 441.
  • the semiconductor substrate 441 is a so-called SOI (Silicon on Insulator) substrate, and a single crystal silicon substrate 441a, an insulating layer 441b made of a silicon oxide film, and a single crystal silicon layer 441c are stacked in this order.
  • the photoelectric conversion element 443 and the readout circuit portion 444 that form the pixel 442 are both formed in the single crystal silicon layer 441 c that forms the surface layer of the semiconductor substrate 441.
  • the photoelectric conversion element 443 and the readout circuit portion 444 formed on the surface silicon layer 441c of the SOI substrate are superior in X-ray resistance compared to the case where the photoelectric conversion element 443 and the readout circuit portion 444 are formed on a bulk single crystal silicon substrate. .
  • the second sensor panel 432 also includes a plurality of second sensor modules 450, and these second sensor modules 450 are arranged in a planar shape. Adjacent sensor modules 450 are connected to each other.
  • the second sensor module 450 is formed by laminating a single crystal silicon substrate 451a, an insulating layer 451b made of a silicon oxide film, and a single crystal silicon layer 451c in this order.
  • An SOI substrate 451 and a plurality of pixels 452 arranged two-dimensionally on the semiconductor substrate 451 are included.
  • Each pixel 452 includes a photoelectric conversion element 453 that receives the fluorescence emitted from the scintillator 30 and generates a charge, and a readout circuit unit 454 for reading out the charge generated in the photoelectric conversion element 453.
  • the photoelectric conversion element 453 and the readout circuit portion 454 that constitute the pixel 452 are both formed in the single crystal silicon layer 451 c that constitutes the surface layer of the semiconductor substrate 451.
  • a pixel separation region 455 is formed between adjacent pixels 452 in the SOI substrate 451.
  • the first sensor panel 431 and the second sensor panel 432 configured as described above are adjacent to each other in the X direction in the same direction as the connecting portion 446 of the first sensor module 440 adjacent in the X direction when viewed in the facing direction.
  • the connecting portions 456 of the matching second sensor modules 450 are arranged so as to be spaced apart in the X direction. In this relative positional relationship, the arrangement of the pixels 452 in the second sensor panel 432 overlaps with the connecting portion 446 in the first sensor panel 431.
  • the image processing unit 22 (see FIG. 2) of the console 4 uses the second pixel corresponding to the defective pixels for the defective pixels corresponding to the connecting unit 446 in the first image data generated by the first sensor panel 431.
  • An X-ray image is generated by interpolating by using appropriate weighting or the like using pixel information of pixels of image data. Thereby, an X-ray image with no defective pixels or with reduced defective pixels can be obtained.
  • the above-described radiographic image detection apparatus can detect a radiographic image with high sensitivity and high definition, and is therefore required to detect a sharp image with a low radiation dose, such as an X-ray imaging apparatus for medical diagnosis such as mammography. It can be used by incorporating it into various devices. For example, it can be used for nondestructive inspection as an industrial X-ray imaging apparatus, or can be used as a detection apparatus for particle beams ( ⁇ rays, ⁇ rays, ⁇ rays) other than electromagnetic waves, and its application range is wide. .
  • a phosphor including a phosphor composition that emits fluorescence by radiation exposure, a photoelectric conversion element that is disposed on the radiation incident side of the phosphor and detects fluorescence emitted from the phosphor, and the photoelectric conversion element And a first sensor panel in which pixels each including a readout circuit section for reading out the charged charges are two-dimensionally arranged, and opposed to the first sensor panel with the phosphor interposed therebetween, and emitted from the phosphor And a second sensor panel in which pixels each including a photoelectric conversion element that detects fluorescence and a readout circuit unit that reads out electric charges generated in the photoelectric conversion element are two-dimensionally arranged, and the first sensor The panel includes a plurality of first sensor modules each having a two-dimensional array of pixels arranged in at least a first direction.
  • the second sensor panel includes the first sensor module.
  • a radiological image detection apparatus arranged so that an array of the pixels in the second sensor panel overlaps at least a part of a connecting portion of the plurality of first sensor modules in the sub-panel.
  • the connection part of the 2nd sensor module which adjoins the said 1st direction in the said 2nd sensor panel is a radiographic image detection apparatus spaced apart in the said 1st direction.
  • the radiological image detection apparatus wherein the first sensor panel includes a plurality of first sensor modules intersecting the first direction and the first direction.
  • the second sensor panel is configured by arranging a plurality of the second sensor modules in the first direction and in a second direction intersecting with the first direction. And a connecting portion of the first sensor module adjacent in the second direction in the first sensor panel, as viewed in the facing direction of the first sensor panel and the second sensor panel, and The radiographic image detection apparatus which is spaced apart from the connection part of the second sensor module adjacent to the second direction in the second sensor panel in the second direction.
  • the second sensor panel includes a single second sensor module, and the second sensor module is centered on the second sensor module.
  • a radiological image detection apparatus arranged so as to overlap the center of one sensor panel.
  • the semiconductor material forming the semiconductor substrate has a larger band gap than single crystal silicon.
  • the radiological image detection apparatus wherein the semiconductor material is any one selected from the group consisting of SiC, GaN, ZnO, C (diamond), BN, and AlN. apparatus.
  • a peak wavelength of fluorescence of the phosphor is smaller than 540 nm.
  • the fluorescent composition includes CsI: Na, BaFX: Eu (X is halogen), CaWO4, ZnS: Ag, LaOBr: tb, Y 2 O 2.
  • a radiographic image detection apparatus that is any one selected from the group of Tb.
  • the semiconductor substrate is an SOI substrate.
  • the first sensor panel includes a support substrate, and the first sensor module is fixed to the support substrate. Radiation image detection device.
  • the second sensor panel includes a support substrate, and the second sensor modules are fixed to the support substrate, respectively. Radiation image detection device.
  • a radiation imaging apparatus that generates a radiation image by interpolating using corresponding pixel information in image data.
  • the first sensor panel disposed on the X-ray incident side in the X-ray image detection apparatus is configured by connecting a plurality of first sensor modules, and each first sensor module is configured. Even if the size of the first sensor panel is small, the imaging range of the entire first sensor panel can be secured. Thereby, as the first sensor module, it is possible to use a sensor in which a readout circuit unit is formed on a semiconductor substrate, which is limited to a relatively small size, reducing X-ray absorption by the substrate of the sensor module, The sensitivity of the X-ray image detection apparatus can be improved.

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Abstract

　放射線画像検出装置３は、蛍光体３０と、前記蛍光体の放射線入射側に配置された第１のセンサパネル３１と、前記蛍光体を挟んで前記第１のセンサパネルに対向して配置された第２のセンサパネル３２と、を備え、前記第１のセンサパネルは、画素４２の２次元配列をそれぞれ有する複数の第１のセンサモジュール４０が配列されて構成されており、前記第２のセンサパネルは、前記第１のセンサパネルにおける複数のセンサモジュールの連結部４６の少なくとも一部に、該第２のセンサパネルにおける画素５２の並びが重なるように配置されている。

Description

放射線画像検出装置及び放射線撮影装置
　本発明は、放射線画像検出装置、及び該放射線画像検出装置を備えた放射線撮影装置に関する。
　近年、放射線像を検出してデジタル画像データを生成する放射線画像検出装置が実用化されており、従来のイメージングプレートに比べて即時に画像を確認できるといった理由から急速に普及が進んでいる。この放射線画像検出装置には種々の方式のものがあり、その一つとして、間接変換方式のものが知られている。
　間接変換方式の放射線画像検出装置は、放射線露光によって蛍光を発するＣｓＩ（ヨウ化セシウム）などの蛍光組成物によって形成されたシンチレータ（蛍光体）と、薄膜型の複数の光電変換素子が基板上に２次元状に配設されたセンサパネルとを備えている。被写体を透過した放射線は、シンチレータによって光に変換され、シンチレータの蛍光は、センサパネルの光電変換素子によって電気信号に変換され、それにより画像データが生成される。
　そして、間接変換方式の放射線画像検出装置において、放射線をセンサパネル側から入射させるようにした、いわゆる表面読取（ＩＳＳ：Ｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎ　Ｓｉｄｅ　Ｓａｍｐｌｉｎｇ）型の放射線画像検出装置も提案されている（例えば、特許文献１参照）。この放射線画像検出装置によれば、シンチレータのセンサパネル近傍における蛍光の発生量が多くなり、感度の向上が図られる。それにより、放射線画像の検出に必要となる露光量を低減し、被写体の被曝量を低減することができる。
　センサパネルには、一般に、光電変換素子及びＴＦＴ（Ｔｈｉｎ　Ｆｉｌｍ　Ｔｒａｎｓｉｓｔｏｒ）からなるスイッチ素子によって構成される画素がガラス基板上に２次元状に配列された、いわゆるＦＰＤ（Ｆｌａｔ　Ｐａｎｅｌ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒ）が用いられている。
日本国特開２０１１－０１７６８３号公報
　ＦＰＤのガラス基板におけるＸ線吸収は比較的大きく、ＩＳＳ型の放射線画像検出装置において、センサパネルによる放射線の吸収を低減することで感度を向上させることができる。センサパネルとしてＣＣＤイメージセンサやＣＭＯＳイメージセンサを用いた場合に、それらのセンサに用いられる半導体基板は、一般に、ＦＰＤに用いられるガラス基板に比べてＸ線吸収が少ないが、ＦＰＤに比べてサイズが小さく、撮像範囲が制約される。
　撮像範囲を拡大するために複数のセンサモジュールを配列してサンサパネルを構成した場合に、隣り合うセンサモジュールの連結部には画素が存在しないため、そのようなセンサパネルによって生成された画像データにおいて、連結部に対応する画素は、画素情報が欠落した欠陥画素となる。
　本発明は、上述した事情に鑑みなされたものであり、感度及び画質に優れる放射線画像検出装置及び放射線撮影システムを提供することを目的とする。
　（１）　放射線露光によって蛍光を発する蛍光組成物を含む蛍光体と、前記蛍光体の放射線入射側に配置され、前記蛍光体から出射される蛍光を検出する光電変換素子及び該光電変換素子に生じた電荷を読み出す読出し回路部を各々含む画素が２次元状に配列された第１のセンサパネルと、前記蛍光体を挟んで前記第１のセンサパネルに対向して配置され、前記蛍光体から出射される蛍光を検出する光電変換素子及び該光電変換素子に生じた電荷を読み出す読出し回路部を各々含む画素が２次元状に配列された第２のセンサパネルと、を備え、前記第１のセンサパネルは、前記画素の２次元配列をそれぞれ有する複数の第１のセンサモジュールが少なくとも第１の方向に配列されて構成されており、前記第２のセンサパネルは、前記第１のセンサパネルにおける複数の前記第１のセンサモジュールの連結部の少なくとも一部に、該第２のセンサパネルにおける前記画素の並びが重なるように配置されている放射線画像検出装置。
　（２）　上記（１）の放射線画像検出装置と、前記第１のセンサパネルによって生成される第１の画像データ、及び前記第２のセンサパネルによって生成される第２の画像データを用いて、放射線画像を生成する画像処理部と、を備え、前記画像処理部は、前記第１の画像データにおいて、隣り合う前記第１のセンサモジュールの連結部に対応する画素情報を、前記第２の画像データにおいて対応する画素情報を用いて補間し、放射線画像を生成する放射線撮影装置。
　本発明によれば、放射線画像検出装置において放射線入射側に配置される第１のセンサパネルを、複数の第１のセンサモジュールを連結して構成しており、個々の第１のセンサモジュールのサイズが小さくとも、第１のセンサパネル全体としての撮像範囲を確保することができる。それにより、第１のセンサモジュールとして、比較的小サイズなものに限られる、読み出し回路部が半導体基板に形成されたセンサを用いることができ、センサモジュールの基板による放射線吸収を低減して、放射線画像検出装置の感度を向上させることができる。
　そして、第１のセンサパネルによって生成された第１の画像データにおいて、連結部に対応する欠陥画素については、第２のセンサパネルによって生成された第２の画像データにおいて、それらの欠陥画素に対応する画素の画素情報を用いて補間することにより、欠陥画素がない、あるいは欠陥画素が削減された、高画質な放射線画像を得ることができる。
本発明の実施形態を説明するための、放射線画像検出装置及び放射線撮影装置の一例の構成を模式的に示す図である。 図１の放射線撮影装置の制御ブロック図である。 図１の放射線画像検出装置の構成、及びこれに含まれる蛍光体の構成を模式的に示す図である。 図３の蛍光体のＩＶ‐ＩＶ断面を示す図である。 図３の蛍光体のＶ‐Ｖ断面を示す図である 図１の放射線画像検出装置の構成、及びこれに含まれる第１及び第２のセンサパネルの構成を模式的に示す図である。 図６の第１及び第２のセンサパネルのＶＩＩ‐ＶＩＩ断面を示す図である。 図６の放射線画像検出装置の変形例の構成を模式的に示す図である。 図６の放射線画像検出装置の他の変形例の構成を模式的に示す図である。 図６の放射線画像検出装置の他の変形例の構成を模式的に示す図である。 本発明の実施形態を説明するための、放射線画像検出装置の一例の構成を模式的に示す図である。 本発明の実施形態を説明するための、放射線画像検出装置の一例の構成を模式的に示す図である。
　図１は、本発明の実施形態を説明するための、放射線画像検出装置及び放射線撮影装置の一例の構成を示し、図２は、図１の放射線撮影装置の制御ブロックを示す。
　Ｘ線撮影装置１は、被写体（患者）Ｈを立位状態で撮影するＸ線診断装置であって、被写体ＨにコーンビームＸ線を放射するＸ線源２と、Ｘ線源２に対向配置されてＸ線源２から被写体Ｈを透過したＸ線を検出して画像データを生成するＸ線画像検出装置３と、操作者の操作に基づいてＸ線源２の曝射動作やＸ線画像検出装置３の撮影動作を制御するとともに、Ｘ線画像検出装置３により取得された画像データを処理するコンソール４とに大別される。Ｘ線源２は、天井から吊り下げられたＸ線源保持装置５により保持されている。Ｘ線画像検出装置３は、床に設置されたスタンド６により保持されている。
　Ｘ線源２は、Ｘ線源制御部１０の制御に基づき、高電圧発生器１１から印加される高電圧に応じてＸ線を発生するＸ線管１２と、Ｘ線管１２から発せられたＸ線のうち、被写体Ｈの検査領域に寄与しない部分を遮蔽するように照射野を制限する可動式のコリメータ１３を有するコリメータユニット１４とから構成されている。
　Ｘ線源保持装置５は、天井に設置された天井レール１５に沿って水平方向（ｚ方向）に移動自在に構成された台車部１６と、互いに連結されて台車部１６から下方向に延伸する複数の支柱部１７と、台車部１６を天井レールに沿って移動させるための駆動機構及び支柱部１７を伸縮させるための駆動機構とを備えている。Ｘ線源２は、支柱部１７の先端部に取り付けられている。Ｘ線源保持装置５が天井レール１５に沿って移動することにより、Ｘ線源２とＸ線画像検出装置３との間の水平方向に関する距離ＳＩＤが変更され、また、支柱部１７が伸縮することによって、Ｘ線源２の上下方向に関する位置が変更される。両駆動機構は、操作者の設定操作に基づき、コンソール４により制御される。
　スタンド６は、床に設置された本体１８と、本体１８に上下方向に移動自在に取り付けられた保持部１９と、保持部１９を上下移動させるための駆動機構を備えている。Ｘ線画像検出装置３は、保持部１９に取り付けられている。駆動機構は、操作者の設定操作に基づき、コンソール４により制御される。
　コンソール４には、ＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ等からなる制御装置２０が設けられている。制御装置２０には、操作者が撮影指示やその指示内容を入力する入力装置２１と、Ｘ線画像検出装置３により取得された画像データを処理してＸ線画像を生成する画像処理部２２と、Ｘ線画像を記憶する画像記憶部２３と、Ｘ線画像等を表示するモニタ２４と、Ｘ線撮影装置１の各部と接続されるインターフェース（Ｉ／Ｆ）２５とを備えている。制御装置２０、入力装置２１、画像処理部２２、画像記憶部２３、モニタ２４、及びＩ／Ｆ２５は、バス２６を介して接続されている。
　入力装置２１の操作により、Ｘ線源２－Ｘ線画像検出装置３間距離（撮影距離）ＳＩＤや管電圧等のＸ線撮影条件、撮影タイミング等が入力される。制御装置２０は、Ｘ線源保持装置５から供給されるＸ線源２の水平方向位置に基づいて、上記の入力された撮影距離ＳＩＤとなる位置にＸ線源２を移動させるように、Ｘ線源保持装置５を駆動する。また、制御装置２０は、スタンド６から供給されるＸ線画像検出装置３の上下方向位置に基づいて、Ｘ線画像検出装置３に対向する上下方向位置にＸ線源２を移動させるようにＸ線源保持装置５を駆動する。
　Ｘ線画像検出装置３は、Ｘ線露光によって蛍光を発する蛍光組成物を含むシンチレータ（蛍光体）３０と、シンチレータ３０を間に挟むように配置された第１のセンサパネル３１及び第２のセンサパネル３２とを備えている。
　本例のＸ線画像検出装置３は、第１のセンサパネル３１がＸ線源２側に位置するように保持部１９（図１参照）に取り付けられており、Ｘ線は、第１のセンサパネル３１側からＸ線画像検出装置３に入射する。Ｘ線画像検出装置３に入射したＸ線は、第１のセンサパネル３１を透過してシンチレータ３０に入射し、Ｘ線露光されたシンチレータ３０において蛍光が生じる。第１のセンサパネル３１は、シンチレータ３０に生じた蛍光の一部を検出し、検出したＸ線に応じた画像データを生成する。第２のセンサパネル３２もまた、シンチレータ３０に生じた蛍光の一部を検出し、検出したＸ線に応じた画像データを生成する。
　第１のセンサパネル３１及び第２のセンサパネル３２によって生成された両画像データは、それぞれコンソール４の画像処理部２２に送出される。画像処理部２２は、両画像データに適宜な画像処理を施し、Ｘ線画像を生成する。
　図３は、シンチレータ３０の構成を示す。
　本例において、シンチレータ３０は、結晶が柱状に成長してなる柱状結晶を形成し得る蛍光組成物によって形成されている。柱状結晶を形成し得る蛍光組成物としては、ＣｓＩ：Ｔｌ（タリウム賦活ヨウ化セシウム）、ＮａＩ：Ｔｌ（タリウム賦活ヨウ化ナトリウム）、ＣｓＩ：Ｎａ（ナトリウム賦活ヨウ化セシウム）、等を例示することができる。なお、柱状結晶を形成し得ない蛍光組成物であってもよく、そのような蛍光組成物として、ＢａＦＸ：Ｅｕ（Ｘは、ＢｒやＩなどのハロゲン）、ＣａＷＯ４、ＺｎＳ：Ａｇ、ＬａＯＢｒ：Ｔｂ、Ｙ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、等を例示することができる。
　シンチレータ３０は、上記の柱状結晶３５の群によって形成された柱状部３４と、非柱状部３６とで構成されている。柱状部３４及び非柱状部３６は、詳細は後述するが、第２のセンサパネル３２を支持体として、非柱状部３６、柱状部３４の順に第２のセンサパネル３２上に層状に重なって、気相堆積法により連続的に形成されている。そして、第１のセンサパネル３１が、接着層３３を介して柱状部３４の表面に貼り合わされている。なお、柱状部３４及び非柱状部３６は同じ蛍光組成物により形成されるが、ＣｓＩ等の蛍光材料に対するＴｌ等の賦活剤の添加量は異なっていてもよい。
　柱状部３４は、上記の通り柱状結晶３５の群によって形成されている。なお、近隣の複数の柱状結晶が結合して一つの柱状結晶を形成する場合もある。隣り合う柱状結晶３５の間には空隙が置かれ、柱状結晶３５は互いに独立して存在する。
　非柱状部３６は、蛍光組成物の比較的小さい結晶の群によって形成されている。なお、非柱状部３６には、上記の蛍光組成物の非晶質体が含まれる場合もある。非柱状部３６においては、結晶同士が不規則に結合したり重なり合ったりするため、結晶間に明確な空隙は生じ難い。
　第１のセンサパネル３１を透過してシンチレータ３０に入射したＸ線は、その大部分が、第１のセンサパネルに隣接している柱状部３４の柱状結晶の群によって吸収され、柱状結晶３５の各々において蛍光が生じる。柱状結晶３５に発生した蛍光は、柱状結晶３５とその周囲の間隙（空気）との屈折率差に起因して柱状結晶３５内で全反射を繰り返すことで拡散を抑制され、第１のセンサパネル３１及び第２のセンサパネル３２に導光される。それにより、画像の鮮鋭度が向上する。
　また、非柱状部３６は、比較的小さい結晶若しくはその凝集体によって形成され、柱状部３４の支持体側領域に比べて緻密であり、空隙率は小さい。第２のセンサパネル３２と柱状部３４との間に非柱状部３６が介在することにより、第２のセンサパネル３２とシンチレータ３０との密着性が向上し、シンチレータ３０が第２のセンサパネル３２から剥離することが防止される。
　図４は、シンチレータ３０の図３におけるＩＶ‐ＩＶ断面を示す電子顕微鏡写真である。
　図４に明らかなように、柱状部３４においては、柱状結晶３５が結晶の成長方向に対しほぼ均一な断面径を示し、かつ、柱状結晶３５の周囲に間隙を有し、柱状結晶３５が互いに独立して存在することがわかる。柱状結晶３５の結晶径（柱径）は、光ガイド効果、機械的強度、そして画素欠陥防止の観点から、２μｍ以上８μｍ以下であることが好ましい。柱径が小さすぎると、柱状結晶３５の機械的強度が不足し、衝撃等により損傷する懸念があり、柱径が大きすぎると、画素毎の柱状結晶３５の数が少なくなり、結晶にクラックが生じた際にその画素が欠陥となる確率が高くなる懸念がある。
　ここで、柱径は、柱状結晶３５の成長方向上面から観察した結晶の最大径を示す。具体的な測定方法としては、柱状結晶３５の成長方向上面からＳＥＭ（走査型電子顕微鏡）で観察することで柱径を測定する。柱状結晶３５が１００本から２００本観察できる倍率（約２０００倍程度）で観察し、１撮影に含まれる結晶全てに対し、柱径の最大値を測定して平均した値を採用している。柱径（μｍ）は小数点以下２桁まで読み、平均値をＪＩＳ
　Ｚ　８４０１に従い小数点以下２桁目を丸めた値とする。
　図５は、シンチレータ３０の図３におけるＶ‐Ｖ断面を示す電子顕微鏡写真である。
　図５に明らかなように、非柱状部３６においては、結晶同士が不規則に結合したり重なり合ったりして結晶間の明確な空隙は、柱状部３４ほどは認めらない。非柱状部３６を形成する結晶の径は、密着性の観点から７．０μｍ以下であることが好ましい。結晶径が大きすぎると、平坦性が低下し、支持体としての第２のセンサパネル３２との密着性が低下する懸念がある。
　ここで、結晶同士が結合している場合の結晶径の測定は、隣接する結晶間に生じる窪み（凹）同士を結んだ線を結晶間の境界と見なし、結合した結晶同士を最小多角形となるように分離して柱径及び柱径に対応する結晶径を測定し、柱状部３４における結晶径と同様にして平均値をとり、その値を採用する。
　また、柱状部３４の厚みは、Ｘ線のエネルギーにもよるが、柱状部３４における十分なＸ線吸収及び画像の鮮鋭度の観点から、２００μｍ以上７００μｍ以下であることが好ましい。柱状部３４の厚みが小さすぎると、Ｘ線を十分に吸収することができず、感度が低下する虞があり、厚みが大きすぎると光拡散が生じ、柱状結晶の光ガイド効果によっても画像の鮮鋭度が低下する懸念がある。
　非柱状部３６の厚みは、支持体としての第２のセンサパネル３２との密着性の観点から、５μｍ以上１２５μｍ以下であることが好ましい。非柱状部３６の厚みが小さすぎると、第２のセンサパネル３２との十分な密着性が得られない虞があり、また厚みが大きすぎると、非柱状部３６における蛍光の寄与が増大し、画像の鮮鋭度が低下する懸念がある。
　以下、Ｘ画像検出装置３及びシンチレータ３０の製造方法の一例を説明する。なお、シンチレータ３０を形成する蛍光組成物として、ＣｓＩ：Ｔｌを用いるものとして説明する。
　シンチレータ３０は、第２のセンサパネル３２を支持体として、非柱状部３６、柱状部３４の順に第２のセンサパネル３２上に層状に重なって、気相堆積法により連続的に形成される。具体的には、真空度０．０１～１０Ｐａの環境下で、ＣｓＩ：Ｔｌを抵抗加熱式のるつぼに通電するなどの手段で加熱して気化させ、第２のセンサパネル３２の温度を室温（２０℃）～３００℃としてＣｓＩ：Ｔｌを第２のセンサパネル３２上に堆積させる。
　第２のセンサパネル３２上にＣｓＩ：Ｔｌの結晶相を形成する際、当初は直径の比較的小さい結晶を堆積させて非柱状部３６を形成する。非柱状部３６を形成した後、真空度及び第２のセンサパネル３２の温度の少なくとも一方の条件を変更して、連続して柱状部３４を形成する。具体的には、真空度を上げる、及び／又は第２のセンサパネル３２の温度を高くすることによって、ＣｓＩ：Ｔｌの結晶を柱状に成長させて柱状結晶３５の群、つまりは柱状部３４を形成し、シンチレータ３０を得る。
　以上によりシンチレータ３０を効率よく、容易に製造することができる。また、この製造方法によれば、真空度や第２のセンサパネル３２の温度を制御することで、簡易に種々の仕様のシンチレータを設計通りに製造することができるという利点をも有する。
　次いで、シンチレータ３０の柱状部３４側の表面に、接着層３３を介して第１のセンサパネル３１を貼り合わせて、Ｘ線画像検出装置３を得る。なお、接着層によって覆われるシンチレータ３０の柱状部３４側の表面は、柱状結晶３５の先端部の集合によって構成され、柱状結晶３５の先端部は、その結晶成長末期における第２のセンサパネル３２の温度にもよるが、典型的には凸形状となる。そこで、柱状部３４側の表面を研磨して、平坦性を確保した上で、接着層３３を介して第１のセンサパネル３１を貼り合わせるようにしてもよい。それによれば、密着性が高まると共に、第１のセンサパネル３１の損傷を防止することができる。また、研磨することに替えて、柱状部３４の表面に、更に非柱状部３６と同様の非柱状部を形成するようにしてもよい。
　接着層３３を形成する材料としては、シンチレータ３０から出射される蛍光を減衰させることなく第１のセンサパネル３１に到達させ得るものであれば特に制限はなく、例えば、ＵＶ硬化接着剤や加熱硬化型接着剤や室温硬化型接着剤やホットメルト型接着剤などの接着剤、若しくはゴム系粘着剤やシリコン系粘着剤やアクリル系粘着剤などの粘着剤、又はこれらの接着剤や粘着剤が両面に設けられた両面接着／粘着シート、等によって形成することができる。なお、接着剤としては、画像の鮮鋭度を低下させないという観点から、十分に薄い接着層を形成し得る低粘度エポキシ樹脂製の接着剤を用いることが好ましい。また、粘着剤としては、光や酸化による劣化が少ないアクリル系粘着剤が好ましい。
　次に、第１のセンサパネル３１及び第２のセンサパネル３２について説明する。
　図６は、Ｘ線画像検出装置３に含まれる第１のセンサパネル３１及び第２のセンサパネル３２の構成を示し、図７は、第１のセンサパネル３１及び第２のセンサパネル３２の図６におけるVII‐VII断面を示す。
　Ｘ線画像検出装置３におけるＸ線入射側に配置される第１のセンサパネル３１は、複数の第１のセンサモジュール４０を有しており、これらの第１のセンサモジュール４０は、面状に配列され、隣り合うセンサモジュール４０と適宜な接着剤を用いて互いに接合されている。図示の例においては、第１のセンサパネル３１は、２つの第１のセンサモジュール４０を有し、これらの第１のセンサモジュール４０は、Ｘ方向に配列され、互いに接合されている。
　第１のセンサモジュール４０は、半導体基板４１と、この半導体基板４１に２次元状に配列された複数の画素４２とを有している。各画素４２は、シンチレータから出射された蛍光を受光して電荷を生成するフォトダイオードなどの光電変換素子４３と、光電変換素子４３において生成された電荷を読み出すためのＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ　Ｃｏｕｐｌｅｄ　Ｄｅｖｉｃｅ）やＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ　Ｍｅｔａｌ　Ｏｘｉｄｅ　Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）などの読み出し回路部４４とで構成されている。画素４２を構成する光電変換素子４３及び読み出し回路部４４は、いずれも半導体基板４１に形成されている。また、半導体基板４１において隣り合う画素４２の間には画素分離領域４５が形成されている。
　画素分離領域４５は、例えば、半導体基板４１とは逆導電型の領域として形成され、隣り合う画素４２同士は、画素分離領域４５とその周囲の半導体基板４１との界面に形成されるｐｎ接合によって絶縁分離される。また、画素分離領域４５は、例えば、半導体基板４１の表面に形成された溝（トレンチ）内部に絶縁膜を埋め込むことによって形成され、隣り合う画素４２同士は、この絶縁膜によって絶縁分離される。
　第１のセンサモジュール４０の半導体基板４１を形成する材料としては、典型的には単結晶シリコンが用いられるが、本例において、第１のセンサモジュール４０は、Ｘ線画像検出装置３におけるＸ線入射側に配置されており、比較的多量のＸ線に晒されることから、単結晶シリコンよりもＸ線耐性に優れる半導体材料を用いることが好ましい。そのような半導体材料としては、単結晶シリコンよりもバンドギャップが大きい半導体材料であり、具体的には、ＳｉＣ、ＧａＮ、ＺｎＯ、Ｃ（ダイヤモンド）、ＢＮ、ＡｌＮ、等を例示することができる。
　本例のＸ線画像検出装置３において、第２のセンサパネル３２もまた、複数の第２のセンサモジュール５０を有しており、これらの第２のセンサモジュール５０は、面状に配列され、隣り合うセンサモジュール５０と互いに接合されている。図示の例においては、第２のセンサパネル３２は、２つの第２のセンサモジュール５０を有し、これらの第２のセンサモジュール５０は、Ｘ方向に配列され、互いに接合されている。
　第２のセンサモジュール５０は、第１のセンサモジュール４０と同様に、半導体基板５１と、この半導体基板５１に２次元状に配列された複数の画素５２とを有している。各画素５２は、光電変換素子５３と、光電変換素子５３において生成された電荷を読み出すための読み出し回路部５４とで構成されている。そして、隣り合う画素５２の間には画素分離領域５５が形成されている。
　第２のセンサモジュール５０は、Ｘ線画像検出装置３におけるＸ線入射側とは反対側に配置されており、入射したＸ線の大部分はシンチレータ３０によって吸収されるため、第１のセンサモジュール４０のように多量のＸ線に晒されることはない。よって、第２のセンサモジュール５０の半導体基板５１を形成する材料としては、単結晶シリコンでもよいし、単結晶シリコンよりもバンドギャップが大きいＳｉＣ等の上記の半導体材料でもよい。
　本例のＸ線画像検出装置３において、蛍光を多く発生させるシンチレータ３０のＸ線入射側には、第１のセンサパネル３１が配置されており、第１のセンサパネル３１は、第２のセンサパネル３２に比べて、感度及び画像の鮮鋭度に優れた画像データを生成可能である。ここで、第１のセンサパネル３１を構成する第１のセンサモジュール４０において、その半導体基板４１を形成する材料として、単結晶シリコンよりもバンドギャップが大きい上記の半導体材料を用いた場合に、半導体基板４１に形成される光電変換素子４３の分光感度は、単結晶シリコン基板の場合と比べて短波長側にシフトする。例えば、単結晶シリコンフォトダイオードの分光感度の極大値が７５０ｎｍ付近であるのに対して、ＳｉＣフォトダイオードの分光感度の極大値は４４０ｎｍ付近である。そこで、シンチレータ３０を形成する蛍光組成物は、光電変換素子４２の分光感度に応じて、その分光感度の極大値に適合するピーク波長の蛍光を生じる蛍光組成物を用いることが好ましい。
　具体的には、半導体基板４１を形成する材料として単結晶シリコンを用い、この半導体基板４１に光電変換素子４３を形成する場合には、シンチレータ３０を形成する蛍光組成物としては、例えば、ピーク波長５４０ｎｍ付近の蛍光を生じるＣｓＩ：Ｔｌを用いることが好ましい。一方、半導体基板４１を形成する材料として、単結晶シリコンよりもバンドギャップが大きい上記の半導体材料を用い、この半導体基板４１に光電変換素子４３を形成する場合には、ピーク波長が５４０ｎｍよりも小さい蛍光を生じる蛍光組成物を用いることが好ましい。そのような蛍光組成物としては、ＣｓＩ：Ｎａ（ピーク波長４２０ｎｍ）、ＢａＦＸ：Ｅｕ（Ｘは、ＢｒやＩなどのハロゲン（ピーク波長３８０ｎｍ））、ＣａＷＯ４（ピーク波長４２５ｎｍ）、ＺｎＳ：Ａｇ（ピーク波長４５０ｎｍ）、ＬａＯＢｒ：ｔｂ、Ｙ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂ、等を例示することができる。
　以上のように構成された第１のセンサパネル３１及び第２のセンサパネル３２は、それらの対向方向にみて、Ｘ方向に隣り合う第１のセンサモジュール４０の連結部４６と、同じくＸ方向に隣り合う第２のセンサモジュール５０の連結部５６とがＸ方向に間隔を置くように配置されている。かかる相対位置関係において、第１のセンサパネル３１における連結部４６に、第２のセンサパネル３２における画素５２の並びが重なっている。
　Ｘ画像検出装置３に入射したＸ線は、第１のセンサパネル３１を透過してシンチレータ３０に入射し、Ｘ線露光されたシンチレータ３０において蛍光が生じる。第１のセンサパネル３１は、シンチレータ３０に生じた蛍光の一部を検出し、検出したＸ線に応じた画像データを生成する。第２のセンサパネル３２もまた、シンチレータ３０に生じた蛍光の一部を検出し、検出したＸ線に応じた画像データを生成する。
　第１のセンサパネル３１によって生成された第１の画像データにおいて、連結部４６に対応する画素は画素情報が欠落した欠陥画素となる。しかし、第１のセンサパネルの連結部４６には、第２のセンサパネル３２の画素５２の並びが重なっており、第２のセンサパネル３２によって生成された第２の画像データにおいて、上記の第１の画像データの欠陥画素に対応する画素は、連結部４６を透過してシンチレータ３０に入射したＸ線強度に関連した画素情報を有する。
　そこで、コンソール４の画像処理部２２（図２参照）は、第１の画像データの欠陥画素について、それらの欠陥画素に対応する第２の画像データの画素の画素情報を用い、適宜な重み付け等を行って補間してＸ線画像を生成する。それにより、欠陥画素がない、あるいは欠陥画素が削減されたＸ線画像を得ることができる。更に、第１の画像データの欠陥画素の補間に用いられる第２の画像データの画素の画素情報は、欠陥画素に対応する第１のセンサパネル３１の連結部４６を透過してシンチレータ３０に入射したＸ線強度に関連しており、第１の画像データにおいて、欠陥画素の周囲の画素の画素情報を用いて補間する場合に比べて、より精度の高い補間が可能となる。
　以上、説明したように、Ｘ線画像検出装置３においてＸ線入射側に配置される第１のセンサパネル３１を、複数の第１のセンサモジュール４０を連結して構成しており、個々の第１のセンサモジュール４０のサイズが小さくとも、第１のセンサパネル３１全体としての撮像範囲を確保することができる。それにより、第１のセンサモジュール４０として、比較的小サイズなものに限られる、読み出し回路部が半導体基板に形成されたセンサを用いることができ、センサモジュール４０の基板によるＸ線吸収を低減して、Ｘ線画像検出装置３の感度を向上させることができる。
　そして、第１のセンサパネル３１によって生成された第１の画像データにおいて、連結部４６に対応する欠陥画素については、第２のセンサパネル３２によって生成された第２の画像データにおいて、それらの欠陥画素に対応する画素の画素情報を用いて補間することにより、欠陥画素がない、あるいは欠陥画素が削減された、高画質なＸ線画像を得ることができる。
　なお、上述したＸ線画像検出装置３において、シンチレータ３０は、第２のセンサパネル３２を支持体として、気相堆積法によって第２のセンサパネル３２上に直接形成されているものとして説明したが、かかる構成に限られるものではない。例えば、光透過性の支持体を用い、この支持体上にシンチレータ３０を形成して、接着層を介して、支持体と第２のセンサパネル３２とを貼り合わせるようにしてもよい。光透過性の支持体としては、ポリイミド、ポリアリレート、二軸延伸ポリスチレン（ＯＰＳ）、アラミド、等からなる透明なフィルムやフレキシブル基板を例示することができる。
　また、第１のセンサパネル３１とシンチレータ３０との間や、第２のセンサパネル３２とシンチレータ３０との間に接着層を設けずに、第１のセンサパネル３１と第２のセンサパネル３２とでシンチレータ３０を挟持するようにしてもよい。それによれば、第１のセンサパネル３１及び第２のセンサパネル３２とシンチレータ３０との分離が容易であり、例えば、第１のセンサパネル３１及び第２のセンサパネル３２を構成するいずれかのセンサモジュールが損傷した場合などに、第１のセンサパネル３１ないし第２のセンサパネル３２を分離して、損傷したセンサモジュールを容易に取り替えることができ、リワーク性に優れる。
　また、上述したＸ線画像検出装置３において、複数の第１のセンサモジュール４０は、互いに接合されることによって連結され、第１のセンサパネル３１を構成するものとして説明したが、図８に示すように、支持基板４７を用い、この支持基板４７上において複数の第１のセンサモジュール４０を配列し、これらの第１のセンサモジュール４０を支持基板４７にそれぞれ固定して、第１のセンサパネル３１を構成するようにしてもよい。図８に示す例において、第１のセンサモジュール４０の各々は、紫外線照射によって剥離する解体型接着剤４８によって透明な支持基板４７に接着固定されている。かかる構成によれば、いずれかのセンサモジュール４０が損傷した場合に、そのセンサモジュール４０の背後から紫外線を照射することによって、そのセンサモジュール４０のみを分離して容易に取り替えることができ、リワーク性が更に向上する。なお、第２のセンサパネル３２についても、同様に、支持基板を用い、複数の第２のセンサモジュール５０を支持基板にそれぞれ固定して構成するようにしてもよい。
　図９は、Ｘ画像検出装置３の変形例を示す。
　図９に示すＸ線画像検出装置１０３は、シンチレータ（図示せず）と、シンチレータを間に挟むように配置された第１のセンサパネル１３１及び第２のセンサパネル１３２とを備えている。
　Ｘ線入射側に配置される第１のセンサパネル１３１は、４つの第１のセンサモジュール４０を有しており、これらの第１のセンサモジュール４０は、Ｘ方向及びＹ方向にそれぞれ２つずつ配列され、互いに連結されている。第２のセンサパネル１３２もまた、４つの第２のセンサモジュール５０を有しており、これらの第２のセンサモジュール５０は、Ｘ方向及びＹ方向に２つずつ配列され、互いに連結されている。
　以上のように構成された第１のセンサパネル１３１及び第２のセンサパネル１３２は、それらの対向方向にみて、Ｘ方向に隣り合う第１のセンサモジュール４０の連結部４６ｘと同じくＸ方向に隣り合う第２のセンサモジュール５０の連結部５６ｘとがＸ方向に間隔を置き、また、Ｙ方向に隣り合う第１のセンサモジュール４０の連結部４６ｙと同じくＹ方向に隣り合う第２のセンサモジュール５０の連結部５６ｙとがＹ方向に間隔を置くように配置されている。かかる相対位置関係において、第１のセンサパネル１３１における連結部４６ｘ，４６ｙに、第２のセンサパネル１３２における画素５２の並びが重なっている。
　第１のセンサパネル１３１によって生成された第１の画像データにおいて、連結部４６ｘ，４６ｙに対応する画素は画素情報が欠落した欠陥画素となる。しかし、第１のセンサパネル１３１の連結部４６ｘ，４６ｙには、第２のセンサパネル３２の画素５２の並びが重なっており、第２のセンサパネル３２によって生成された第２の画像データにおいて、上記の第１の画像データの欠陥画素に対応する画素は、連結部４６ｘ，４６ｙを透過してシンチレータに入射したＸ線強度に関連した画素情報を有する。
　コンソール４の画像処理部２２（図２参照）は、第１の画像データの欠陥画素について、それらの欠陥画素に対応する第２の画像データの画素の画素情報を用い、適宜な重み付け等を行って補間してＸ線画像を生成する。それにより、欠陥画素がない、あるいは欠陥画素が削減されたＸ線画像を得ることができる。更に、第１の画像データの欠陥画素の補間に用いられる第２の画像データの画素の画素情報は、欠陥画素に対応する第１のセンサパネル１３１の連結部４６ｘ，４６ｙを透過してシンチレータに入射したＸ線強度に関連しており、第１の画像データにおいて、欠陥画素の周囲の画素の画素情報を用いて補間する場合に比べて、より精度の高い補間が可能となる。
　図１０は、Ｘ画像検出装置３の他の変形例を示す。
　図１０に示すＸ線画像検出装置２０３は、シンチレータ（図示せず）と、シンチレータを間に挟むように配置された第１のセンサパネル１３１及び第２のセンサパネル２３２とを備えている。
　Ｘ線入射側に配置される第１のセンサパネル１３１は、複数の第１のセンサモジュール４０を有しており、これらの第１のセンサモジュール４０は、Ｘ方向及びＹ方向に配列され、互いに連結されている。一方の第２のセンサパネル２３２は、単一のセンサモジュールとして形成されており、第１のセンサパネル１３１に比べて、その撮像領域のサイズは小さい。
　ここで、被写体Ｈ及びＸ線画像検出装置２０３は、典型的には、被写体Ｈにおいて特に関心の高い部位がＸ線画像検出装置２０３の中心付近に重なるように、それらの位置関係が調整される。そこで、第２のセンサパネル２３２は、その中心が第１のセンサパネル１３１の中心に重なるように配置されている。かかる相対位置関係において、第１のセンサパネル１３１の連結部４６ｘ及び４６ｙの第１のセンサパネル１３１における中心付近の部分に、第２のセンサパネル２３２の画素の並びが重なっている。
　コンソール４の画像処理部２２（図２参照）は、第１のセンサパネル１３１によって生成された第１の画像データにおいて、連結部４６ｘ，４６ｙの中心付近に対応する欠陥画素について、それらの欠陥画素に対応する第２の画像データの画素の画素情報を用い、適宜な重み付け等を行って補間してＸ線画像を生成する。それにより、欠陥画素が削減されたＸ線画像を得ることができる。更に、第１の画像データの欠陥画素の補間に用いられる第２の画像データの画素の画素情報は、欠陥画素に対応する第１のセンサパネル１３１における連結部４６ｘ，４６ｙを透過してシンチレータに入射したＸ線強度に関連しており、第１の画像データにおいて、欠陥画素の周囲の画素の画素情報を用いて補間する場合に比べて、より精度の高い補間が可能となる。
　そして、第１のセンサパネル及び第２のセンサパネルの２つのセンサパネルを、いずれも複数のセンサモジュールを連結して構成する場合に比べて、Ｘ線画像検出装置の構成を簡素化することができ、関心の高い部位については、上述の通り、欠陥画素を高精度に補間して削減したＸ線画像を得ることができる。
　図１１は、本発明の実施形態を説明するための放射線画像検出装置の他の例を示す。
　図１１に示すＸ線画像検出装置３０３は、Ｘ線露光によって蛍光を発する蛍光組成物を含むシンチレータ３０と、シンチレータ３０を間に挟むように配置された第１のセンサパネル３３１及び第２のセンサパネル３３２とを備えている。
　Ｘ線画像検出装置３０３におけるＸ線入射側に配置される第１のセンサパネル３３１は、複数の第１のセンサモジュール３４０を有しており、これらの第１のセンサモジュール３４０は、面状に配列され、隣り合うセンサモジュール３４０と互いに連結されている。
　第１のセンサモジュール３４０は、半導体基板３４１と、この半導体基板３４１に２次元状に配列された複数の画素３４２とを有している。各画素３４２は、シンチレータから出射された蛍光を受光して電荷を生成する光電変換素子３４３と、光電変換素子３４３において生成された電荷を読み出すための読み出し回路部３４４とで構成されている。また、半導体基板３４１において隣り合う画素３４２の間には画素分離領域３４５が形成されている。
　本例のＸ線画像検出装置３０３において、第１のセンサモジュール３４０の光電変換素子３４３は、有機光電変換素子であって、半導体基板３４１上に積層された、有機光電変換（ＯＰＣ；Ｏｒｇａｎｉｃ　ｐｈｏｔｏｅｌｅｃｔｒｉｃ　ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ）材料の薄膜からなる光導電層３４７、及びこれを挟む一対の電極３４８ａ，３４８ｂによって形成されている。一方、読み出し回路部３４４は、半導体基板３４１に形成されており、その上に形成された光電変換素子３４３の一方の電極３４８ｂと接続される。
　ＯＰＣ材料としては、アリーリデン系有機化合物、キナクリドン系有機化合物、及びフタロシアニン系有機化合物を例示することができる。ＯＰＣ膜は、一般に、可視域にシャープな吸収スペクトルを持ち、シンチレータ３０による発光以外の電磁波を吸収することがほとんどなく、よって、光電変換素子３４３のＸ線耐性を高めることができると共に、Ｘ線を減衰させることなく透過させてシンチレータ３０に入射させることができる。
　また、光電変換素子３４３を、半導体基板３４１上に積層されたＯＰＣ膜からなる光導電層３４７によって形成することにより、半導体基板３４１を形成する半導体材料によらず、光電変換素子３４３の分光感度を設定することができ、シンチレータ３０を形成する蛍光組成物の選択の幅を拡大することができる。
　例えば、読み出し回路部３４４のＸ線耐性を確保するために、半導体基板３４１を形成する材料として、単結晶シリコンよりもバンドギャップの大きいＳｉＣ等の半導体材料を用いた場合に、そこに形成された光電変換素子の分光感度の極大値は、上述の通り短波長側にシフトして、ＣｓＩ：Ｔｌのピーク波長（５４０ｎｍ）に適合しなくなる傾向にある。しかし、キナクリドンの可視域における吸収ピーク波長は５６０ｎｍであり、ＯＰＣ材料としてキナクリドンを用い、シンチレータ３０の材料としてＣｓＩ：Ｔｌを用いたとしても、光電変換素子３４３の分光感度の極大値とシンチレータ３０の蛍光のピーク波長とを適合させることができる。
　本例のＸ線画像検出装置３０３において、第２のセンサパネル３３２もまた、複数の第２のセンサモジュール３５０を有しており、これらの第２のセンサモジュール３５０は、面状に配列され、隣り合うセンサモジュール３５０と互いに連結されている。
　第２のセンサモジュール３５０は、第１のセンサモジュール３４０と同様に、半導体基板３５１と、この半導体基板３５１に２次元状に配列された複数の画素３５２とを有している。各画素３５２は、シンチレータ３０から出射された蛍光を受光して電荷を生成する光電変換素子３５３と、光電変換素子３５３において生成された電荷を読み出すための読み出し回路部３５４とで構成されている。そして、光電変換素子３５３は、有機光電変換素子であって、半導体基板３５１上に積層された、ＯＰＣ材料の薄膜からなる光導電層３５７、及びこれを挟む一対の電極３５８ａ，３５８ｂによって形成されている。一方、読み出し回路部３５４は、半導体基板３５１に形成されており、その上に形成された光電変換素子３５３の一方の電極３５８ｂと接続される。また、半導体基板３５１において隣り合う画素３５２の間には画素分離領域３５５が形成されている。
　以上のように構成された第１のセンサパネル３３１及び第２のセンサパネル３３２は、それらの対向方向にみて、Ｘ方向に隣り合う第１のセンサモジュール３４０の連結部３４６と同じくＸ方向に隣り合う第２のセンサモジュール３５０の連結部３５６とがＸ方向に間隔を置くように配置されている。かかる相対位置関係において、第１のセンサパネル３３１における連結部３４６に、第２のセンサパネル３３２における画素３５２の並びが重なっている。
　コンソール４の画像処理部２２（図２参照）は、第１のセンサパネル３３１によって生成された第１の画像データにおいて連結部３４６に対応する欠陥画素について、それらの欠陥画素に対応する第２の画像データの画素の画素情報を用い、適宜な重み付け等を行って補間してＸ線画像を生成する。それにより、欠陥画素がない、あるいは欠陥画素が削減されたＸ線画像を得ることができる。
　図１２は、本発明の実施形態を説明するための放射線画像検出装置の他の例を示す。
　図１２に示すＸ画像検出装置４０３は、Ｘ線露光によって蛍光を発する蛍光組成物を含むシンチレータ３０と、シンチレータ３０を間に挟むように配置された第１のセンサパネル４３１及び第２のセンサパネル４３２とを備えている。
　Ｘ線画像検出装置４０３におけるＸ線入射側に配置される第１のセンサパネル４３１は、複数の第１のセンサモジュール４４０を有しており、これらの第１のセンサモジュール４４０は、面状に配列され、隣り合うセンサモジュール４４０と互いに連結されている。
　第１のセンサモジュール４４０は、半導体基板４４１と、この半導体基板４４１に２次元状に配列された複数の画素４４２とを有している。各画素４４２は、シンチレータから出射された蛍光を受光して電荷を生成する光電変換素子４４３と、光電変換素子４４３において生成された電荷を読み出すための読み出し回路部４４４とで構成されている。また、半導体基板４４１において隣り合う画素４４２の間には画素分離領域４４５が形成されている。
　半導体基板４４１は、いわゆるＳＯＩ（Ｓｉｌｉｃｏｎ　ｏｎ　Ｉｎｓｕｌａｔｏｒ）基板であり、単結晶シリコン基板４４１ａ、シリコン酸化膜からなる絶縁層４４１ｂ、そして、単結晶シリコン層４４１ｃが、この順に積層されて形成されている。画素４４２を構成する光電変換素子４４３及び読み出し回路部４４４は、いずれも、半導体基板４４１の表層を構成する単結晶シリコン層４４１ｃに形成されている。ＳＯＩ基板の表層シリコン層４４１ｃに形成された光電変換素子４４３及び読み出し回路部４４４は、絶縁層４４１ｂがあることにより、バルクの単結晶シリコン基板に形成される場合に比べて、Ｘ線耐性に優れる。
　本例のＸ線画像検出装置４０３において、第２のセンサパネル４３２もまた、複数の第２のセンサモジュール４５０を有しており、これらの第２のセンサモジュール４５０は、面状に配列され、隣り合うセンサモジュール４５０と互いに連結されている。
　第２のセンサモジュール４５０は、第１のセンサモジュール４４０と同様に、単結晶シリコン基板４５１ａ、シリコン酸化膜からなる絶縁層４５１ｂ、そして、単結晶シリコン層４５１ｃが、この順に積層されて形成されたＳＯＩ基板４５１と、この半導体基板４５１に２次元状に配列された複数の画素４５２とを有している。各画素４５２は、シンチレータ３０から出射された蛍光を受光して電荷を生成する光電変換素子４５３と、光電変換素子４５３において生成された電荷を読み出すための読み出し回路部４５４とで構成されている。画素４５２を構成する光電変換素子４５３及び読み出し回路部４５４は、いずれも、半導体基板４５１の表層を構成する単結晶シリコン層４５１ｃに形成されている。また、ＳＯＩ基板４５１において隣り合う画素４５２の間には画素分離領域４５５が形成されている。
　以上のように構成された第１のセンサパネル４３１及び第２のセンサパネル４３２は、それらの対向方向にみて、Ｘ方向に隣り合う第１のセンサモジュール４４０の連結部４４６と同じくＸ方向に隣り合う第２のセンサモジュール４５０の連結部４５６とがＸ方向に間隔を置くように配置されている。かかる相対位置関係において、第１のセンサパネル４３１における連結部４４６に、第２のセンサパネル４３２における画素４５２の並びが重なっている。
　コンソール４の画像処理部２２（図２参照）は、第１のセンサパネル４３１によって生成された第１の画像データにおいて連結部４４６に対応する欠陥画素について、それらの欠陥画素に対応する第２の画像データの画素の画素情報を用い、適宜な重み付け等を行って補間してＸ線画像を生成する。それにより、欠陥画素がない、あるいは欠陥画素が削減されたＸ線画像を得ることができる。
　上述した放射線画像検出装置は、放射線画像を高感度、高精細に検出しうるため、低放射線照射量で鮮鋭な画像を検出することを要求される、マンモグラフィなどの医療診断用のＸ線撮影装置をはじめ、様々な装置に組み込んで使用することができる。例えば、工業用のＸ線撮影装置として非破壊検査に用いたり、或いは、電磁波以外の粒子線（α線、β線、γ線）の検出装置として用いたりすることができ、その応用範囲は広い。
　以上説明したように、本明細書には、下記の事項が開示されている。
　（１）　放射線露光によって蛍光を発する蛍光組成物を含む蛍光体と、前記蛍光体の放射線入射側に配置され、前記蛍光体から出射される蛍光を検出する光電変換素子及び該光電変換素子に生じた電荷を読み出す読出し回路部を各々含む画素が２次元状に配列された第１のセンサパネルと、前記蛍光体を挟んで前記第１のセンサパネルに対向して配置され、前記蛍光体から出射される蛍光を検出する光電変換素子及び該光電変換素子に生じた電荷を読み出す読出し回路部を各々含む画素が２次元状に配列された第２のセンサパネルと、を備え、前記第１のセンサパネルは、前記画素の２次元配列をそれぞれ有する複数の第１のセンサモジュールが少なくとも第１の方向に配列されて構成されており、前記第２のセンサパネルは、前記第１のセンサパネルにおける複数の前記第１のセンサモジュールの連結部の少なくとも一部に、該第２のセンサパネルにおける前記画素の並びが重なるように配置されている放射線画像検出装置。
　（２）　（１）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第２のセンサパネルは、前記画素の２次元配列をそれぞれ有する複数の第２のセンサモジュールが少なくとも前記第１の方向に配列されて構成されており、前記第１のセンサパネルと前記第２のセンサパネルとの対向方向にみて、前記第１のセンサパネルにおいて前記第１の方向に隣り合う第１のセンサモジュールの連結部と、前記第２のセンサパネルにおいて前記第１の方向に隣り合う第２のセンサモジュールの連結部とは、前記第１の方向に間隔を置いている放射線画像検出装置。
　（３）　（２）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１のセンサパネルは、複数の前記第１のセンサモジュールが前記第１の方向及び該第１の方向と交差する第２の方向に配列されて構成され、前記第２のセンサパネルは、複数の前記第２のセンサモジュールが前記第１の方向及び該第１の方向と交差する第２の方向に配列されて構成されており、前記第１のセンサパネルと前記第２のセンサパネルとの対向方向にみて、前記第１のセンサパネルにおいて前記第２の方向に隣り合う前記第１のセンサモジュールの連結部と、前記第２のセンサパネルにおいて前記第２の方向に隣り合う前記第２のセンサモジュールの連結部とは、前記第２の方向に間隔を置いている放射線画像検出装置。
　（４）　（１）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第２のセンサパネルは、単一の第２のセンサモジュールによって構成されており、該第２のセンサモジュールの中心を前記第１のセンサパネルの中心に重ねて配置されている放射線画像検出装置。
　（５）　（１）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１のセンサモジュールは、半導体基板を有し、前記読出し回路部が該半導体基板に形成されている放射線画像検出装置。
　（６）　（２）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第２のセンサモジュールは、半導体基板を有し、前記読み出し回路部が該半導体基板に形成されている放射線画像検出装置。
　（７）　（４）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第２のセンサモジュールは、半導体基板を有し、前記読み出し回路部が該半導体基板に形成されている放射線画像検出装置。
　（８）　（５）に記載の放射線画像検出装置であって、前記半導体基板を形成する半導体材料は、単結晶シリコンよりもバンドギャップが大きい放射線画像検出装置。
　（９）　（８）に記載の放射線画像検出装置であって、前記半導体材料は、ＳｉＣ、ＧａＮ、ＺｎＯ、Ｃ（ダイヤモンド）、ＢＮ、ＡｌＮの群から選ばれるいずれか一つである放射線画像検出装置。
　（１０）　（８）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１のセンサモジュールの前記光電変換素子は、前記半導体基板に形成されている放射線画像検出装置。
　（１１）　（１０）に記載の放射線画像検出装置であって、前記蛍光体の蛍光のピーク波長は、５４０ｎｍよりも小さい放射線画像検出装置。
　（１２）　（１１）に記載の放射線画像変換装置であって、前記蛍光組成物は、ＣｓＩ：Ｎａ、ＢａＦＸ：Ｅｕ（Ｘはハロゲン）、ＣａＷＯ４、ＺｎＳ：Ａｇ、ＬａＯＢｒ：ｔｂ、Ｙ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂの群から選ばれるいずれか一つである放射線画像検出装置。
　（１３）　（５）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１のセンサモジュールの前記光電変換素子は、有機光電変換素子であって、前記半導体基板上に形成されている放射線画像検出装置。
　（１４）　（５）に記載の放射線画像検出装置であって、前記半導体基板は、ＳＯＩ基板である放射線画像検出装置。
　（１５）　（１）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１のセンサパネルは、支持基板を有しており、前記第１のセンサモジュールは、前記支持基板にそれぞれ固定されている放射線画像検出装置。
　（１６）　（１５）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第１のセンサモジュールは、解体型接着剤によって前記支持基板にそれぞれ接着されている放射線画像検出装置。
　（１７）　（２）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第２のセンサパネルは、支持基板を有しており、前記第２のセンサモジュールは、前記支持基板にそれぞれ固定されている放射線画像検出装置。
　（１８）　（１７）に記載の放射線画像検出装置であって、前記第２のセンサモジュールは、解体型接着剤によって前記支持基板にそれぞれ接着されている放射線画像検出装置。
　（１９）　（１）に記載の放射線画像検出装置と、前記第１のセンサパネルによって生成される第１の画像データ、及び前記第２のセンサパネルによって生成される第２の画像データを用いて、放射線画像を生成する画像処理部と、を備え、前記画像処理部は、前記第１の画像データにおいて、隣り合う前記第１のセンサモジュールの連結部に対応する画素情報を、前記第２の画像データにおいて対応する画素情報を用いて補間し、放射線画像を生成する放射線撮影装置。
　本発明によれば、Ｘ線画像検出装置においてＸ線入射側に配置される第１のセンサパネルを、複数の第１のセンサモジュールを連結して構成しており、個々の第１のセンサモジュールのサイズが小さくとも、第１のセンサパネル全体としての撮像範囲を確保することができる。それにより、第１のセンサモジュールとして、比較的小サイズなものに限られる、読み出し回路部が半導体基板に形成されたセンサを用いることができ、センサモジュールの基板によるＸ線吸収を低減して、Ｘ線画像検出装置の感度を向上させることができる。
　本発明を詳細にまた特定の実施態様を参照して説明したが、本発明の精神と範囲を逸脱することなく様々な変更や修正を加えることができることは当業者にとって明らかである。
　本出願は、２０１１年４月２６日出願の日本特許出願（特願２０１１－０９８５０８）に基づくものであり、その内容はここに参照として取り込まれる。
１　Ｘ線撮影装置
２　Ｘ線源
３　Ｘ線画像検出装置
４　コンソール
５　Ｘ線源保持装置
６　スタンド
１０　Ｘ線源制御部
１１　高電圧発生器
１２　Ｘ線管
１３　コリメータ
１４　コリメータユニット
１５　天井レール
１６　台車部
１７　支柱部
１８　本体
１９　保持部
２０　制御装置
２１　入力装置
２２　画像処理部
２３　画像記憶部
２４　モニタ
２５　Ｉ／Ｆ
２６　バス
３０　シンチレータ（蛍光体）
３１　第１のセンサパネル
３２　第２のセンサパネル
３３　接着層
３４　柱状部
３５　柱状結晶
３６　非柱状部
４０　第１のセンサモジュール
４１　半導体基板
４２　画素
４３　光電変換素子
４４　読み出し回路部
４５　画素分離領域
４６　連結部
５０　第２のセンサモジュール
５１　半導体基板
５２　画素
５３　光電変換素子
５４　読み出し回路部
５５　画素分離領域
５６　連結部

Claims (19)

  1. 　放射線露光によって蛍光を発する蛍光組成物を含む蛍光体と、
    　前記蛍光体の放射線入射側に配置され、前記蛍光体から出射される蛍光を検出する光電変換素子及び該光電変換素子に生じた電荷を読み出す読出し回路部を各々含む画素が２次元状に配列された第１のセンサパネルと、
    　前記蛍光体を挟んで前記第１のセンサパネルに対向して配置され、前記蛍光体から出射される蛍光を検出する光電変換素子及び該光電変換素子に生じた電荷を読み出す読出し回路部を各々含む画素が２次元状に配列された第２のセンサパネルと、
    　を備え、
    　前記第１のセンサパネルは、前記画素の２次元配列をそれぞれ有する複数の第１のセンサモジュールが少なくとも第１の方向に配列されて構成されており、
    　前記第２のセンサパネルは、前記第１のセンサパネルにおける複数の前記第１のセンサモジュールの連結部の少なくとも一部に、該第２のセンサパネルにおける前記画素の並びが重なるように配置されている放射線画像検出装置。
  2. 　請求項１に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第２のセンサパネルは、前記画素の２次元配列をそれぞれ有する複数の第２のセンサモジュールが少なくとも前記第１の方向に配列されて構成されており、
    　前記第１のセンサパネルと前記第２のセンサパネルとの対向方向にみて、前記第１のセンサパネルにおいて前記第１の方向に隣り合う第１のセンサモジュールの連結部と、前記第２のセンサパネルにおいて前記第１の方向に隣り合う第２のセンサモジュールの連結部とは、前記第１の方向に間隔を置いている放射線画像検出装置。
  3. 　請求項２に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１のセンサパネルは、複数の前記第１のセンサモジュールが前記第１の方向及び該第１の方向と交差する第２の方向に配列されて構成され、
    　前記第２のセンサパネルは、複数の前記第２のセンサモジュールが前記第１の方向及び該第１の方向と交差する第２の方向に配列されて構成されており、
    　前記第１のセンサパネルと前記第２のセンサパネルとの対向方向にみて、前記第１のセンサパネルにおいて前記第２の方向に隣り合う前記第１のセンサモジュールの連結部と、前記第２のセンサパネルにおいて前記第２の方向に隣り合う前記第２のセンサモジュールの連結部とは、前記第２の方向に間隔を置いている放射線画像検出装置。
  4. 　請求項１に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第２のセンサパネルは、単一の第２のセンサモジュールによって構成されており、該第２のセンサモジュールの中心を前記第１のセンサパネルの中心に重ねて配置されている放射線画像検出装置。
  5. 　請求項１に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１のセンサモジュールは、半導体基板を有し、前記読出し回路部が該半導体基板に形成されている放射線画像検出装置。
  6. 　請求項２に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第２のセンサモジュールは、半導体基板を有し、前記読み出し回路部が該半導体基板に形成されている放射線画像検出装置。
  7. 　請求項４に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第２のセンサモジュールは、半導体基板を有し、前記読み出し回路部が該半導体基板に形成されている放射線画像検出装置。
  8. 　請求項５に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記半導体基板を形成する半導体材料は、単結晶シリコンよりもバンドギャップが大きい放射線画像検出装置。
  9. 　請求項８に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記半導体材料は、ＳｉＣ、ＧａＮ、ＺｎＯ、Ｃ（ダイヤモンド）、ＢＮ、ＡｌＮの群から選ばれるいずれか一つである放射線画像検出装置。
  10. 　請求項８に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１のセンサモジュールの前記光電変換素子は、前記半導体基板に形成されている放射線画像検出装置。
  11. 　請求項１０に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記蛍光体の蛍光のピーク波長は、５４０ｎｍよりも小さい放射線画像検出装置。
  12. 　請求項１１に記載の放射線画像変換装置であって、
    　前記蛍光組成物は、ＣｓＩ：Ｎａ、ＢａＦＸ：Ｅｕ（Ｘはハロゲン）、ＣａＷＯ４、ＺｎＳ：Ａｇ、ＬａＯＢｒ：ｔｂ、Ｙ２Ｏ２Ｓ：Ｔｂの群から選ばれるいずれか一つである放射線画像検出装置。
  13. 　請求項５に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１のセンサモジュールの前記光電変換素子は、有機光電変換素子であって、前記半導体基板上に形成されている放射線画像検出装置。
  14. 　請求項５に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記半導体基板は、ＳＯＩ基板である放射線画像検出装置。
  15. 　請求項１に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１のセンサパネルは、支持基板を有しており、
    　前記第１のセンサモジュールは、前記支持基板にそれぞれ固定されている放射線画像検出装置。
  16. 　請求項１５に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第１のセンサモジュールは、解体型接着剤によって前記支持基板にそれぞれ接着されている放射線画像検出装置。
  17. 　請求項２に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第２のセンサパネルは、支持基板を有しており、
    　前記第２のセンサモジュールは、前記支持基板にそれぞれ固定されている放射線画像検出装置。
  18. 　請求項１７に記載の放射線画像検出装置であって、
    　前記第２のセンサモジュールは、解体型接着剤によって前記支持基板にそれぞれ接着されている放射線画像検出装置。
  19. 　請求項１に記載の放射線画像検出装置と、
    　前記第１のセンサパネルによって生成される第１の画像データ、及び前記第２のセンサパネルによって生成される第２の画像データを用いて、放射線画像を生成する画像処理部と、
    　を備え、
    　前記画像処理部は、前記第１の画像データにおいて、隣り合う前記第１のセンサモジュールの連結部に対応する画素情報を、前記第２の画像データにおいて対応する画素情報を用いて補間し、放射線画像を生成する放射線撮影装置。
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