WO2016143401A1 - Ｘ線検出器 - Google Patents

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WO2016143401A1
WO2016143401A1 PCT/JP2016/052192 JP2016052192W WO2016143401A1 WO 2016143401 A1 WO2016143401 A1 WO 2016143401A1 JP 2016052192 W JP2016052192 W JP 2016052192W WO 2016143401 A1 WO2016143401 A1 WO 2016143401A1
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scintillator
light
panel
ray detector
ray
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PCT/JP2016/052192
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English (en)
French (fr)
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晃一 田邊
真悟 古井
吉牟田　利典
木村　健士
暁弘 西村
太郎 白井
貴弘 土岐
哲 佐野
日明 堀場
佐藤　敏幸
Original Assignee
株式会社島津製作所
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Publication date
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    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
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    • H01L27/14629—Reflectors

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray detector used in a medical diagnostic apparatus or the like, and more particularly to an X-ray detector that detects two X-rays having different energy ranges and can be used for dual energy X-ray imaging.
  • an X-ray imaging apparatus is used as an imaging apparatus for medical X-ray images.
  • an X-ray detector used in an X-ray imaging apparatus for example, a flat panel X-ray detector (hereinafter abbreviated as FPD) is known.
  • the conventional FPD 101 has a structure in which a plate-like base material 103, a scintillator panel 105, and a light detection panel 107 are laminated in the order described above.
  • the scintillator panel 105 includes a scintillator element that absorbs X-rays and converts them into light.
  • the light detection panel 107 includes a substrate 109 and pixels 111 arranged in a two-dimensional matrix. Each of the pixels 111 includes a photoelectric conversion element and an output element (not shown).
  • X-rays that enter the FPD 101 from the direction indicated by the symbol R are converted into light by a scintillator element provided in the scintillator panel 105 and emitted as scintillator light.
  • the scintillator light emitted from the scintillator panel 105 is transmitted to the pixel 111.
  • photoelectric conversion of the scintillator light is performed in the photoelectric conversion element provided in the pixel 111, and an X-ray detection signal that is an electric signal is output from the output element.
  • An X-ray image is generated based on the output X-ray detection signal.
  • dual energy imaging in which the same part of a subject is imaged with different tube voltages, is performed.
  • X-ray images based on X-rays having different energy distributions are generated to visualize differences in constituent elements of the subject.
  • an X-ray image based on low energy X-rays and an X-ray image based on high energy X-rays an X-ray image of a hard tissue such as bone and a soft part such as muscle It can be separated from the X-ray image of the tissue.
  • Such an X-ray detector capable of acquiring an X-ray image based on low-energy X-rays and an X-ray image based on high-energy X-rays by one X-ray irradiation is hereinafter referred to as “dual energy type”.
  • An X-ray detector is used.
  • the X-ray detectors other than the dual energy type X-ray detector are distinguished as “normal type” X-ray detectors.
  • Such a dual energy type X-ray detector 201 has a configuration in which two FPDs 101 as shown in FIG. That is, as shown in FIG. 24B, the first FPD 203 that detects relatively low-energy X-rays and the second FPD 205 that detects relatively high-energy X-rays It is configured to be laminated in the irradiation direction.
  • the low energy X-ray P ⁇ b> 1 is converted into scintillator light Q ⁇ b> 1 by a scintillator element 207 provided in the FPD 203, and further converted into an electric signal in the pixel 209.
  • the high-energy X-ray P2 passes through the scintillator element 207 and is converted into scintillator light Q2 in the scintillator element 211 provided in the FPD 205.
  • the scintillator light Q2 is converted into an electrical signal in the pixel 213.
  • the FPD 203 and the FPD 205 are stacked in a state where the base materials A provided on each of them are opposed to each other.
  • the thickness of the scintillator element needs to be relatively thick. That is, the scintillator element 211 is generally thicker than the scintillator element 207.
  • the FPD 301 includes a base material 303, a scintillator panel 305, and a light detection panel 307, and the light detection panel includes a substrate 309 and pixels 311 (FIG. 25 ( a)).
  • the scintillator panel 305 includes a grid-like light shielding wall 313 and a scintillator element 315 as shown in FIG.
  • the scintillator elements 315 are filled in the cell spaces partitioned by the light shielding walls 313, respectively.
  • the pitch of the light shielding walls 313 is configured to be substantially the same (or an integer multiple) as the pitch of the pixels 311.
  • the scintillator panel 305 has a shape in which the scintillator elements 315 arranged in a two-dimensional matrix are partitioned by the light shielding wall 313. Since the scattered scintillator light is blocked by the light shielding wall 313, the scattered light generated in the scintillator element 315 can be prevented from reaching the adjacent scintillator element 315. Therefore, by dividing the scintillator element 315 by the light shielding wall 313, it is possible to avoid a decrease in the resolution of the X-ray image even when the scintillator element 315 is thickened. Such a configuration is particularly useful in an X-ray detector that detects high-energy X-rays.
  • the pitch of the partition walls can be a short distance of about 60 to 150 ⁇ m. Therefore, by using the X-ray detector according to Patent Document 2, it is possible to avoid a decrease in the resolution of the X-ray image even when an X-ray image with a finer pixel pitch is required, such as X-ray CT imaging. .
  • the conventional example having such a configuration has the following problems. That is, the conventional dual energy type X-ray detector has a configuration in which two normal FPDs are stacked, so that the thickness is about twice that of a normal FPD. Therefore, there may be a case where a dual energy FPD cannot be mounted on an X-ray imaging apparatus mounted with a normal FPD. Accordingly, the versatility and compatibility of the dual energy type FPD is lowered. Further, when the scintillator element is thickened, the scintillator light is scattered to surrounding scintillator elements, so that the resolution of the X-ray image is lowered.
  • the scintillator elements and pixels provided in the respective normal type FPDs may be displaced.
  • the X-ray image based on the low energy X-ray and the X-ray image based on the high-energy X-ray differ in the position of the image, so that the diagnostic ability of the X-ray image by dual energy imaging is significantly reduced.
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and an object thereof is to provide an X-ray detector with higher X-ray sensitivity that enables dual energy imaging with high diagnostic ability.
  • the present invention has the following configuration. That is, the X-ray detector according to the present invention fills each of the lattice-shaped first light-shielding part and the cells partitioned in a two-dimensional matrix by the first light-shielding part, and has low energy among the incident X-rays.
  • a first scintillator panel composed of a first scintillator element that converts X-rays into light, a grid-like second light-shielding portion, and a cell partitioned into a two-dimensional matrix by the second light-shielding portion, respectively.
  • a second scintillator panel comprising a second scintillator element that converts high-energy X-rays having higher energy than incident low-energy X-rays into light, and the first scintillator element converts
  • the first light detection panel in which photoelectric conversion elements for converting the converted light into electric charges are arranged in a two-dimensional matrix and the light converted by the second scintillator elements are converted into electric charges.
  • a second photodetection panel in which photoelectric conversion elements are arranged in a two-dimensional matrix, and the first scintillator panel, the second scintillator panel, the first photodetection panel, and the second photodetection panel Each of the light detection panels is stacked in the X-ray incident direction.
  • the lattice pattern of the first light-shielding portion and the lattice pattern of the second light-shielding portion are shifted along the X-ray incident surface.
  • the pitch of the second light shielding part is larger than the pitch of the first light shielding part.
  • the number of the second light shielding parts is smaller than the number of the first light shielding parts.
  • the X-ray detector has a wider area where both low-energy X-rays and high-energy X-rays can be detected. As a result, the X-ray sensitivity of the X-ray detector can be further improved.
  • the ratio of the pitch of the first light-shielding part to the pitch of the second light-shielding part is such that a radially spreading radiation beam emitted from the radiation source reaches the first light-shielding part. It is more desirable if it is equal to the ratio of the spread width when the radiation beam reaches the second light shielding part.
  • a flat substrate is further provided, the first scintillator panel is formed on one surface of the substrate, and the second scintillator panel is formed on the other surface of the substrate. It is preferable.
  • the lattice pattern of the first light-shielding portion and the lattice pattern of the second light-shielding portion can be formed so as to be more reliably shifted along the X-ray incident surface.
  • the first photodetection panel, the first scintillator panel, the second scintillator panel, and the second photodetection panel are stacked in the order described above, and the first scintillator panel. It is preferable that the second scintillator panel is directly laminated.
  • the first scintillator panel, the first light detection panel, the second scintillator panel, and the second light detection panel are stacked in the order described above.
  • the scintillator element constituting the second scintillator panel is connected to the scintillator element constituting the first scintillator panel by matching the lattice pattern of the first light shield part with the lattice pattern of the second light shield part. Is arranged.
  • an X-ray detector with high energy resolution can be provided. Since the lattice pattern of the light shielding wall constituting the first light shielding portion and the lattice pattern of the light shielding wall constituting the second light shielding portion coincide with each other, it is possible to pass through the first light shielding portion of the first scintillator panel. The energy X-rays enter the first light-shielding portion of the second scintillator panel and pass through the second scintillator panel as it is. This X-ray is not sensed by the X-ray detector. The second light detection panel will operate in an ideal manner for sensing only high-energy X-rays.
  • the pitch of the light shielding part varies depending on the position of the light shielding part.
  • the configuration of the X-ray detector can be changed more freely.
  • a configuration optimal for imaging using an X-ray source that emits X-rays that radiate radially. Can be provided.
  • the photoelectric conversion element is located inside a section formed by a grid of light shielding portions.
  • the light shielding walls constituting the grating of the light shielding part are configured to gradually incline from the center part to the end part of the grating.
  • an X-ray detector includes a first scintillator panel including a first scintillator element that converts low-energy X-rays of incident X-rays into light, and a lattice-shaped detector.
  • the second light-shielding part and the second light-shielding part are filled in the cells partitioned in a two-dimensional matrix, and the high-energy X-rays having higher energy than the low-energy X-rays are converted into light.
  • a second scintillator panel comprising a second scintillator element, a first photodetection panel in which photoelectric conversion elements for converting light converted by the first scintillator element into a charge are arranged in a two-dimensional matrix, A photoelectric conversion element that converts light converted by the two scintillator elements into a charge, and a second photodetection panel arranged in a two-dimensional matrix, the first scintillator panel, The scintillator panel, the X-ray detector, wherein the first light detection panel, and the second light detection panels are stacked in the X-ray incidence direction, respectively.
  • the lattice pattern of the first light-shielding portion in the first scintillator panel and the lattice pattern of the second light-shielding portion in the second scintillator panel are along the X-ray incident surface. Since it is configured to deviate, it is possible to more suitably avoid that the X-rays incident on the X-ray detector pass through both the first light-shielding part and the second light-shielding part. That is, the X-ray is more reliably incident on at least one of the first scintillator element and the second scintillator element and converted into light.
  • low-energy X-rays are converted into light by the first scintillator element, and further converted into charges in the first photodetection panel.
  • the high-energy X-ray having higher energy than the low-energy X-ray is converted into light by the second scintillator element, and further converted into electric charge in the second photodetection panel. Therefore, at least one of low-energy X-rays and high-energy X-rays is converted into electric charges and detected. Therefore, since the area where X-rays cannot be detected in the X-ray detector can be greatly reduced, the X-ray sensitivity of the X-ray detector can be greatly improved.
  • FIG. 1 is a schematic diagram illustrating an overall configuration of an X-ray detector according to Embodiment 1.
  • FIG. (A) is sectional drawing of an X-ray detector
  • (b) is an overhead view explaining schematic structure of the scintillator block concerning Example 1.
  • FIG. In the X-ray detector which concerns on Example 1, it is a top view which shows the positional relationship of each light-shielding wall. It is sectional drawing which shows the positional relationship of each light-shielding wall in an X-ray detector.
  • (A) is sectional drawing which shows the positional relationship of the light shielding wall in a comparative example
  • (b) is sectional drawing which shows the positional relationship of the light shielding wall in Example 1.
  • FIG. 1 In the X-ray detector which concerns on Example 1, it is sectional drawing explaining the structure which detects X-ray
  • A) is sectional drawing which shows the ideal position of a light detection panel in the structure which does not have a light-shielding wall
  • (b) is a cross section which shows the state which the position shift of a light detection panel occurs in the structure which does not have a light-shielding wall.
  • FIG. 6 is a schematic diagram illustrating an overall configuration of an X-ray detector according to Embodiment 2.
  • A is sectional drawing explaining the whole structure of the X-ray detector concerning Example 2
  • (b) is a bird's-eye view explaining the schematic structure of the detection panel concerning Example 2.
  • FIG. It is a figure explaining a preferable manufacturing process about the X-ray detector which concerns on Example 2.
  • FIG. FIG. 6 is a schematic diagram illustrating an overall configuration of an X-ray detector according to Embodiment 3.
  • FIG. 10 is a schematic diagram for explaining an X-ray detector according to Embodiment 4.
  • FIG. It is the schematic explaining the effect of the X-ray detector which concerns on Example 4.
  • FIG. It is the schematic explaining the effect of the X-ray detector which concerns on Example 4.
  • FIG. It is the schematic explaining the effect of the X-ray detector which concerns on Example 4.
  • FIG. It is the schematic explaining the effect of the X-ray detector which concerns on Example 4.
  • FIG. It is a figure explaining a preferable manufacturing process about the X-ray detector which concerns on a modification (1).
  • (A) is a top view which shows the pitch and positional relationship of each light shielding wall
  • (b) is sectional drawing of an X-ray detector. It is an overhead view explaining the structure of the scintillator block which concerns on a modification (5). It is sectional drawing which shows the structure of the X-ray detector which concerns on a modification (6). It is sectional drawing which shows the structure of the X-ray detector which concerns on 1 modification of this invention. It is sectional drawing which shows the structure of the X-ray detector which concerns on 1 modification of this invention. It is sectional drawing which shows the structure of the X-ray detector which concerns on 1 modification of this invention. It is sectional drawing which shows the structure of the X-ray detector which concerns on 1 modification of this invention.
  • (A) is sectional drawing which shows the structure of the normal type X-ray detector provided with the light-shielding wall
  • (b) is an overhead view which shows the positional relationship of a scintillator element and a light-shielding wall.
  • FIG. 1 is a cross-sectional view illustrating the overall configuration of the X-ray detector according to the first embodiment. Note that a flat panel detector (FPD) will be described as an example of the X-ray detector according to the first embodiment.
  • FPD flat panel detector
  • the X-ray detector 1 includes a scintillator block 3, a light detection panel 5, and a light detection panel 7.
  • the scintillator block 3 has a wide plate-like structure in the two-dimensional direction.
  • the light detection panel 5 is provided on one surface of the scintillator block 3, and the light detection panel 7 is provided on the other surface of the scintillator block 3. That is, the X-ray detector 1 has a structure in which the light detection panel 5, the scintillator block 3, and the light detection panel 7 are stacked in the order described above.
  • the scintillator block 3 has a structure in which a scintillator panel 9, a substrate 11, and a scintillator panel 13 are stacked in the order described above.
  • the scintillator panel 9 is provided on one surface of the substrate 11 and has a shape in which scintillator elements 15 arranged in a two-dimensional matrix are partitioned by a lattice-shaped light shielding wall 17.
  • the scintillator panel 13 is provided on the other surface of the substrate 11 and has a shape in which scintillator elements 19 arranged in a two-dimensional matrix are partitioned by a lattice-shaped light shielding wall 21.
  • the light shielding wall 17 corresponds to the first light shielding portion in the present invention
  • the light shielding wall 21 corresponds to the second light shielding portion in the present invention.
  • the scintillator block 3 has a structure in which the substrate 11, the scintillator panel 9, and the scintillator panel 13 are integrated.
  • the scintillator element 19 is preferably thicker in the z direction than the scintillator element 15.
  • glass powder containing an alkali metal oxide is used as an example.
  • the scintillator element 15 and the scintillator element 19 absorb the irradiated X-rays and emit light such as fluorescence as scintillator light according to the irradiated X-rays.
  • Examples of the material constituting the scintillator element 15 and the scintillator element 19 include X-ray phosphors such as cesium iodide. Other known materials may be used as appropriate.
  • a light reflecting film for reflecting the scintillator light is provided between the substrate 11 and the scintillator panel 9 and between the substrate 11 and the scintillator panel 13.
  • a known light reflecting material such as thin film aluminum can be appropriately used.
  • the entire outer periphery of the scintillator panel 9 and the scintillator panel 13 is covered with a light reflecting film that reflects the scintillator light.
  • the light detection panel 5 includes a substrate 23 and pixels 25 arranged in a two-dimensional matrix.
  • Each of the pixels 25 includes a photoelectric conversion element that converts light into electric charge and an output element that outputs an X-ray detection signal based on the converted electric charge, and detects scintillator light emitted from the scintillator element 15 by X-ray detection. Convert to signal and output.
  • the pitch of the pixels 25 is preferably configured to be substantially the same as the pitch of the light shielding walls 17.
  • the scintillator element 15 absorbs relatively low energy X-rays and converts them into scintillator light. Therefore, an X-ray image based on low-energy X-rays is generated by performing various types of image processing on the X-ray detection signals output from the light detection panel 5.
  • the light detection panel 5 corresponds to the first light detection panel in the present invention.
  • the scintillator element 15 corresponds to the first scintillator element in the present invention.
  • the scintillator panel 9 corresponds to the first scintillator panel in the present invention.
  • the light detection panel 7 includes a substrate 27 and pixels 29 arranged in a two-dimensional matrix. Each of the pixels 29 includes a photoelectric conversion element and an output element. The scintillator light emitted from the scintillator element 19 is converted into an X-ray detection signal and output.
  • the pitch of the pixels 29 is preferably configured to be substantially the same as the pitch of the light shielding walls 21.
  • the light detection panel 7 corresponds to the second light detection panel in the present invention.
  • the scintillator panel 13 corresponds to a second scintillator panel in the present invention.
  • the scintillator element 19 absorbs relatively high energy X-rays and converts them into scintillator light. Therefore, an X-ray image based on high-energy X-rays is generated by performing various types of image processing on the X-ray detection signals output from the light detection panel 7. That is, the X-ray detector 1 is a dual energy type X-ray detector. By using the X-ray detector 1, an X-ray image based on low-energy X-rays and a high energy can be obtained by one X-ray irradiation. X-ray images based on X-rays can be acquired.
  • the scintillator element 19 corresponds to the second scintillator element in the present invention.
  • the light shielding wall 17 provided on the scintillator panel 9 and the light shielding wall 21 provided on the scintillator panel 13 are configured so as not to coincide with the X-ray incident direction indicated by the symbol R. That is, in Example 1, as shown in the plan view of FIG. 2, the lattice pattern of the light shielding wall 17 indicated by a solid line and the lattice pattern of the light shielding wall 21 indicated by a dotted line are along the X-ray incident surface (xy plane). Configured to deviate. As a result, the scintillator element 19 is shifted from the position where it is connected to the scintillator element 15.
  • each lattice pattern is configured to be shifted along the xy plane. Therefore, as illustrated in FIG. 3, the light shielding walls 17 and the light shielding walls 21 are formed to be alternately arranged. That is, in the configuration according to the first embodiment, the X-ray P incident on the X-ray detector 1 from the direction indicated by the symbol R is necessarily incident on at least one of the scintillator element 15 and the scintillator element 19. Therefore, the X-ray P is more reliably converted into scintillator light and detected at the pixel 25 or the pixel 29. Accordingly, it is possible to more reliably avoid the transmission of the X-ray detector 1 without detecting the X-ray P, so that the X-ray sensitivity of the X-ray detector can be improved.
  • the X-ray detector 1 has a structure in which the light detection panel 5, the scintillator panel 9, the substrate 11, the scintillator panel 13, and the light detection panel 7 are stacked in the above-described order in the X-ray irradiation direction. ing.
  • Example 1 if the above-described laminated structure and the structure in which the lattice pattern of the light shielding wall 17 and the lattice pattern of the light shielding wall 21 are shifted along the X-ray incident surface are combined, the respective configurations are combined.
  • the process for manufacturing the X-ray detector 1 is not particularly limited. However, the X-ray detector 1 is preferably manufactured by the steps described below.
  • a planar substrate 11 is prepared (FIG. 4A). Then, the light shielding walls 17 are formed in a lattice shape on one surface of the substrate 11 (step S1), and the light shielding walls 21 are formed in a lattice shape on the other surface of the substrate 11 (step 2, FIG. 4B).
  • step S1 the light shielding walls 17 are formed in a lattice shape on one surface of the substrate 11
  • step 2 the light shielding walls 21 are formed in a lattice shape on the other surface of the substrate 11.
  • the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 are integrally formed through the substrate 11 by the steps S1 and S2. Therefore, each of the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 can be accurately formed at an assumed position on the substrate 11. Accordingly, the grid pattern of the light shielding wall 17 and the grid pattern of the light shielding wall 21 can be accurately shifted to an assumed position along the xy plane.
  • a cell partitioned in a two-dimensional matrix is formed on both surfaces of the substrate 11 by each of the lattice-shaped light shielding walls 17 and the light shielding walls 21.
  • the scintillator element 15 is filled in the cell defined by the light shielding wall 17 (step S3).
  • the scintillator panel 9 is formed.
  • the scintillator element 19 is filled in the cell defined by the light shielding wall 21, and the scintillator panel 13 is formed (step S4).
  • the scintillator panel 9 and the scintillator panel 13 are respectively formed on both surfaces of the substrate 11 to form the scintillator block 3 (FIG. 4C).
  • the light detection panel 5 is bonded to the scintillator panel 9 (step S5).
  • the light detection panel 7 is bonded to the scintillator panel 13 (step S6).
  • the X-ray detector 1 which is a dual energy type X-ray detector, is manufactured (FIG. 4D).
  • the positional deviation of the light detection panel is allowed within a predetermined range according to the thickness of the light shielding wall. Is done. Therefore, when combining the light detection panel, it is possible to more suitably avoid the occurrence of the malfunction of the X-ray detector 1 due to the positioning error of the light detection panel. Details of the allowable range of misalignment in the alignment of the light detection panel will be described later.
  • X-rays are emitted from the direction indicated by the symbol R.
  • X-rays first pass through the light detection panel 5 and enter the scintillator panel 9.
  • high-energy X-rays P ⁇ b> 2 pass through the scintillator panel 9 without being absorbed by the scintillator element 15.
  • the high-energy X-ray P2 enters the scintillator panel 13, and is then absorbed by the scintillator element 19 and converted into scintillator light Q2.
  • the scintillator light Q2 is converted into electric charge as an electric signal by the pixel 29 and output as an X-ray detection signal.
  • the X-rays P1a incident on the scintillator elements 15 in the scintillator panel 9 are converted into scintillator light Q1a by the scintillator elements 15.
  • the scintillator light Q1a is converted into an electrical signal by the pixel 25 and output as an X-ray detection signal.
  • the X-rays P1b incident on the light shielding wall 17 in the scintillator panel 9 pass through the scintillator panel 9 without being absorbed by the scintillator element 15.
  • the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 are configured not to be aligned on a straight line in the z direction that is the X-ray irradiation direction. Therefore, the low-energy X-ray P 1 b does not enter the light shielding wall 21 in the scintillator panel 13 but enters the scintillator element 19.
  • the X-ray P1b is converted into scintillator light Q1b in the scintillator element 19, and is output as an X-ray detection signal in the pixel.
  • the X-rays incident on the X-ray detector 1 are converted into scintillator light in at least one of the scintillator panels. Is done. Therefore, since the area where X-rays cannot be detected in the X-ray detector can be greatly reduced, the X-ray sensitivity of the dual energy X-ray detector can be greatly improved.
  • the dual energy type X-ray detector 1 is partitioned by the light shielding wall 17, and is partitioned by the scintillator element 15 that converts low energy X-rays into light and the light shielding wall 21. And a scintillator element 19 for converting the X-rays into light.
  • the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 are formed so that the positions of the lattice-like patterns in the xy plane are shifted. In this case, a region where the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 overlap is significantly reduced when viewed from the direction in which the X-rays are incident. That is, the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 are configured not to be aligned in a straight line in the direction in which the X-rays are incident.
  • the light shielding walls 17 and the light shielding walls 21 are alternately arranged. Therefore, the X-ray P is converted into light by at least one of the scintillator elements, and finally the X-ray is obtained. It is output as a detection signal. That is, even when a light shielding wall is formed on the X-ray detector 1, the area where X-rays cannot be detected can be greatly reduced. Accordingly, the X-ray sensitivity of the X-ray detector can be improved while increasing the resolution of the X-ray image by the light shielding wall.
  • a first substrate on which a scintillator panel for low energy detection is formed and a second substrate on which a scintillator panel for high energy detection is formed It has a bonded structure.
  • the positions are shifted when pasting, it is difficult to accurately align each of the scintillator panels. Therefore, when the configuration in which the scintillator elements are partitioned by the light shielding wall is adopted in the conventional dual energy type X-ray detector, the position of the light shielding wall provided in each scintillator panel is easily deviated from the assumed position.
  • the X-ray detector 1 has a configuration in which the scintillator panel 9 is formed on one surface of the substrate 11 and the scintillator panel 13 is formed on the other surface of the substrate 11. That is, the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 have a lattice pattern formed on a single substrate. Therefore, each of the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 can be formed with higher accuracy as expected. As a result, the X-ray sensitivity of the X-ray detector 1 can be improved as expected. By using the X-ray detector 1, dual energy imaging with higher diagnostic ability can be performed.
  • the pitch between the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 can be set to a short distance of about 60 to 150 ⁇ m. Therefore, dual energy imaging can be applied to an X-ray imaging method that requires a short pixel pitch, such as X-ray CT imaging. In dual energy imaging, an X-ray image with higher resolution can be acquired.
  • the thickness of the X-ray detector can be reduced in the configuration according to the first embodiment as compared to the conventional configuration in which two substrates are bonded. Therefore, it is possible to more suitably avoid the compatibility and versatility of the dual energy X-ray detector according to the first embodiment.
  • each of the scintillator panels has a configuration in which scintillator elements are partitioned by a light shielding wall. Therefore, when the photodetection panel 5 and the photodetection panel 7 are combined with the scintillator block 3 in the manufacturing process of the X-ray detector 1, it is possible to more suitably avoid the occurrence of problems due to the positional deviation of the photodetection panel.
  • the range in which the positional deviation of the light detection panel is allowed will be described using each of FIGS.
  • FIG. 6A shows an example of the structure of the X-ray detector 1 manufactured by accurate alignment in a configuration in which the light shielding wall is not provided on the scintillator panel.
  • the length of the pixel 25 in the x direction is substantially equal to the length of the scintillator element 15 in the x direction. Therefore, all the scintillator light emitted from the scintillator element 15a is incident on the pixel 25a.
  • the rightmost position of the pixel 25a is indicated with an asterisk.
  • the position of the light detection panel 5 may be shifted.
  • the scintillator light Q1 emitted from the scintillator element 15a is obtained by shifting the light detection panel 5 in the x direction as indicated by an arrow. 25a and the pixel 25b are detected (FIG. 6B).
  • the scintillator light Q1 emitted from a single scintillator element is detected by a plurality of pixels even if the light detection panel 5 is slightly shifted in the x direction. Almost occurs.
  • the allowable range of misalignment when aligning the light detection panel 5 is very narrow.
  • Example 1 the structure of the X-ray detector 1 manufactured by accurate alignment is shown as an example in FIG.
  • the length of the pixel 25 in the x direction is substantially equal to the sum of the thickness N of the light shielding wall 17 and the length of the scintillator element 15 in the x direction. Therefore, all the scintillator light emitted from the scintillator element 15a is incident on the pixel 25a.
  • Q1 is all incident on the pixel 25a (FIG. 6D). That is, in the X-ray detector 1 according to the first embodiment, when the light detection panel 5 is aligned, there is an allowable range for the positional deviation of the light detection panel 5 according to the value of the thickness N of the light shielding wall 17. To do.
  • the permissible range for such positional deviation exists even when the light detection panel 5 is aligned in the y direction and when the light detection panel 7 and the scintillator block 3 are aligned. Therefore, in the first embodiment, by having the configuration in which the scintillator elements are partitioned by the light shielding walls, it is possible to more suitably avoid the occurrence of the malfunction of the X-ray detector 1 due to the positional deviation of the light detection panel.
  • FIG. 7A is a cross-sectional view illustrating a configuration of a dual energy X-ray detector 1A according to the second embodiment.
  • symbol is attached
  • the X-ray detector 1A according to the second embodiment has a structure in which the light detection panel 5, the scintillator block 3, and the light detection panel 7 are stacked in the above-described order in the z direction as in the first embodiment. .
  • the scintillator block 3 according to the second embodiment is different from the first embodiment in that it does not have the substrate 11. That is, in Example 2, the scintillator panel 9 and the scintillator panel 13 are stacked so as to be in direct contact with each other.
  • the scintillator panel 9 and the scintillator panel 13 are preferably covered with a light reflecting film made of aluminum or the like.
  • the X-ray detector 1A has a configuration in which the scintillator panel 9 and the scintillator panel 13 covered with the light reflecting film are directly laminated.
  • the light shielding wall 17 provided on the scintillator panel 9 and the light shielding wall 21 provided on the scintillator panel 13 are configured not to coincide with the X-ray incident direction indicated by the symbol R. That is, the lattice pattern of the light shielding wall 17 on the X-ray incident surface (xy plane) is shifted from the lattice pattern of the light shielding wall 21 on the xy plane (see FIG. 2). Therefore, the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 are configured not to be aligned on the straight line in the z direction but to be alternately arranged.
  • the X-ray detector 1A has a structure in which the light detection panel 5, the scintillator panel 9, the scintillator panel 13, and the light detection panel 7 are stacked in the above-described order in the X-ray irradiation direction.
  • the components are combined.
  • the process for manufacturing the X-ray detector 1A is not particularly limited. However, the X-ray detector 1 ⁇ / b> A is preferably manufactured by the steps described below.
  • a light detection panel 5 made of a planar substrate 23 on which pixels 25 are arranged is prepared (FIG. 8A). Then, the light shielding walls 17 are formed in a lattice shape on one surface of the substrate 11 (step S1, FIG. 8B). Thereafter, the scintillator element 15 is filled into the space of the cell defined by the light shielding wall 17 (step S2). By filling the scintillator element 15, the scintillator panel 9 is formed.
  • a composite body in which the scintillator panel 9 and the light detection panel 5 are stacked is referred to as a panel composite body 31 (FIGS. 7B and 8C).
  • the panel composite 33 in which the scintillator panel 13 is formed on one surface of the light detection panel 7 is created in the same process as the panel composite 31. That is, the light shielding walls 21 are formed in a grid pattern on one surface of the light detection panel 7 formed of the planar substrate 27 on which the pixels 29 are arranged (step 3). Thereafter, the scintillator element 19 is filled into the space of the cell defined by the light shielding wall 21 (step S4). By filling the scintillator element 19, the scintillator panel 13 is formed.
  • a panel composite 33 which is a composite in which the scintillator panel 13 and the light detection panel 7 are laminated, is created. Note that the order of steps S1 to S4 may be changed as needed.
  • step S5 the scintillator panel 9 and the scintillator panel 13 are combined so that the lattice pattern of the light shielding wall 17 and the lattice pattern of the light shielding wall 21 are shifted along the xy plane.
  • the X-ray detector 1A in which the scintillator panel 9 and the scintillator panel 13 are directly laminated is manufactured by combining the panel complex 31 and the panel complex 33. Unlike the first embodiment, the X-ray detector 1A has a structure in which the substrate 11 is omitted. Therefore, in Example 2, since the thickness of the X-ray detector 1A can be further reduced, compatibility and versatility of the X-ray detector 1A can be improved.
  • the scintillator panel is formed directly on the light detection panel instead of bonding the light detection panel and the scintillator panel together. Therefore, since a positioning error that occurs at the time of pasting can be avoided, it is possible to more suitably avoid the position of the pixel and the light shielding wall from deviating from the assumed position.
  • the process of performing dual energy imaging using the X-ray detector 1A is the same as that in the first embodiment. That is, as shown in FIG. 7A, X-rays irradiated from the direction indicated by the symbol R first pass through the light detection panel 5 and enter the scintillator panel 9. Of the X-rays incident on the scintillator panel 9, high-energy X-rays P ⁇ b> 2 pass through the scintillator element 15 and are absorbed by the scintillator element 19. Of the low-energy X-rays P1, X-rays P1a incident on the scintillator element 15 are absorbed by the scintillator element 15.
  • the X-ray P 1 b incident on the light shielding wall 17 passes through the scintillator panel 9.
  • the X-ray P1b incident on the scintillator panel 13 is preferably absorbed by the scintillator element 19. Therefore, as in the first embodiment, the area where X-rays are not detected in the X-ray detector 1A can be greatly reduced.
  • the X-ray detector 1A according to the second embodiment is configured to shift the lattice pattern of the light shielding wall 17 and the lattice pattern of the light shielding wall 21 along the X-ray incident surface, as in the first embodiment. . Therefore, since the area where X-rays cannot be detected can be greatly reduced, the X-ray sensitivity of the X-ray detector 1A can be greatly improved. Further, the X-ray detector 1A is configured such that the scintillator panel 9 and the scintillator panel 13 are directly joined. That is, as compared with the X-ray detector 1 according to the first embodiment, the thickness of the X-ray detector 1A can be reduced by the amount that the substrate 11 is omitted.
  • the compatibility and versatility of the X-ray detector 1A can be further improved. Furthermore, since the thickness of the X-ray detector is reduced, diffusion of scintillator light is more preferably avoided. Therefore, the resolution of the X-ray image acquired by the X-ray detector 1A can be improved.
  • FIG. 9A is a cross-sectional view illustrating the configuration of the X-ray detector 1B according to the third embodiment.
  • the substrate 11 is not provided.
  • the third embodiment is different from the second embodiment in that the order in which the light detection panel 5 and the scintillator panel 9 are stacked is reversed. That is, in the X-ray detector 1B according to the third embodiment, the scintillator panel 9, the light detection panel 5, the scintillator panel 13, and the light detection panel 7 are stacked in the order described above.
  • the X-ray detector 1B is configured such that the light shielding wall 17 provided on the scintillator panel 9 and the light shielding wall 21 provided on the scintillator panel 13 are shifted in the lattice pattern along the xy plane. (See FIG. 2). Therefore, the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 are configured not to be aligned on the straight line in the z direction but to be alternately arranged. Therefore, the X-rays incident on the X-ray detector 1B are surely incident on the scintillator element 15 or the scintillator element 19 regardless of the energy level. As a result, since the area where X-rays are not detected in the X-ray detector 1B is greatly reduced, the X-ray sensitivity of the X-ray detector 1B can be improved.
  • the process for manufacturing the X-ray detector 1B by combining the components is not particularly limited. However, it is preferable that the X-ray detector 1B is manufactured in the steps described below.
  • a light detection panel 5 made of a planar substrate 23 in which pixels 25 are arranged on one surface is prepared (FIG. 10A). Then, the light shielding wall 17 is formed in a lattice shape on one surface of the light detection panel 5, that is, the surface on which the pixels 25 are arranged (step S1), and the light shielding wall 21 is formed in a lattice shape on the other surface of the light detection panel 5. It is formed (step 2, FIG. 10 (b)).
  • the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 are integrally formed through the light detection panel 5 by the steps S1 and S2. Therefore, each of the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 can be accurately formed at an assumed position on the substrate 11. Therefore, a configuration in which the lattice pattern of the light shielding wall 17 and the lattice pattern of the light shielding wall 21 are shifted along the xy plane can be more reliably formed.
  • a cell partitioned in a two-dimensional matrix is formed on both sides of the light detection panel 5 by each of the lattice-shaped light shielding walls 17 and the light shielding walls 21. Thereafter, the scintillator element 15 is filled in the space of the cell defined by the light shielding wall 17 (step S3). By filling the scintillator element 15, the scintillator panel 9 is formed. Then, the scintillator element 19 is filled into the space of the cell defined by the light shielding wall 21, and the scintillator panel 13 is formed (step S4). The scintillator panel 9 and the scintillator panel 13 are respectively formed on both surfaces of the light detection panel 5, thereby forming a scintillator complex 35 (FIGS. 9B and 10C).
  • the scintillator complex 35 and the light detection panel 7 are combined by attaching the light detection panel 7 to the scintillator panel 13 (step S5).
  • a dual energy type X-ray detector 1B is manufactured by combining the scintillator complex 35 and the light detection panel 7 (FIG. 10D).
  • the X-ray detector 1B has a structure in which the substrate 11 is omitted. Therefore, in Example 3, since the thickness of the X-ray detector 1B can be further reduced, compatibility and versatility of the X-ray detector 1B can be improved.
  • the scintillator panels 9 and 13 are integrated as a scintillator complex 35. That is, the scintillator panel 9 is formed on one surface of the light detection panel 5, and the scintillator panel 13 is formed on the other surface of the light detection panel 5.
  • the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 are patterned on the single light detection panel 5. Therefore, each of the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 can be formed with higher accuracy as expected. As a result, by using the X-ray detector 1B, it is possible to perform dual energy imaging with higher diagnostic ability.
  • FIG. 11 illustrates an X-ray detector according to the fourth embodiment.
  • the X-ray detector according to the fourth embodiment corresponds to the X-ray detector according to the second embodiment described with reference to FIG. 7 for convenience of explanation, but the configuration of the other first and third embodiments is also applicable. Can do.
  • the light shielding wall 17 provided on the scintillator panel 9 and the light shielding wall 21 provided on the scintillator panel 13 are configured to coincide with the incident direction of X-rays. That is, in the fourth embodiment, as shown in the plan view of FIG. 11, the lattice pattern of the light shielding wall 17 and the lattice pattern of the light shielding wall 21 are configured to coincide with each other along the X-ray incident surface (xy plane). The Therefore, the light shielding wall 21 of the scintillator panel 13 extends the light shielding wall 17 of the scintillator panel 9.
  • the scintillator element 19 is arranged so as to be connected to the scintillator element 15 by matching the lattice pattern of the light shielding wall 17 with the lattice pattern of the light shielding wall 21. Also in the configuration of the fourth embodiment, as described in the first embodiment, by having the configuration in which the scintillator elements are partitioned by the light-shielding walls, it is possible to cause a problem of the X-ray detector due to the positional deviation of the light detection panel. It can avoid suitably.
  • FIG. 12 illustrates a unique effect of the configuration according to the fourth embodiment.
  • both high-energy X-rays P2 and low-energy X-rays P1 are emitted from the X-ray source.
  • the low-energy X-ray P1 cannot be transmitted through the panel complex 31 on the near side of the X-ray source and is detected here.
  • the high energy X-ray P2 passes through the panel complex 31 and is detected by the panel complex 32 on the back side for the X-ray source.
  • the X-ray detected by the panel complex 31 is treated as a low-energy X-ray, and the X-ray detected by the panel complex 32 is a high-energy X-ray. It shall be handled as a thing. Therefore, in order to accurately distinguish the detected X-ray energy, all of the low-energy X-rays are detected by the panel complex 31, and all of the high-energy X-rays are detected by the panel complex 32. Ideal.
  • FIG. 13 illustrates this situation.
  • FIG. 13 is an enlarged view of the joint between the scintillator panel 9 and the scintillator panel 13 in the X-ray detector according to the second embodiment.
  • the light shielding wall 17 provided in the scintillator panel 9 has a certain thickness although it is thin. Since the light shielding wall 17 is made of a reflective material that reflects fluorescence, the ability to shield the X-ray itself is not so strong. Therefore, the low-energy X-rays incident on the light shielding wall 17 of the scintillator panel 9 pass through the light shielding wall 17 and go to the scintillator panel 13.
  • the light shielding wall 17 faces the scintillator element 19 of the scintillator panel 13. Therefore, the low-energy X-rays that have passed through the light shielding wall 17 of the scintillator panel 9 enter the scintillator element 19 of the scintillator panel 13 and are converted into fluorescence there. This fluorescence is sensed by the panel complex 32.
  • the panel complex 32 ideally senses only high energy X-rays, but also senses some of the low energy X-rays.
  • FIG. 14 illustrates an X-ray detector according to the fourth embodiment.
  • the light shielding wall 17 faces the light shielding wall 21 of the scintillator panel 13 because the lattice pattern of the light shielding wall 17 matches the lattice pattern of the light shielding wall 21. Therefore, low energy X-rays that have passed through the light shielding wall 17 of the scintillator panel 9 enter the light shielding wall 21 of the scintillator panel 13 and pass through the scintillator panel 13 as they are. This X-ray is not sensed by the panel complex 32.
  • the panel complex 32 operates in an ideal manner that senses only high-energy X-rays.
  • an X-ray detector with high energy resolution can be provided.
  • the present invention is not limited to the above embodiment, and can be modified as follows.
  • the substrate 11 includes two substrates 11a and 11b. The structure which bonds together may be sufficient.
  • a process for manufacturing the X-ray detector 1C according to the modification of the first embodiment will be described below with reference to FIGS.
  • the light shielding walls 17 are formed in a grid pattern on one surface of the planar substrate 11a (step S1, FIG. 15A).
  • the light shielding walls 21 are formed in a lattice pattern on one surface of the planar substrate 11b (step S2, FIG. 15A).
  • the scintillator element 15 is filled in the space of the cell defined by the light shielding wall 17 (step S3).
  • the scintillator panel 9 is formed by filling the scintillator element 15 (FIG. 15B).
  • the scintillator element 19 is filled into the space of the cell defined by the light shielding wall 21 (step S4).
  • the scintillator panel 13 is formed by filling the scintillator element 19 (FIG. 15B).
  • step S5 the substrate 11a on which the scintillator panel 9 is formed and the substrate 11b on which the scintillator panel 13 is formed are bonded together to create the scintillator block 3 (step S5, FIG. 15 (c)).
  • step S5 the other surface of the substrate 11a and the other surface of the substrate 11b face each other, and alignment is performed so that the lattice pattern of the light shielding wall 17 and the lattice pattern of the light shielding wall 21 are displaced along the xy plane.
  • the substrates 11a and 11b are bonded together.
  • the light detection panel 5 is bonded to the scintillator panel 9 (step S6).
  • the light detection panel 7 is bonded to the scintillator panel 13 (step S7).
  • a dual energy type X-ray detector 1C is manufactured by combining the light detection panel 5 and the light detection panel 7 with the scintillator block 3 (FIG. 4D).
  • the scintillator elements are divided into squares by the grid-like light shielding walls 17 (or the light shielding walls 21), but the shape of the division is not limited to squares. That is, other examples of the cell shape defined by the light shielding wall 17 are a rectangle and a parallelogram. A shape such as a trapezoid or a regular hexagon may be selected as appropriate.
  • the pitch of the pixels 25 that detect scintillator light based on low-energy X-rays is substantially the same as the pitch of the pixels 29 that detect scintillator light based on high-energy X-rays.
  • the pitch of the pixels 25 and the pitch of the pixels 29 may be different.
  • a configuration in which the pitch of the pixels 29 is larger than the pitch of the pixels 25 is preferable.
  • the pitch of the light shielding walls 17 and the pitch of the light shielding walls 21 are described as shown in FIG. That is, the pitch of the light shielding walls 17 and the pitch of the light shielding walls 21 may be different.
  • the lattice pattern of the light shielding wall 17 and the lattice pattern of the light shielding wall 21 are shifted along the xy plane in a state where the pitch of the light shielding walls 21 is larger than the pitch of the light shielding walls 17. Is preferred.
  • FIG. 16A a configuration in which the pitch of the light shielding walls 21 is twice the pitch of the light shielding walls 17 is shown as an example.
  • FIG. 16B shows a cross-sectional view of the X-ray detector 1D according to the modification (4).
  • the number of light shielding walls 21 is smaller than the number of light shielding walls 17.
  • the X-rays P2a incident on the scintillator element 19 are preferably converted into scintillator light Q2 by the relatively thick scintillator element 19.
  • the scintillator light Q2 is converted into electric charge by the pixel 29 and detected.
  • the X-ray detector can detect the low-energy X-ray P1, but it is difficult to detect the high-energy X-ray P2b.
  • the light shielding walls 21 are made smaller than the light shielding walls 17 by a method such as increasing the pitch of the light shielding walls 21.
  • a method such as increasing the pitch of the light shielding walls 21.
  • the X-ray detector can detect X-rays regardless of the energy level.
  • the area where X-rays can be detected becomes wider regardless of the level of energy, so that the X-ray sensitivity of the X-ray detector can be further improved.
  • the scintillator element has a configuration that is partitioned by a light shielding wall that shields the scintillator light, but the configuration that partitions the scintillator element is not limited to the light shielding wall. That is, as shown in FIG. 17, the scintillator element 15 may be partitioned by digging a lattice-shaped groove in the z direction with respect to the scintillator element 15. The scintillator light emitted from the scintillator element 15 is prevented from being scattered by the grooves F.
  • the groove F corresponds to the light shielding portion in the present invention.
  • the groove F formed in the scintillator element 15 and the groove F formed in the scintillator element 19 are configured so as not to be aligned on a straight line in the X-ray incident direction (z direction).
  • the grooves F of the scintillator element 15 and the grooves F of the scintillator element 19 are formed so as to be alternately arranged with respect to the X-ray incident surface, whereby the X-rays incident on the X-ray detector are converted into the scintillator. It is reliably converted into light by the element 15 or the scintillator 19. Therefore, it is possible to reduce the area where X-rays cannot be detected in the X-ray detector and improve the X-ray sensitivity.
  • an indirect conversion type X-ray detector that converts X-rays into light using a scintillator element or the like and further converts light into an electrical signal has been described as an example.
  • the effect of the present invention can be obtained even in a direct conversion type X-ray detector by forming a shielding wall (or groove) that shields the scattering of electric charges in a lattice shape instead of the light shielding wall.
  • the shielding wall (or groove) corresponds to the shielding part in the present invention.
  • FIG. 18 shows a configuration of a direct conversion type dual energy X-ray detector 1F according to the modification (6).
  • the X-ray detector 1F employs a direct conversion type configuration of the indirect conversion type dual energy X-ray detector 1 according to the first embodiment.
  • the same components as those of the X-ray detector 1 will be described with the same reference numerals.
  • the X-ray detector 1F has a configuration in which an X-ray detection panel 37, an X-ray conversion layer 39, a substrate 11, an X-ray conversion layer 41, and an X-ray detection panel 43 are stacked in the order described above.
  • the X-ray detection panel 37 includes a substrate 23 and pixels 25A arranged in a two-dimensional matrix.
  • the X-ray detection panel 37 corresponds to the first X-ray detection panel in the present invention
  • the X-ray detection panel 43 corresponds to the second X-ray detection panel in the present invention.
  • the X-ray conversion layer 41 includes a substrate 27 and pixels 29A arranged in a two-dimensional matrix.
  • the X-ray conversion layer 39 has a shape in which X-ray conversion elements 45 arranged in a two-dimensional matrix are partitioned by a grid-like shielding wall 47.
  • the X-ray conversion layer 41 has a shape in which X-ray conversion elements 49 arranged in a two-dimensional matrix are partitioned by a grid-like shielding wall 51.
  • the X-ray conversion layer 39 corresponds to the first X-ray conversion layer in the present invention, and the X-ray conversion layer 41 corresponds to the second X-ray conversion layer in the present invention.
  • the X-ray conversion element 45 corresponds to the first X-ray conversion element in the present invention
  • the X-ray conversion element 49 corresponds to the second X-ray conversion element in the present invention.
  • Each of the X-ray conversion elements 45 and 49 is composed of a-Se or the like, and converts incident X-rays into electric charges.
  • Each of the shielding walls 47 and 51 is made of a material that shields the movement of charges, and prevents the diffusion of charges.
  • the lattice pattern of the shielding wall 47 and the lattice pattern of the shielding wall 51 are configured to be shifted along the X-ray incident surface.
  • the shielding walls 47 and 51 may be grooves that prevent charge diffusion.
  • the shielding wall 47 corresponds to the first shielding part in the present invention, and the shielding wall 51 corresponds to the second shielding part in the present invention.
  • the pixels 25A and 29A have a configuration in which the photoelectric conversion element is omitted. That is, the pixel 25A and the pixel 29A detect charges converted by the X-ray conversion element and output them as X-ray detection signals.
  • the X-ray conversion element 45 converts X-rays having relatively low energy into electric charges. Therefore, an X-ray image based on low-energy X-rays is generated by performing various image processing on the X-ray detection signals output from the pixels 25A in the X-ray detection panel 37.
  • the X-ray conversion element 49 converts relatively high energy X-rays into electric charges. Therefore, an X-ray image based on high-energy X-rays is generated by performing various types of image processing on the X-ray detection signals output from the pixels 25A in the X-ray detection panel 43.
  • the direct conversion type configuration according to the modified example (6) can be applied to an indirect conversion type dual energy X-ray detector according to another embodiment and the modified example.
  • the pitch of the light shielding walls 17 is preferably configured to be substantially the same as the pitch of the pixels 25 (or pixels 29), but is not limited thereto.
  • a configuration in which the pitch of the light shielding walls is an integral multiple of the pitch of the pixels, or the like can be given.
  • the pitch of each light shielding wall may not be an integer multiple of the pixel pitch.
  • the scintillator panel 13 is provided with the light shielding wall 21, but the present invention is not limited to this configuration. As shown in FIG. 19, the light shielding wall 21 of the scintillator panel 13 may be omitted.
  • the X-ray detector according to the present modification corresponds to the X-ray detector according to the fourth embodiment described with reference to FIG. 11 for convenience of explanation, but is applicable to the configurations of the other first, second, and third embodiments. can do. Further, the configuration in which the light shielding wall 17 of the scintillator panel 9 is omitted can be employed while the light shielding wall 21 is provided on the scintillator panel 13. By adopting such a configuration, the apparatus configuration can be simplified and a cheaper X-ray detector can be provided.
  • the arrangement pitch of the light shielding walls 17 provided in the scintillator panel 9 and the arrangement pitch of the light shielding walls 21 provided in the scintillator panel 13 are the same. It is not limited to the configuration. As shown in FIG. 20, the arrangement pitch of the light shielding walls 17 may be different from the arrangement pitch of the light shielding walls 21. In this case, the arrangement pitch of the scintillator elements 15 and the arrangement pitch of the pixels 25 are the same as the arrangement pitch of the light shielding walls 17. Similarly, the arrangement pitch of the scintillator elements 19 and the arrangement pitch of the pixels 29 are the same as the arrangement pitch of the light shielding walls 21. Therefore, the arrangement pitch of the pixels 25 and the arrangement pitch of the pixels 29 are different from each other.
  • the light shielding walls 21 are arranged on a straight line connecting the X-ray focal point p of the X-ray source and the light shielding walls 17, as shown in FIG. Can be arranged.
  • the X-rays spread radially, the spread of the X-rays transmitted through the scintillator panel 13 is wider than the spread when transmitted through the scintillator panel 9. Therefore, in FIG. 20, in accordance with this situation, the width of the scintillator panel 9 on the near side is narrowed and the width of the scintillator panel 13 on the back side is widened in accordance with the X-ray beam width.
  • the arrangement pitch of the light shielding walls is also narrowed in accordance with the X-ray beam width, and the arrangement pitch of the light shielding walls 21 is widened.
  • FIG. 20 shows a case where the present modification is adapted to the configuration of the second embodiment. Therefore, if the X-ray beam spreads radially, the light shielding wall 21 of the scintillator panel 13 is arranged so as to extend the light shielding wall 17 of the scintillator panel 9.
  • the X-ray detector according to the present modification corresponds to the X-ray detector according to the fourth embodiment described with reference to FIG. 11 for convenience of explanation, but is applicable to the configurations of the other first, second, and third embodiments. can do.
  • FIG. 21 shows how the arrangement pitch of the light shielding walls 21 is changed.
  • the upper part of FIG. 21 shows a state in which the light shielding walls 21 are arranged as in the above-described embodiment.
  • the middle part of FIG. 21 represents a state where the light shielding wall 21 is shifted to the right side.
  • the light shielding wall 21 is at a position shifted from the upper stage of FIG. 21 to the right by a movement amount less than half of the thickness of the light shielding wall 21.
  • the amount of movement of the light shielding wall 21 is less than half of its own thickness, the optical insulation of the two pixels 29 in the vicinity of the light shielding wall 21 is maintained. That is, even if the light shielding wall 21 is moved as in the middle of FIG. 21, the fluorescence generated in the scintillator element 15 located on the left side of the moved light shielding wall 21 is blocked by the light shielding wall 21, and the right side of the light shielding wall 21. It does not enter the pixel 29 located at the position.
  • the fluorescence generated in the scintillator element 15 located on the right side of the moved light shielding wall 21 is blocked by the light shielding wall 21 and does not enter the pixel 29 located on the left side of the light shielding wall 21.
  • the width of the scintillator element 15 located on both sides of the light shielding wall 21 changes.
  • the scintillator element 15 located on the right side of the moved light shielding wall 21 becomes narrower, and the scintillator element 15 located on the left side of the moved light shielding wall 21 becomes wider.
  • the scintillator elements 15 of this modification do not have the same width.
  • the arrangement pitch of the scintillator elements 15 is constant over the scintillator panel 13.
  • the ratio between the pitch of the light shielding walls 17 and the pitch of the light shielding walls 21 according to the present modification is such that the radiation beam emitted from the radiation source spreads radially when the radiation beam reaches the light shielding wall 17 and the radiation beam is the light shielding wall 21. It is equal to the ratio of the spread width when reaching.
  • the lower part of FIG. 21 represents a state where the light shielding wall 21 is shifted to the left side.
  • the light shielding wall 21 is located at a position shifted from the upper state of FIG. 21 to the left by a movement amount less than half of the thickness of the light shielding wall 21.
  • the optical insulation of the two pixels 29 in the vicinity of the light shielding wall 21 can be maintained by making the movement amount of the light shielding wall 21 less than half of its thickness, as in the case of the middle stage of FIG.
  • the width of the scintillator element 15 located on both sides of the light shielding wall 21 changes. That is, the scintillator element 15 located on the right side of the moved light shielding wall 21 is wider, and the scintillator element 15 located on the left side of the moved light shielding wall 21 is narrower.
  • FIG. 21 illustrates an example in which the light shielding walls 21 of the scintillator panel 13 are shifted in the arrangement direction of the light shielding walls 21, but the light shielding walls 17 of the scintillator panel 9 are similarly shifted in the arrangement direction of the light shielding walls 17. be able to.
  • the arrangement pitch of the pixels 25 of the scintillator panel 9 and the arrangement pitch of the pixels 29 of the scintillator panel 13 are the same, the arrangement pitch of the light shielding walls 17 and the arrangement pitch of the light shielding walls 19 are different from each other. Can do.
  • an X-ray detector can be provided that takes into account the situation that X-rays spread radially.
  • the pitch of the light shielding walls 21 according to this modification differs depending on the position of the scintillator panel 13.
  • the light shielding walls 17 and 21 of the present invention may be manufactured by X-ray lithography (LIGA).
  • adjacent pixels have a configuration in which end portions are in contact with each other.
  • the present invention is not limited to this configuration.
  • the light shielding wall 21 may be extended to the side surface of the pixel 29. In this way, adjacent pixels 29 can be reliably optically isolated.
  • FIG. 22 illustrates an example in which the light shielding wall 21 of the scintillator panel 13 extends to the side surface of the pixel 29, but the light shielding wall 17 of the scintillator panel 9 can be similarly extended to the side surface of the pixel 25.
  • the pixel of the present invention is located inside a cell formed by the grid of light shielding walls 21.
  • the X-ray detector according to the present modification corresponds to the X-ray detector according to the fourth embodiment described with reference to FIG. 11 for convenience of explanation, but the configurations of the other first, second, and third embodiments. Can also be adapted.
  • the light shielding walls are arranged in parallel to each other.
  • the present invention is not limited to this configuration.
  • the light shielding wall may be configured to gradually incline from the center of the scintillator panel 9 toward the end.
  • the light shielding wall 17 and the light shielding wall 21 are extended along a straight line passing through the focal point p of the X-ray source. Thereby, X-rays are not detected by both adjacent pixels, and an X-ray detector with high spatial resolution can be provided.
  • the apparatus of FIG. 23 has a configuration corresponding to the fourth embodiment in which the light shielding wall 21 is disposed so as to extend the light shielding wall 17. This modification can also be applied to the configurations of the other first, second, and third embodiments.
  • the light-shielding walls 17 and 21 according to the present invention are configured to gradually incline from the center to the end of the lattice.
  • the X-ray detector of the present invention is not limited to the dual energy imaging application.
  • an X-ray grid is arranged on the detection surface of the X-ray detector and is included in the scattered X-rays generated from the inspection object and the inspection object. It is better to remove the influence of diffraction phenomenon caused by crystals.
  • the distance between the X-ray focal point and the X-ray detector often fluctuates every time imaging is performed, and the X-ray grid cannot be arranged.
  • the scintillator panel 9 corresponding to the first layer of the X-ray detector of the present invention is used in place of the X-ray grid, and the scintillator panel 13 corresponding to the second layer is used to generate the X-ray image, a clear X-ray image is obtained. Can be obtained. In this case, an X-ray image from which the influence of scattered X-rays and diffraction phenomena is removed can be obtained from the detection result of the scintillator panel 13 corresponding to the second layer. Images can be acquired simultaneously.
  • the X-ray detector of the present invention can also be applied to dual energy imaging performed by alternately repeating high-energy X-ray irradiation and low-energy X-ray irradiation, or high-energy X-rays. It can also be applied to dual energy imaging performed by simultaneously irradiating low-energy X-rays.

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Abstract

　診断能の高いデュアルエナジー撮影を可能とする、よりＸ線感度の高いＸ線検出器を提供する。Ｘ線検出器（１）は、遮光壁（１７）によって区画され、低エネルギーのＸ線を光に変換するシンチレータ素子（１５）と、遮光壁（２１）によって区画され、高エネルギーのＸ線を光に変換するシンチレータ素子（１９）とを備えている。Ｘ線の入射する方向から見て、遮光壁（１７）の位置パターンと遮光壁（２１）の位置パターンとは一致しないように構成される。そのためＸ線検出器（１）に入射するＸ線は少なくともいずれか一方のシンチレータ素子によって光に変換され、最終的にＸ線検出信号として出力される。すなわちＸ線検出器（１）に遮光壁を形成した場合であっても、Ｘ線を検出できない領域が存在しなくなる。従って、遮光壁によってＸ線画像の解像度を上げつつ、Ｘ線検出器のＸ線感度を向上させることが可能となる。

Description

Ｘ線検出器
　本発明は、医療診断装置等に用いられるＸ線検出器に係り、特にエネルギー範囲の異なる２つのＸ線を検出する、デュアルエナジーＸ線撮影に利用可能なＸ線検出器に関する。
　従来、医療用Ｘ線画像の撮影装置として、Ｘ線撮影装置が用いられる。そして、Ｘ線撮影装置に使用されるＸ線検出器として、例えばフラットパネル型のＸ線検出器（以下、ＦＰＤと略記する）が知られている。
　従来のＦＰＤ１０１は図２４（ａ）に示すように、板状の基材１０３と、シンチレータパネル１０５と、光検出パネル１０７とが上述の順番に積層された構造を有している。シンチレータパネル１０５はＸ線を吸収して光に変換するシンチレータ素子によって構成される。光検出パネル１０７は基板１０９と、二次元マトリクス状に配列された画素１１１とを備えている。画素１１１の各々は、図示しない光電変換素子と出力素子とを備えている。
　図２４（ａ）において符号Ｒで示す方向からＦＰＤ１０１へ入射するＸ線は、シンチレータパネル１０５に設けられているシンチレータ素子において光に変換され、シンチレータ光として発光する。シンチレータパネル１０５において発光したシンチレータ光は画素１１１に伝送される。そして画素１１１に設けられる光電変換素子においてシンチレータ光の光電変換が行われ、電気信号であるＸ線検出信号が出力素子から出力される。そして出力されたＸ線検出信号に基づいてＸ線画像が生成される。
　近年の医療現場では、被検体の同一部位を異なる管電圧で撮影する、いわゆるデュアルエナジー撮影が行われる。デュアルエナジー撮影では異なるエネルギー分布を持つＸ線に基づくＸ線画像をそれぞれ生成することにより、被検体の構成元素の違いを映像化できる。一例として、低エネルギーＸ線に基づくＸ線画像と高エネルギーＸ線に基づくＸ線画像との差分をとることにより、骨を例とする硬部組織のＸ線像と、筋肉を例とする軟部組織のＸ線像とを分離できる。
　デュアルエナジー撮影において管電圧を変えて撮影する場合、Ｘ線照射回数が２回になる。そのため被検体の体動などによってＸ線画像の診断能が低下する。そこで被検体に対してＸ線を１回照射し、照射されたＸ線のうち低エネルギーのＸ線に基づくＸ線画像と、高エネルギーのＸ線に基づくＸ線画像との２つのＸ線画像を取得できるＸ線検出器について提案されている（例えば、特許文献１）。このような、１回のＸ線照射によって低エネルギーのＸ線に基づくＸ線画像と、高エネルギーのＸ線に基づくＸ線画像とを取得できるＸ線検出器を以下、「デュアルエナジー型」のＸ線検出器とする。そしてデュアルエナジー型のＸ線検出器以外のＸ線検出器については、「通常型」のＸ線検出器として区別する。
　このようなデュアルエナジー型のＸ線検出器２０１は、図２４（ａ）に示すようなＦＰＤ１０１を２つ重ねる構成を有している。すなわち図２４（ｂ）に示すように、比較的低エネルギーのＸ線を検出する第１のＦＰＤ２０３と、比較的高エネルギーのＸ線を検出する第２のＦＰＤ２０５とが符号Ｒで示すＸ線の照射方向に積層する構成となっている。低エネルギーのＸ線Ｐ１は、ＦＰＤ２０３に設けられるシンチレータ素子２０７によってシンチレータ光Ｑ１に変換され、さらに画素２０９において電気信号に変換される。
　一方、高エネルギーのＸ線Ｐ２はシンチレータ素子２０７を通過し、ＦＰＤ２０５に設けられるシンチレータ素子２１１においてシンチレータ光Ｑ２に変換される。シンチレータ光Ｑ２は画素２１３において電気信号に変換される。ＦＰＤ２０３とＦＰＤ２０５とは、それぞれに設けられている基材Ａ同士を対向させた状態で積層されている。なお、高エネルギーのＸ線を吸収して検出するためにはシンチレータ素子の厚さを比較的厚くする必要がある。すなわちシンチレータ素子２０７と比べて、シンチレータ素子２１１は厚くすることが一般的である。
　ここでデュアルエナジー型のＸ線検出器と別に、通常型のＦＰＤにおいてシンチレータ素子を隔壁で区画する構成について提案されている（例えば、特許文献２参照）。以下、隔壁で区画する構成を有する通常型のＦＰＤ３０１について、図２５の各々を用いて説明する。ＦＰＤ３０１は図２４（ａ）に示すＦＰＤ１０１と同様に、基材３０３と、シンチレータパネル３０５と、光検出パネル３０７とが積層され、光検出パネルは基板３０９および画素３１１を備えている（図２５（ａ））。
　シンチレータパネル３０５は図２５（ｂ）に示すように、格子状の遮光壁３１３とシンチレータ素子３１５とを備えている。シンチレータ素子３１５は、遮光壁３１３によって仕切られたセル空間の内部にそれぞれ充填されている。一般的に、遮光壁３１３のピッチは、画素３１１のピッチと略同じ（または整数倍）となるように構成される。
　このように、シンチレータパネル３０５は二次元マトリクス状に配列されたシンチレータ素子３１５が遮光壁３１３によって仕切られた形状を有している。散乱したシンチレータ光は遮光壁３１３によって遮断されるので、シンチレータ素子３１５において発生する散乱光が、隣接するシンチレータ素子３１５へ到達することを防止できる。従って、シンチレータ素子３１５を遮光壁３１３で仕切ることによって、シンチレータ素子３１５を厚くした場合であっても、Ｘ線画像の解像度の低下を回避できる。このような構成は特に高エネルギーのＸ線を検出するＸ線検出器において有用である。
　なお特許文献２に係る構成では、隔壁のピッチを６０～１５０μｍ程度の短い距離にすることができる。そのため特許文献２に係るＸ線検出器を用いることにより、Ｘ線ＣＴ撮影など、画素のピッチがより細かいＸ線画像が要求される場合であっても、Ｘ線画像の解像度の低下を回避できる。
特表２０１２－２６９７９号公報 国際公開２０１２／１６１３０４号
　しかしながら、このような構成を有する従来例の場合には、次のような問題がある。
　すなわち、従来におけるデュアルエナジー型のＸ線検出器は、通常型のＦＰＤが２つ積層する構成を備えるので、通常型のＦＰＤと比べて厚さが約２倍になる。そのため、通常型のＦＰＤを搭載するＸ線撮影装置にデュアルエナジー型のＦＰＤを搭載できない場合がある。従って、デュアルエナジー型のＦＰＤの汎用性・互換性が低くなる。またシンチレータ素子を厚くした場合、シンチレータ光が周囲のシンチレータ素子へ散乱するので、Ｘ線画像の解像度が低下する。
　さらに通常型のＦＰＤを２つ積層させてデュアルエナジー型のＦＰＤを製造する際に、それぞれの通常型ＦＰＤに設けられるシンチレータ素子および画素の位置がずれる場合がある。この場合、低エネルギーＸ線に基づくＸ線画像と、高エネルギーＸ線に基づくＸ線画像との各々に映る像の位置が異なるので、デュアルエナジー撮影によるＸ線画像の診断能が著しく低下する。
　本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、診断能の高いデュアルエナジー撮影を可能とする、よりＸ線感度の高いＸ線検出器を提供することを目的とする。
　本発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。
　すなわち、本発明に係るＸ線検出器は、格子状の第１遮光部、および前記第１遮光部により二次元マトリクス状に区画されたセル内にそれぞれ充填され、入射したＸ線のうち低エネルギーのＸ線を光に変換する第１のシンチレータ素子からなる第１のシンチレータパネルと、格子状の第２遮光部、および前記第２遮光部により二次元マトリクス状に区画されたセル内にそれぞれ充填され、入射したＸ線のうち前記低エネルギーのＸ線よりエネルギーの高い高エネルギーのＸ線を光に変換する第２のシンチレータ素子からなる第２のシンチレータパネルと、前記第１のシンチレータ素子が変換した光を電荷に変換する光電変換素子が二次元マトリクス状に配列された第１の光検出パネルと、前記第２のシンチレータ素子が変換した光を電荷に変換する光電変換素子が二次元マトリクス状に配列された第２の光検出パネルとを備え、前記第１のシンチレータパネル、前記第２のシンチレータパネル、前記第１の光検出パネル、および前記第２の光検出パネルはそれぞれ前記Ｘ線の入射方向に積層されている。
　［作用・効果］第１、第２のシンチレータ素子を遮光壁で区画する構成を有することにより、光検出パネルの位置ズレに起因するＸ線検出器の不具合が発生することをより好適に回避できる。
　好ましくは、前記第１遮光部の格子パターンと前記第２遮光部の格子パターンとは、前記Ｘ線の入射面に沿ってずれている。
　［作用・効果］Ｘ線検出器に入射されるＸ線が第１遮光部および第２遮光部の両方を透過することをより好適に回避できる。すなわちＸ線はより確実に第１のシンチレータ素子および第２のシンチレータ素子のうち、少なくとも一方に入射して光に変換される。
　また、上述した発明において、前記第２遮光部のピッチは前記第１遮光部のピッチより大きいことが好ましい。
　［作用・効果］すなわち第２遮光部の数は第１遮光部の数より少ない。第２遮光部の形成される領域をより少なくすることにより、Ｘ線検出器において、低エネルギーのＸ線と高エネルギーのＸ線との両方を検出できる領域がより広くなる。その結果、Ｘ線検出器のＸ線感度をより向上させることができる。
　また、上述のＸ線検出器であって、第１遮光部のピッチと第２遮光部のピッチとの比は、放射線源から発せられた放射状に広がる放射線ビームが第１遮光部に到達したときの広がり幅と放射線ビームが第２遮光部に到達したときの広がり幅の比に等しければより望ましい。
［作用・効果］上述の構成により、放射状に広がるＸ線を可能な限り遮光壁に入射させずに感度が高いＸ線検出器が提供できる。
　また、上述した発明において、平面状の基板をさらに備え、前記第１のシンチレータパネルは前記基板の一方の面に形成され、前記第２のシンチレータパネルは前記基板の他方の面に形成されていることが好ましい。
　［作用・効果］第１のシンチレータパネルおよび第２のシンチレータパネルは基板と一体に形成されるので、シンチレータパネルのポジショニングミスを好適に回避できる。従って、第１遮光部の格子パターンと第２遮光部の格子パターンとを、より確実にＸ線入射面に沿ってずらすように形成できる。
　また、上述した発明において、前記第１の光検出パネル、前記第１のシンチレータパネル、前記第２のシンチレータパネル、および前記第２の光検出パネルは上述の順に積層され、前記第１のシンチレータパネルと前記第２のシンチレータパネルとは直接積層されることが好ましい。
　［作用・効果］第１のシンチレータパネルと第２のシンチレータパネルとは直接積層されるので、デュアルエナジー型であるＸ線検出器全体としての厚さを低減できる。従って、Ｘ線画像の解像度を向上できるとともに、Ｘ線検出器の互換性および汎用性を向上できる。
　また、上述した発明において、前記第１のシンチレータパネル、前記第１の光検出パネル、前記第２のシンチレータパネル、および前記第２の光検出パネルは上述の順に積層されることが好ましい。
　［作用・効果］Ｘ線はまず第１のシンチレータパネルに入射した後、第１の光検出パネルに入射する。すなわち第１の光検出パネルに直接Ｘ線が入射することを回避できるので、Ｘ線による第１の光検出パネルの劣化を好適に回避できる。
　好ましくは、第１遮光部の格子パターンと第２遮光部の格子パターンとを一致させることにより、第２のシンチレータパネルを構成するシンチレータ素子が第１のシンチレータパネルを構成するシンチレータ素子に連接するように配置されている。
［作用・効果］上述の構成によれば、エネルギー分解能が高いＸ線検出器を提供することができる。第１の遮光部を構成する遮光壁の格子パターンと第２の遮光部を構成する遮光壁の格子パターンとが一致しているので、第１のシンチレータパネルの第１の遮光部をすり抜けた低エネルギーのＸ線は、第２のシンチレータパネルの第１の遮光部に入射しそのまま第２のシンチレータパネルをすり抜ける。このＸ線はＸ線検出器により感知されることがない。第２の光検出パネルは、高エネルギーのＸ線のみを感知する理想通りの動作をすることになる。
　また、上述のＸ線検出器であって、遮光部のピッチは、遮光部の位置によって異なればより望ましい。
［作用・効果］このような構成とすることで、Ｘ線検出器の構成をより自由に変更することができ、例えば、放射状に広がるＸ線を発するＸ線源を用いた撮影に最適な構成を提供することができる。
　また、上述のＸ線検出器であって、光電変換素子が遮光部の格子により形成される区画の内部に位置していればより望ましい。
［作用・効果］このような構成とすることで、互いに隣り合う光電変換素子を確実に光学的に隔絶することができる。
　また、上述のＸ線検出器であって、遮光部の格子を構成する遮光壁が格子の中央部から端部に向かうに従って次第に傾斜するように構成されていればより望ましい。
［作用・効果］このような構成とすることで、放射状に広がるＸ線を可能な限り遮光部に入射させずに感度が高いＸ線検出器が提供できる。
　また、本発明の別の実施形態に係るＸ線検出器は、入射したＸ線のうち低エネルギーのＸ線を光に変換する第１のシンチレータ素子からなる第１のシンチレータパネルと、格子状の第２遮光部、および第２遮光部により二次元マトリクス状に区画されたセル内にそれぞれ充填され、入射したＸ線のうち低エネルギーのＸ線よりエネルギーの高い高エネルギーのＸ線を光に変換する第２のシンチレータ素子からなる第２のシンチレータパネルと、第１のシンチレータ素子が変換した光を電荷に変換する光電変換素子が二次元マトリクス状に配列された第１の光検出パネルと、第２のシンチレータ素子が変換した光を電荷に変換する光電変換素子が二次元マトリクス状に配列された第２の光検出パネルとを備え、第１のシンチレータパネル、第２のシンチレータパネル、第１の光検出パネル、および第２の光検出パネルはそれぞれＸ線の入射方向に積層されていることを特徴とするＸ線検出器。
［作用・効果］このような構成とすることで、装置構成を単純にし、より安価なＸ線検出器を提供することができる。
　本発明に係るＸ線検出器によれば、第１のシンチレータパネルにおける第１遮光部の格子パターンと、第２のシンチレータパネルにおける第２遮光部の格子パターンとはＸ線の入射面に沿ってずれるように構成されるので、Ｘ線検出器に入射されるＸ線が第１遮光部および第２遮光部の両方を透過することをより好適に回避できる。すなわちＸ線はより確実に第１のシンチレータ素子および第２のシンチレータ素子のうち、少なくとも一方に入射して光に変換される。
　Ｘ線のうち、低エネルギーのＸ線は第１のシンチレータ素子によって光に変換され、さらに第１の光検出パネルにおいて電荷に変換される。そして低エネルギーのＸ線よりエネルギーの高い高エネルギーのＸ線は第２のシンチレータ素子によって光に変換され、さらに第２の光検出パネルにおいて電荷に変換される。そのためＸ線のうち、低エネルギーのＸ線および高エネルギーのＸ線の少なくともいずれかは電荷に変換され、検出される。従って、Ｘ線検出器においてＸ線を検出できない領域を大幅に低減できるので、Ｘ線検出器のＸ線感度を大きく向上することが可能となる。
実施例１に係るＸ線検出器の全体構成を説明する概略図である。（ａ）はＸ線検出器の断面図であり、（ｂ）は実施例１に係るシンチレータブロックの概略構成を説明する俯瞰図である。 実施例１に係るＸ線検出器において、それぞれの遮光壁の位置関係を示す平面図である。 Ｘ線検出器において、それぞれの遮光壁の位置関係を示す断面図である。（ａ）は比較例における遮光壁の位置関係を示す断面図であり、（ｂ）は実施例１における遮光壁の位置関係を示す断面図である。 実施例１に係るＸ線検出器について、好ましい製造工程を説明する図である。 実施例１に係るＸ線検出器において、Ｘ線を検出する構成を説明する断面図である。 実施例１に係るＸ線検出器において、光検出パネルの位置ずれに関する許容範囲を示す断面図である。（ａ）は遮光壁を有しない構成において光検出パネルの理想的な位置を示す断面図であり、（ｂ）は遮光壁を有しない構成において光検出パネルの位置ずれが発生する状態を示す断面図であり、（ｃ）は遮光壁を備える構成において光検出パネルの理想的な位置を示す断面図であり、（ｄ）は遮光壁を備える構成において光検出パネルの位置ずれが発生する状態を示す断面図である。 実施例２に係るＸ線検出器の全体構成を説明する概略図である。（ａ）は実施例２に係るＸ線検出器の全体構成を説明する断面図であり、（ｂ）は実施例２に係る検出パネルの概略構成を説明する俯瞰図である。 実施例２に係るＸ線検出器について、好ましい製造工程を説明する図である。 実施例３に係るＸ線検出器の全体構成を説明する概略図である。（ａ）は実施例３に係るＸ線検出器の全体構成を説明する断面図であり、（ｂ）は実施例３に係るシンチレータ複合体の概略構成を説明する俯瞰図である。 実施例３に係るＸ線検出器について、好ましい製造工程を説明する図である。 実施例４に係るＸ線検出器について説明する概略図である。 実施例４に係るＸ線検出器の効果を説明する概略図である。 実施例４に係るＸ線検出器の効果を説明する概略図である。 実施例４に係るＸ線検出器の効果を説明する概略図である。 変形例（１）に係るＸ線検出器について、好ましい製造工程を説明する図である。 変形例（４）に係るＸ線検出器の構成を説明する図である。（ａ）は各々の遮光壁のピッチおよび位置関係を示す平面図であり、（ｂ）はＸ線検出器の断面図である。 変形例（５）に係るシンチレータブロックの構成を説明する俯瞰図である。 変形例（６）に係るＸ線検出器の構成を示す断面図である。 本発明の１変形例に係るＸ線検出器の構成を示す断面図である。 本発明の１変形例に係るＸ線検出器の構成を示す断面図である。 本発明の１変形例に係るＸ線検出器の構成を示す断面図である。 本発明の１変形例に係るＸ線検出器の構成を示す断面図である。 本発明の１変形例に係るＸ線検出器の構成を示す断面図である。 従来例に係るＸ線検出器の全体構成を説明する断面図である。（ａ）は従来例に係る通常型のＸ線検出器の構成を示す断面図であり、（ｂ）は従来例に係るデュアルエナジー型のＸ線検出器の構成を示す断面図である。 従来例に係る、遮光壁を備えた通常型のＸ線検出器の全体構成を説明する概略図である。（ａ）は遮光壁を備えた通常型のＸ線検出器の構成を示す断面図であり、（ｂ）はシンチレータ素子と遮光壁の位置関係を示す俯瞰図である。
　以下、図面を参照してこの発明の実施例１を説明する。
　図１は、実施例１に係るＸ線検出器の全体構成を説明する断面図である。なお実施例１に係るＸ線検出器として、フラットパネル型検出器（ＦＰＤ）を例にとって説明する。
＜全体構成の説明＞
　実施例１に係るＸ線検出器１は図１に示すように、シンチレータブロック３と、光検出パネル５と、光検出パネル７とを備えている。シンチレータブロック３は二次元方向に広い板状の構造を有している。光検出パネル５はシンチレータブロック３の一方の面に設けられており、光検出パネル７はシンチレータブロック３の他方の面に設けられている。すなわちＸ線検出器１は、光検出パネル５、シンチレータブロック３、および光検出パネル７が上述の順に積層された構造を備えている。　
　シンチレータブロック３は図１（ｂ）に示すように、シンチレータパネル９と、基板１１と、シンチレータパネル１３とが上述の順に積層された構造を備えている。シンチレータパネル９は基板１１の一方の面に設けられており、二次元マトリクス状に配列されたシンチレータ素子１５が、格子状の遮光壁１７によって仕切られた形状を有している。シンチレータパネル１３は基板１１の他方の面に設けられており、二次元マトリクス状に配列されたシンチレータ素子１９が、格子状の遮光壁２１によって仕切られた形状を有している。遮光壁１７は本発明における第１遮光部に相当し、遮光壁２１は本発明における第２遮光部に相当する。
　すなわちＸ線検出器１において、シンチレータブロック３は基板１１、シンチレータパネル９、およびシンチレータパネル１３が一体となった構造を有している。なおシンチレータ素子１９は、シンチレータ素子１５よりｚ方向に厚いことが好ましい。遮光壁１７および遮光壁２１の材料としては、一例としてアルカリ金属酸化物を含有するガラス粉末などが用いられる。シンチレータ素子１５およびシンチレータ素子１９は照射されたＸ線を吸収し、照射されたＸ線に応じて蛍光などの光をシンチレータ光として発光する。シンチレータ素子１５およびシンチレータ素子１９を構成する材料としては、ヨウ化セシウムなどのＸ線蛍光体が挙げられる。また、その他の公知の材料を適宜用いてもよい。
　また、基板１１とシンチレータパネル９の間、および基板１１とシンチレータパネル１３の間にはそれぞれシンチレータ光を反射する光反射膜が設けられていることが好ましい。光反射膜の材料としては薄膜状のアルミニウムなど、公知の光反射材を適宜用いることができる。さらにシンチレータパネル９およびシンチレータパネル１３の外周全体は、それぞれシンチレータ光を反射する光反射膜に覆われていることがより好ましい。
　光検出パネル５は基板２３と、二次元マトリクス状に配列された画素２５とを備えている。画素２５の各々は光を電荷に変換する光電変換素子と、変換された電荷に基づいてＸ線検出信号を出力する出力素子とを備えており、シンチレータ素子１５において発光するシンチレータ光をＸ線検出信号に変換して出力する。図１（ａ）に示すように、画素２５のピッチは、遮光壁１７のピッチと略同じとなるように構成されることが好ましい。
　シンチレータ素子１５は比較的低エネルギーのＸ線を吸収してシンチレータ光に変換する。そのため光検出パネル５が出力するＸ線検出信号に対して各種画像処理を施すことにより、低エネルギーのＸ線に基づくＸ線画像が生成される。光検出パネル５は本発明における第１の光検出パネルに相当する。シンチレータ素子１５は本発明における第１のシンチレータ素子に相当する。シンチレータパネル９は本発明における第１のシンチレータパネルに相当する。
　光検出パネル７は基板２７と、二次元マトリクス状に配列された画素２９とを備えている。画素２９の各々は光電変換素子と出力素子とを備えており、シンチレータ素子１９において発光するシンチレータ光をＸ線検出信号に変換して出力する。画素２９のピッチは、遮光壁２１のピッチと略同じとなるように構成されることが好ましい。光検出パネル７は本発明における第２の光検出パネルに相当する。シンチレータパネル１３は本発明における第２のシンチレータパネルに相当する。
　シンチレータ素子１９は比較的高エネルギーのＸ線を吸収してシンチレータ光に変換する。そのため光検出パネル７が出力するＸ線検出信号に対して各種画像処理を施すことにより、高エネルギーのＸ線に基づくＸ線画像が生成される。すなわちＸ線検出器１はデュアルエナジー型のＸ線検出器であり、Ｘ線検出器１を用いることにより、１回のＸ線照射によって、低エネルギーのＸ線に基づくＸ線画像と、高エネルギーのＸ線に基づくＸ線画像とを取得できる。シンチレータ素子１９は本発明における第２のシンチレータ素子に相当する。
　本発明の特徴として、シンチレータパネル９に設けられる遮光壁１７と、シンチレータパネル１３に設けられる遮光壁２１とは、符号Ｒで示すＸ線の入射方向に一致しないように構成されている。すなわち実施例１において、図２の平面図で示すように、実線で示す遮光壁１７の格子パターンと点線で示す遮光壁２１の格子パターンとは、Ｘ線の入射面（ｘｙ平面）に沿ってずれるように構成される。これにより、シンチレータ素子１９は、シンチレータ素子１５に連接する位置からずらされて配置されることになる。実施例１に係る構成では各格子パターンはｘｙ平面に沿ってずれるように構成されるので、図３で示すように、遮光壁１７および遮光壁２１は互い違いに並ぶように形成される。すなわち実施例１に係る構成において、符号Ｒで示す方向からＸ線検出器１に入射されるＸ線Ｐは、シンチレータ素子１５およびシンチレータ素子１９のうち、少なくとも一方には必ず入射することとなる。そのためＸ線Ｐはより確実にシンチレータ光に変換され、画素２５または画素２９において検出される。従って、Ｘ線Ｐが検出されることなくＸ線検出器１を透過することをより確実に回避できるので、Ｘ線検出器のＸ線感度を向上できる。
　実施例１に係るＸ線検出器１は、光検出パネル５、シンチレータパネル９、基板１１、シンチレータパネル１３、および光検出パネル７がＸ線の照射方向において上述の順に積層される構造を有している。なお実施例１において、上述の積層構造、および遮光壁１７の格子パターンと遮光壁２１の格子パターンとがＸ線の入射面に沿ってずれている構造を有していれば、各構成を組み合わせてＸ線検出器１を製造する工程については特に限定されない。但し、Ｘ線検出器１は以下に説明する工程で製造されることが好ましい。
　まず平面状の基板１１を用意する（図４（ａ））。そして基板１１の一方の面に遮光壁１７を格子状に形成させ（ステップＳ１）、基板１１の他方の面に遮光壁２１を格子状に形成させる（ステップ２、図４（ｂ））。なお、基板１１に遮光壁１７および遮光壁２１を形成する工程の詳細については前記特許文献２などに詳述されているので、ここではこれ以上の説明を省略する。
　ステップＳ１およびＳ２の工程により、遮光壁１７および遮光壁２１はそれぞれ基板１１を介して一体として形成される。そのため、基板１１上における想定通りの位置に、遮光壁１７および遮光壁２１の各々を正確に形成できる。従って、想定される位置へ正確に、遮光壁１７の格子パターンと遮光壁２１の格子パターンとをｘｙ平面に沿ってずらして形成できる。
　格子状の遮光壁１７および遮光壁２１の各々によって、二次元マトリクス状に区画されたセルが基板１１の両面に形成される。その後、遮光壁１７によって区画されたセル内にシンチレータ素子１５を充填する（ステップＳ３）。シンチレータ素子１５の充填により、シンチレータパネル９が形成される。そして遮光壁２１によって区画されたセル内にシンチレータ素子１９を充填し、シンチレータパネル１３を形成させる（ステップＳ４）。基板１１の両面にシンチレータパネル９およびシンチレータパネル１３がそれぞれ形成されることにより、シンチレータブロック３が形成される（図４（ｃ））。
　シンチレータブロック３が形成された後、シンチレータパネル９に光検出パネル５を貼り合わせる（ステップＳ５）。そしてシンチレータパネル１３に光検出パネル７を貼り合わせる（ステップＳ６）。シンチレータブロック３に対して光検出パネル５および光検出パネル７をそれぞれ組み合わせることにより、デュアルエナジー型のＸ線検出器である、Ｘ線検出器１が製造される（図４（ｄ））。
　なお、シンチレータパネルの各々に遮光壁を設けることにより、シンチレータパネルの各々に光検出パネルの各々を組み合わせる際に、遮光壁の厚さに応じた所定の範囲について、光検出パネルの位置ずれが許容される。そのため光検出パネルを組み合わせる際に、光検出パネルのポジショニングミスに起因するＸ線検出器１の不具合の発生をより好適に回避できる。光検出パネルの位置合わせにおける位置ずれの許容範囲の詳細については後述する。
　ここで実施例１に係るＸ線検出器１を用いてデュアルエナジー撮影を行う場合の動作について、図５を用いて説明する。Ｘ線撮影において、符号Ｒで示す方向からＸ線が照射される。Ｘ線はまず光検出パネル５を透過し、シンチレータパネル９に入射される。シンチレータパネル９に入射されるＸ線のうち、高エネルギーのＸ線Ｐ２はシンチレータ素子１５に吸収されることなくシンチレータパネル９を通過する。そして高エネルギーのＸ線Ｐ２はシンチレータパネル１３に入射した後、シンチレータ素子１９によって吸収されてシンチレータ光Ｑ２に変換される。シンチレータ光Ｑ２は画素２９によって電気信号である電荷に変換され、Ｘ線検出信号として出力される。
　Ｘ線Ｐ２よりエネルギーの低いＸ線である、低エネルギーのＸ線Ｐ１のうち、シンチレータパネル９においてシンチレータ素子１５に入射するＸ線Ｐ１ａは、シンチレータ素子１５によってシンチレータ光Ｑ１ａに変換される。シンチレータ光Ｑ１ａは画素２５によって電気信号に変換され、Ｘ線検出信号として出力される。
　一方、低エネルギーのＸ線Ｐ１のうち、シンチレータパネル９において遮光壁１７に入射するＸ線Ｐ１ｂは、シンチレータ素子１５に吸収されることなくシンチレータパネル９を通過する。しかし、格子パターンがｘｙ平面に沿ってずれているので、遮光壁１７と遮光壁２１とは、Ｘ線照射方向であるｚ方向において一直線上に並ばないように構成されている。そのため低エネルギーのＸ線Ｐ１ｂはシンチレータパネル１３において遮光壁２１に入射することはなく、シンチレータ素子１９に入射する。そしてＸ線Ｐ１ｂはシンチレータ素子１９においてシンチレータ光Ｑ１ｂに変換され、画素においてＸ線検出信号として出力されることとなる。
　このようにｘｙ平面において、遮光壁１７の格子パターンと遮光壁２１の格子パターンとをずらすことにより、Ｘ線検出器１に入射されるＸ線は少なくともいずれか一方のシンチレータパネルにおいてシンチレータ光に変換される。従って、Ｘ線検出器においてＸ線を検出できない領域を大幅に低減できるので、デュアルエナジー型Ｘ線検出器のＸ線感度を大きく向上させることができる。
＜実施例１の構成による効果＞
　このように実施例１に係るデュアルエナジー型のＸ線検出器１は、遮光壁１７によって区画され、低エネルギーのＸ線を光に変換するシンチレータ素子１５と、遮光壁２１によって区画され、高エネルギーのＸ線を光に変換するシンチレータ素子１９とを備えている。そして遮光壁１７と遮光壁２１とは、それぞれｘｙ平面における格子状のパターンの位置がずれるように形成される。この場合、Ｘ線の入射する方向から見て、遮光壁１７と遮光壁２１とが重複する領域が大幅に低減される。すなわちＸ線の入射する方向において、遮光壁１７と遮光壁２１とは一直線上に並ばないように構成される。
　実施例１に係る構成では図３に示すように、遮光壁１７と遮光壁２１とは互い違いに並ぶので、Ｘ線Ｐは少なくともいずれか一方のシンチレータ素子によって光に変換され、最終的にＸ線検出信号として出力される。すなわちＸ線検出器１に遮光壁を形成した場合であっても、Ｘ線を検出できない領域を大幅に低減できる。従って、遮光壁によってＸ線画像の解像度を上げつつ、Ｘ線検出器のＸ線感度を向上させることが可能となる。
　また、従来例に係るデュアルエナジー型のＸ線検出器では、低エネルギー検出用のシンチレータパネルが形成された第１の基板と、高エネルギー検出用のシンチレータパネルが形成された第２の基板とを貼り合わせた構成を有する。この場合、貼り合わせる際に位置がずれるので、シンチレータパネルの各々を正確に位置合わせすることは困難である。従ってシンチレータ素子を遮光壁で区画する構成を、従来におけるデュアルエナジー型のＸ線検出器に採用した場合、各シンチレータパネルに設けられる遮光壁の位置は想定される位置から容易にずれる。その結果、デュアルエナジー撮影によって得られる各Ｘ線画像に映る像の位置が一致しないので、Ｘ線画像の診断能が大きく低下する。また想定上では遮光壁同士の格子パターンをずらすように構成するにも関わらず、遮光壁の位置ズレに起因して、遮光壁同士の格子パターンがｘｙ平面に沿って一致する事態の発生も懸念される。
　一方、実施例１に係るＸ線検出器１は基板１１の一方の面にシンチレータパネル９が形成され、基板１１の他方の面にシンチレータパネル１３が形成された構成を有する。すなわち遮光壁１７および遮光壁２１は単一の基板上に格子パターンが形成される。従って、遮光壁１７および遮光壁２１の各々を想定される位置通りに、より精度良く形成できる。その結果、Ｘ線検出器１のＸ線感度を想定通りに向上できるので、Ｘ線検出器１を用いることによって、より診断能の高いデュアルエナジー撮影を行うことができる。
　実施例１に係るデュアルエナジー用Ｘ線検出器において、遮光壁１７および遮光壁２１のピッチは、６０～１５０μｍ程度の短い距離に設定することができる。そのためＸ線ＣＴ撮影など、画素のピッチを短くすることが要求されるＸ線撮影方法について、デュアルエナジー撮影を適用できる。そしてデュアルエナジー撮影において、より解像度の高いＸ線画像を取得することが可能となる。
　また実施例１に係るＸ線検出器１では単一の基板１１が用いられる。すなわち２枚の基板を貼り合わせる従来の構成と比べて、実施例１に係る構成ではＸ線検出器の厚さを低減できる。従って、実施例１に係るデュアルエナジー型Ｘ線検出器の互換性および汎用性が低下することを、より好適に回避できる。
　さらに実施例１に係るＸ線検出器１において、シンチレータパネルの各々はシンチレータ素子が遮光壁によって区画された構成を有している。そのため、Ｘ線検出器１の製造工程において、シンチレータブロック３に光検出パネル５および光検出パネル７を組み合わせる際に、光検出パネルの位置ずれに起因する不具合の発生をより好適に回避できる。以下、図６の各々を用いて光検出パネルの位置ずれを許容する範囲について説明する。
　Ｘ線画像の診断能を向上するには、単一のシンチレータ素子から発光されるシンチレータ光は全て同じ画素に入射されることが理想的である。すなわちシンチレータブロック３に光検出パネル５を組み合わせる際に、画素２５の各々の位置がシンチレータ素子１５の位置と正確に一致するように、正確な位置合わせが行われることが理想的である。
　シンチレータパネルに遮光壁が設けられない構成において、正確な位置合わせによって製造されるＸ線検出器１の構造を図６（ａ）に例として示す。この場合、画素２５のｘ方向の長さは、シンチレータ素子１５のｘ方向の長さに略等しい。そのため、シンチレータ素子１５ａから発光されるシンチレータ光は全て画素２５ａに入射される。なお、画素２５ａの右端の位置についてアスタリスクを付して示す。
　ここでシンチレータブロック３に光検出パネル５を組み合わせる際に、光検出パネル５の位置がずれる場合がある。従来のデュアルエナジー型Ｘ線検出器に係る、遮光壁１７が存在しない構成では、矢印で示すように光検出パネル５がｘ方向へずれることにより、シンチレータ素子１５ａから発光されるシンチレータ光Ｑ１は画素２５ａおよび画素２５ｂによって検出される（図６（ｂ））。
　すなわちシンチレータパネルに遮光壁が設けられない構成では、光検出パネル５がｘ方向にわずかにずれただけでも、単一のシンチレータ素子から発光されるシンチレータ光Ｑ１が、複数の画素によって検出される事態が容易に発生する。すなわちがシンチレータパネルに遮光壁が設けられない従来の構成では、光検出パネル５の位置合わせを行う際における位置ズレの許容範囲が非常に狭い。
　一方、実施例１において、正確な位置合わせによって製造されるＸ線検出器１の構造を図６（ｃ）に例として示す。この場合、画素２５のｘ方向の長さは、遮光壁１７の厚さＮとシンチレータ素子１５のｘ方向の長さとを合わせた長さに略等しい。そのため、シンチレータ素子１５ａから発光されるシンチレータ光は全て画素２５ａに入射される。
　遮光壁１７を備える実施例１の構成では、光検出パネル５の位置がｘ方向に遮光壁１７の厚さＮの距離の分ずれた場合であっても、シンチレータ素子１５ａから発光されるシンチレータ光Ｑ１は全て画素２５ａに入射される（図６（ｄ））。すなわち実施例１に係るＸ線検出器１では、光検出パネル５の位置合わせを行う際に、遮光壁１７の厚さＮの値に応じて、光検出パネル５の位置ズレに対する許容範囲が存在する。
　このような位置ズレに対する許容範囲は、ｙ方向について光検出パネル５の位置合わせを行う場合、および光検出パネル７とシンチレータブロック３との位置合わせを行う場合においても存在する。従って、実施例１ではシンチレータ素子を遮光壁で区画する構成を有することにより、光検出パネルの位置ズレに起因するＸ線検出器１の不具合が発生することをより好適に回避できる。
　次に、図面を参照してこの発明の実施例２を説明する。図７（ａ）は、実施例２に係るデュアルエナジー型のＸ線検出器１Ａの構成を説明する断面図である。なお、実施例１と共通する構成については、同じ符号を付して詳細な説明を省略する。
　実施例２に係るＸ線検出器１Ａは、実施例１と同様に光検出パネル５と、シンチレータブロック３と、光検出パネル７とがｚ方向について上述の順に積層された構造を有している。但し実施例２に係るシンチレータブロック３は、基板１１を有しない点で実施例１と相違する。すなわち実施例２では、シンチレータパネル９とシンチレータパネル１３とが直に接するように積層された構造となっている。なお実施例１と同様、シンチレータパネル９とシンチレータパネル１３とは、それぞれアルミなどを材料とする光反射膜で被覆されていることが好ましい。この場合Ｘ線検出器１Ａにおいて、光反射膜で被覆されたシンチレータパネル９とシンチレータパネル１３とが直接積層された構成となる。
　そして実施例１と同様に、シンチレータパネル９に設けられる遮光壁１７と、シンチレータパネル１３に設けられる遮光壁２１とは、符号Ｒで示すＸ線の入射方向に一致しないように構成されている。すなわちＸ線の入射面（ｘｙ平面）における遮光壁１７の格子パターンは、ｘｙ平面における遮光壁２１の格子パターンとずれている（図２参照）。従って、遮光壁１７と遮光壁２１とはｚ方向について一直線上に並ばず、互い違いに並ぶように構成されている。
　実施例２に係るＸ線検出器１Ａは、光検出パネル５、シンチレータパネル９、シンチレータパネル１３、および光検出パネル７がＸ線の照射方向において上述の順に積層される構造を有している。なお実施例２において、上述の積層構造、および遮光壁１７の格子パターンと遮光壁２１の格子パターンとがＸ線の入射面に沿ってずれている構造を有していれば、各構成を組み合わせてＸ線検出器１Ａを製造する工程については特に限定されない。但し、Ｘ線検出器１Ａは以下に説明する工程で製造されることが好ましい。
　まず、画素２５が配列された平面状の基板２３からなる光検出パネル５を用意する（図８（ａ））。そして基板１１の一方の面に遮光壁１７を格子状に形成させる（ステップＳ１、図８（ｂ））。その後、遮光壁１７によって区画されたセルの空間内にシンチレータ素子１５を充填する（ステップＳ２）。シンチレータ素子１５の充填により、シンチレータパネル９が形成される。シンチレータパネル９と光検出パネル５とが積層された複合体を、パネル複合体３１とする（図７（ｂ）、図８（ｃ））。
　そしてパネル複合体３１と同様の工程で、光検出パネル７の一方の面にシンチレータパネル１３が形成された、パネル複合体３３を作成する。すなわち画素２９が配列された平面状の基板２７からなる光検出パネル７の一方の面に遮光壁２１を格子状に形成させる（ステップ３）。その後、遮光壁２１によって区画されたセルの空間内にシンチレータ素子１９を充填する（ステップＳ４）。シンチレータ素子１９の充填により、シンチレータパネル１３が形成される。ステップＳ３およびステップＳ４の工程により、シンチレータパネル１３と光検出パネル７とが積層された複合体である、パネル複合体３３が作成される。なおステップＳ１～Ｓ４の順番は必要に応じて適宜変更してよい。
　パネル複合体３１およびパネル複合体３３が形成された後、シンチレータパネル９とシンチレータパネル１３とを対面させた状態で、パネル複合体３１とパネル複合体３３とを組み合わせる（ステップＳ５、図８（ｄ））。ステップＳ５において、遮光壁１７の格子パターンと遮光壁２１の格子パターンとが、ｘｙ平面に沿ってずれるようにシンチレータパネル９とシンチレータパネル１３とを組み合わせる。
　パネル複合体３１およびパネル複合体３３を組み合わせることにより、シンチレータパネル９とシンチレータパネル１３とが直接積層されたＸ線検出器１Ａが製造される。Ｘ線検出器１Ａでは実施例１と異なり、基板１１を省略する構造を有する。そのため実施例２ではＸ線検出器１Ａの厚さをより低減できるので、Ｘ線検出器１Ａの互換性および汎用性を向上できる。
　またこのような製造方法では、光検出パネルとシンチレータパネルとを貼り合わせるのではなく、光検出パネルの上に直接シンチレータパネルを形成させる。従って、貼り合わせの際に発生するポジショニングミスを回避できるので、画素と遮光壁との位置が想定された位置からずれることをより好適に回避できる。
　Ｘ線検出器１Ａを用いてデュアルエナジー撮影を行う工程は実施例１と同様である。すなわち図７（ａ）で示すように、符号Ｒで示す方向から照射されるＸ線は、まず光検出パネル５を通過してシンチレータパネル９に入射する。そしてシンチレータパネル９に入射するＸ線のうち、高エネルギーのＸ線Ｐ２はシンチレータ素子１５を通過し、シンチレータ素子１９において吸収される。低エネルギーのＸ線Ｐ１のうち、シンチレータ素子１５に入射されるＸ線Ｐ１ａはシンチレータ素子１５において吸収される。
　一方、遮光壁１７に入射されるＸ線Ｐ１ｂはシンチレータパネル９を通過する。しかし遮光壁１７と遮光壁２１とはｚ方向について一直線上に並ばないので、シンチレータパネル１３に入射するＸ線Ｐ１ｂは、シンチレータ素子１９によって好適に吸収される。従って実施例１と同様に、Ｘ線検出器１ＡにおいてＸ線を検出されない領域を大幅に低減できる。
　このように実施例２におけるＸ線検出器１Ａは、実施例１と同様に、遮光壁１７の格子パターンと遮光壁２１の格子パターンとをＸ線の入射面に沿ってずらすように構成される。そのためＸ線を検出できない領域を大きく低減できるので、Ｘ線検出器１ＡのＸ線感度を大きく向上できる。さらにＸ線検出器１Ａは、シンチレータパネル９とシンチレータパネル１３とが直接接合される構成となっている。すなわち実施例１に係るＸ線検出器１と比べて、基板１１を省略している分だけＸ線検出器１Ａの厚さを低減できる。そのため、Ｘ線検出器１Ａの互換性・汎用性をより高めることができる。さらにＸ線検出器の厚さが低減されるので、シンチレータ光の拡散はより好適に回避される。従って、Ｘ線検出器１Ａによって取得されるＸ線画像の解像度を向上できる。
　次に、図面を参照してこの発明の実施例３を説明する。図９（ａ）は、実施例３に係るＸ線検出器１Ｂの構成を説明する断面図である。
　実施例３では実施例２と同様に、基板１１を有しない構成となっている。但し光検出パネル５およびシンチレータパネル９が積層される順が逆であるという点で実施例３は実施例２と相違する。すなわち、実施例３に係るＸ線検出器１Ｂでは、シンチレータパネル９、光検出パネル５、シンチレータパネル１３、および光検出パネル７が上述の順で積層されている。
　Ｘ線検出器１Ｂは他の実施例と同様に、シンチレータパネル９に設けられる遮光壁１７と、シンチレータパネル１３に設けられる遮光壁２１とは、格子パターンがｘｙ平面に沿ってずれるように構成されている（図２参照）。従って、遮光壁１７と遮光壁２１とはｚ方向について一直線上に並ばず、互い違いに並ぶように構成されている。そのため、Ｘ線検出器１Ｂに入射されるＸ線はエネルギーの高低に関わらず、確実にシンチレータ素子１５またはシンチレータ素子１９に入射される。その結果、Ｘ線検出器１ＢにおいてＸ線を検出されない領域が大幅に低減されるので、Ｘ線検出器１ＢのＸ線感度を向上できる。
　各構成を組み合わせてＸ線検出器１Ｂを製造する工程については特に限定されない。但し、Ｘ線検出器１Ｂは以下に説明する工程で製造されることが好ましい。
　まず、画素２５が一方の面に配列された、平面状の基板２３からなる光検出パネル５を用意する（図１０（ａ））。そして光検出パネル５のうち一方の面、すなわち画素２５が配列された面に遮光壁１７を格子状に形成させ（ステップＳ１）、光検出パネル５の他方の面に遮光壁２１を格子状に形成させる（ステップ２、図１０（ｂ））。
　ステップＳ１およびＳ２の工程により、遮光壁１７および遮光壁２１はそれぞれ光検出パネル５を介して一体として形成される。そのため、基板１１上における想定通りの位置に、遮光壁１７および遮光壁２１の各々を正確に形成できる。従って、遮光壁１７の格子パターンと遮光壁２１の格子パターンとがｘｙ平面に沿ってずれている構成をより確実に形成できる。
　格子状の遮光壁１７および遮光壁２１の各々によって、二次元マトリクス状に区画されたセルが光検出パネル５の両面に形成される。その後、遮光壁１７によって区画されたセルの空間内にシンチレータ素子１５を充填する（ステップＳ３）。シンチレータ素子１５の充填により、シンチレータパネル９が形成される。そして遮光壁２１によって区画されたセルの空間内にシンチレータ素子１９を充填し、シンチレータパネル１３を形成させる（ステップＳ４）。光検出パネル５の両面にシンチレータパネル９およびシンチレータパネル１３がそれぞれ形成されることにより、シンチレータ複合体３５が形成される（図９（ｂ）、図１０（ｃ））。
　シンチレータ複合体３５が形成された後、シンチレータパネル１３に光検出パネル７を貼り合わせることにより、シンチレータ複合体３５と光検出パネル７とを組み合わせる（ステップＳ５）。シンチレータ複合体３５と光検出パネル７とを組み合わせることにより、デュアルエナジー型のＸ線検出器１Ｂが製造される（図１０（ｄ））。Ｘ線検出器１Ｂでは実施例２と同様、基板１１を省略する構造を有する。そのため実施例３ではＸ線検出器１Ｂの厚さをより低減できるので、Ｘ線検出器１Ｂの互換性および汎用性を向上できる。
　実施例１および実施例２においてデュアルエナジー撮影を行う場合、Ｘ線はまず光検出パネル５に入射される。このような構成では光検出パネル５に直接Ｘ線が入射されるので、光検出パネル５が比較的劣化しやすい。一方、Ｘ線検出器１Ｂを用いてデュアルエナジー撮影を行う場合、符号Ｒで示す方向から照射されるＸ線は、まずシンチレータパネル９に入射する。このような構成では光検出パネル５に直接Ｘ線が入射しないので、実施例１および実施例２と比べて、実施例３では光検出パネル５の劣化速度を低減することが可能となる。
　また実施例３に係るＸ線検出器１Ｂにおいて、シンチレータパネル９、１３はシンチレータ複合体３５として一体となっている。すなわち、光検出パネル５の一方の面にシンチレータパネル９を形成され、光検出パネル５の他方の面にシンチレータパネル１３を形成された構成を有する。この場合、遮光壁１７および遮光壁２１は単一の光検出パネル５の上にパターン形成される。従って、遮光壁１７および遮光壁２１の各々を想定される位置通りに、より精度良く形成できる。その結果、Ｘ線検出器１Ｂを用いることによって、より診断能の高いデュアルエナジー撮影を行うことができる。
　図１１は、実施例４に係るＸ線検出器について説明している。実施例４に係るＸ線検出器は、説明の便宜上、図７で説明した実施例２に係るＸ線検出器に対応しているが、他の実施例１，３の構成についても適応することができる。
　実施例４の特徴として、シンチレータパネル９に設けられる遮光壁１７と、シンチレータパネル１３に設けられる遮光壁２１とは、Ｘ線の入射方向に一致するように構成されている。すなわち実施例４において、図１１の平面図で示すように、遮光壁１７の格子パターンと遮光壁２１の格子パターンとは、Ｘ線の入射面（ｘｙ平面）に沿って一致するように構成される。したがって、シンチレータパネル１３の遮光壁２１は、シンチレータパネル９の遮光壁１７を延伸したようになっている。遮光壁１７の格子パターンと遮光壁２１の格子パターンとを一致させることにより、シンチレータ素子１９がシンチレータ素子１５に連接するように配置されている。実施例４の構成においても実施例１で説明したとおり、シンチレータ素子を遮光壁で区画する構成を有することにより、光検出パネルの位置ズレに起因するＸ線検出器の不具合が発生することをより好適に回避できる。
　図１２は、実施例４に係る構成の特有の効果を説明している。デュアルエナジー撮影を行う場合、Ｘ線源からは高エネルギーのＸ線Ｐ２と低エネルギーのＸ線Ｐ１との両方が放出される。図１２に示すように低エネルギーのＸ線Ｐ１は、Ｘ線源にとっての手前側のパネル複合体３１を透過できずここで検出される。高エネルギーのＸ線Ｐ２は、パネル複合体３１を透過してＸ線源にとっての奥側のパネル複合体３２で検出される。本発明に係るＸ線検出器では、パネル複合体３１で検出されたＸ線が低エネルギーのＸ線であるものとして取り扱い、パネル複合体３２で検出されたＸ線が高エネルギーのＸ線であるものとして取り扱うものとする。したがって、検出したＸ線のエネルギーを正確に区別するには、低エネルギーのＸ線の全てがパネル複合体３１で検出され、高エネルギーのＸ線の全てがパネル複合体３２で検出されることが理想的である。
　実施例２に示すように格子パターンが互いに異なる場合、検出されるＸ線のエネルギーの区別が正確でなくなる。図１３はこの事情について説明している。図１３は、実施例２におけるＸ線検出器におけるシンチレータパネル９とシンチレータパネル１３とのつなぎ目を拡大したときの図である。シンチレータパネル９に備えられた遮光壁１７は、薄いとはいえある程度の厚みを持っている。この遮光壁１７は、蛍光を反射する反射材で構成されているわけであるから、Ｘ線自体を遮蔽する能力はさほど強くはない。したがって、シンチレータパネル９の遮光壁１７に入射した低エネルギーのＸ線は、遮光壁１７をすり抜けてシンチレータパネル１３に向かうことになる。実施例２の構成によれば、遮光壁１７の格子パターンと遮光壁２１の格子パターンとが互いにずれているので、遮光壁１７は、シンチレータパネル１３のシンチレータ素子１９に面している。したがって、シンチレータパネル９の遮光壁１７をすり抜けた低エネルギーのＸ線は、シンチレータパネル１３のシンチレータ素子１９に入射しそこで蛍光に変換される。この蛍光はパネル複合体３２により感知されることになる。パネル複合体３２は、高エネルギーのＸ線のみを感知するのが理想であるのに、低エネルギーのＸ線の一部も感知してしまうのである。
　図１４は、実施例４に係るＸ線検出器を説明している。実施例４の構成によれば、遮光壁１７の格子パターンと遮光壁２１の格子パターンとが一致しているので、遮光壁１７は、シンチレータパネル１３の遮光壁２１に面している。したがって、シンチレータパネル９の遮光壁１７をすり抜けた低エネルギーのＸ線は、シンチレータパネル１３の遮光壁２１に入射しそのままシンチレータパネル１３をすり抜ける。このＸ線はパネル複合体３２により感知されることがない。パネル複合体３２は、高エネルギーのＸ線のみを感知する理想通りの動作をすることになる。このように、実施例４の構成によれば、エネルギー分解能が高いＸ線検出器を提供することができる。
　本発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。
　（１）上述した実施例１において、単一の基板１１の両面にシンチレータパネル９とシンチレータ１３とを一体に形成する製造工程を記載したが、基板１１は２枚の基板１１ａと基板１１ｂとを貼り合わせる構成であってもよい。このような実施例１の変形例に係るＸ線検出器１Ｃを製造する工程を、図１５の各図を用いて以下に説明する。
　まず、平面状の基板１１ａの一方の面に遮光壁１７を格子状に形成させる（ステップＳ１、図１５（ａ））。一方で、平面状の基板１１ｂの一方の面に遮光壁２１を格子状に形成させる（ステップＳ２、図１５（ａ））。その後、遮光壁１７によって区画されたセルの空間内にシンチレータ素子１５を充填する（ステップＳ３）。シンチレータ素子１５の充填により、シンチレータパネル９が形成される（図１５（ｂ））。そして遮光壁２１によって区画されたセルの空間内にシンチレータ素子１９を充填する（ステップＳ４）。シンチレータ素子１９の充填により、シンチレータパネル１３が形成される（図１５（ｂ））。
　次に、シンチレータパネル９が形成された基板１１ａと、シンチレータパネル１３が形成された基板１１ｂとを貼り合わせ、シンチレータブロック３を作成する（ステップＳ５、図１５（ｃ））。ステップＳ５において、基板１１ａの他方の面と、基板１１ｂの他方の面とを対面させ、遮光壁１７の格子パターンと遮光壁２１の格子パターンとがｘｙ平面に沿ってずれるように位置合わせを行い、基板１１ａおよび基板１１ｂの各々を貼り合わせる。
　シンチレータブロック３が形成された後、シンチレータパネル９に光検出パネル５を貼り合わせる（ステップＳ６）。そしてシンチレータパネル１３に光検出パネル７を貼り合わせる（ステップＳ７）。シンチレータブロック３に対して光検出パネル５および光検出パネル７をそれぞれ組み合わせることにより、デュアルエナジー型のＸ線検出器１Ｃが製造される（図４（ｄ））。
　このような実施例１の変形例である、変形例（１）に係る構成では、基板とシンチレータパネルと光検出パネルが積層された複合体を２組作成し、その後基板同士を貼り合わせることによって２組の複合体を組み合わせる。この場合、２枚の基板の各々について、一方の面に格子状の遮光壁を形成させる。すなわち基板の両面に遮光壁を形成する工程が不要である。従って、実施例１の変形例に係る製造工程を採用する場合、Ｘ線検出器の製造工程が複雑になることを回避できる。そのため、遮光壁を備えるデュアルエナジー型のＸ線検出器である、Ｘ線検出器１の製造コストを低減できる。
　（２）上述した各実施例では、格子状の遮光壁１７（または遮光壁２１）によってシンチレータ素子が正方形に区画された構成を有するが、区画する形状は正方形に限られない。すなわち遮光壁１７によって区画されるセルの形状の他の例として、長方形、平行四辺形。台形、正六角形などの形状を適宜選択してよい。
　（３）上述した各実施例において、低エネルギーのＸ線に基づくシンチレータ光を検知する画素２５のピッチと、高エネルギーのＸ線に基づくシンチレータ光を検知する画素２９のピッチとが略同じとなるように記載しているが、これに限られない。すなわち画素２５のピッチと画素２９のピッチとが異なるように構成してもよい。特にＸ線検出器１のＸ線入射面に対して斜め方向から入射するＸ線の存在を考慮した場合、画素２５のピッチより画素２９のピッチを大きくする構成が好ましい。
　（４）上述した各実施例において、図２などに示すように遮光壁１７のピッチと遮光壁２１のピッチとは一致するように記載しているがこれに限られない。すなわち遮光壁１７のピッチと遮光壁２１のピッチとは異なってもよい。特に図１６（ａ）に示すように、遮光壁２１のピッチを遮光壁１７のピッチより大きくした状態で、遮光壁１７の格子パターンと遮光壁２１の格子パターンとをｘｙ平面に沿ってずらすことが好ましい。図１６（ａ）では、遮光壁２１のピッチを遮光壁１７のピッチの２倍とする構成を例として示している。
　このような変形例（４）に係るＸ線検出器１Ｄの断面図を図１６（ｂ）に示す。変形例に係る構成では、遮光壁２１の数が遮光壁１７の数より少なくなる。Ｘ線検出器に入射する高エネルギーのＸ線Ｐ２のうち、シンチレータ素子１９に入射するＸ線Ｐ２ａは比較的厚いシンチレータ素子１９によって好適にシンチレータ光Ｑ２に変換される。そしてシンチレータ光Ｑ２は画素２９によって電荷に変換されて検出される。
　一方、高エネルギーのＸ線Ｐ２のうち、遮光壁２１に入射するＸ線Ｐ２ｂはシンチレータパネル１３においてシンチレータ光に変換されない。また、シンチレータ素子１５では高エネルギーのＸ線Ｐ２を変換できない。そのため、遮光壁２１が形成される領域において、Ｘ線検出器は低エネルギーのＸ線Ｐ１を検出できる一方、高エネルギーのＸ線Ｐ２ｂを検出することは困難である。
　そこで変形例（４）に係るＸ線検出器１Ｄでは、遮光壁２１のピッチを大きくするなどの方法により、遮光壁２１を遮光壁１７より少なくする。このような構成では遮光壁２１に入射する高エネルギーのＸ線Ｐ２ｂをより低減できる。そのため、高エネルギーのＸ線を検出できない領域を低減できる。
　なおシンチレータパネル９において遮光壁１７に入射されるＸ線は、シンチレータパネル１３において確実にシンチレータ素子１９に入射される。従って、遮光壁１７が形成される領域において、Ｘ線検出器はエネルギーの高低に関わらずＸ線を検出できる。その結果、遮光壁２１を遮光壁１７より少なくすることによって、エネルギーの高低に関わらずＸ線を検出できる領域がより広くなるので、Ｘ線検出器のＸ線感度をより向上させることが可能となる。
　（５）上述した各実施例では、シンチレータ素子はシンチレータ光を遮蔽する遮光壁によって区画される構成を備えているが、シンチレータ素子を区画する構成は遮光壁に限られない。すなわち図１７に示すように、シンチレータ素子１５に対して格子状の溝をｚ方向へ掘ることによってシンチレータ素子１５を区画する構成であってもよい。シンチレータ素子１５において発光したシンチレータ光は、溝Ｆによって散乱が妨げられる。従って、遮光壁を形成させる構成と同様、シンチレータ素子に溝Ｆを形成させる構成においても、周囲のシンチレータ素子１５に対するシンチレータ光の散乱を回避する効果が得られる。このような変形例（５）に係るＸ線検出器１Ｅにおいて、溝Ｆは本発明における遮光部に相当する。
　そしてシンチレータ素子１５に形成される溝Ｆと、シンチレータ素子１９に形成される溝Ｆとを、Ｘ線の入射される方向（ｚ方向）において一直線上に並ばないように構成させる。このようにシンチレータ素子１５の溝Ｆとシンチレータ素子１９の溝Ｆとを、Ｘ線の入射面に対して互い違いに並ぶように形成させることによって、Ｘ線検出器に入射されるＸ線は、シンチレータ素子１５またはシンチレータ１９によって確実に光に変換される。従って、Ｘ線検出器においてＸ線を検出できない領域を低減し、Ｘ線感度を向上することができる。
　（６）上述した各実施例では、Ｘ線をシンチレータ素子などで光に変換し、さらに光を電気信号に変換する間接変換型のＸ線検出器を例として説明したが、本発明に係る構成はＸ線を直接電気信号に変換する、直接変換型のＸ線検出器においても適用できる。すなわち各実施例に係る構成において、シンチレータ素子の代わりに、ａ－Ｓｅ（アモルファス・セレン）などで構成され、Ｘ線を電荷に変換するＸ線変換素子を用いる。そして遮光壁の代わりに、電荷の散乱を遮蔽する遮蔽壁（または溝）を格子状に形成させることによって、直接変換型のＸ線検出器においても本発明の効果を得ることができる。このような変形例（６）に係る直接変換型のデュアルエナジー型Ｘ線検出器において、遮蔽壁（または溝）は、本発明における遮蔽部に相当する。
　変形例（６）に係る、直接変換型のデュアルエナジー型Ｘ線検出器１Ｆの構成を図１８に示す。Ｘ線検出器１Ｆは実施例１に係る間接変換型のデュアルエナジー型Ｘ線検出器１について、直接変換型の構成を採用したものである。またＸ線検出器１と同じ構成については同符号を付して説明する。
　Ｘ線検出器１Ｆは、Ｘ線検出パネル３７と、Ｘ線変換層３９と、基板１１と、Ｘ線変換層４１と、Ｘ線検出パネル４３とが上述の順に積層された構成を備えている。Ｘ線検出パネル３７は基板２３と、二次元マトリクス状に配列された画素２５Ａとを備えている。Ｘ線検出パネル３７は本発明における第１のＸ線検出パネルに相当し、Ｘ線検出パネル４３は本発明における第２のＸ線検出パネルに相当する。
　Ｘ線変換層４１は基板２７と、二次元マトリクス状に配列された画素２９Ａとを備えている。Ｘ線変換層３９は、二次元マトリクス状に配列されたＸ線変換素子４５が、格子状の遮蔽壁４７によって仕切られた形状を有している。Ｘ線変換層４１は、二次元マトリクス状に配列されたＸ線変換素子４９が、格子状の遮蔽壁５１によって仕切られた形状を有している。Ｘ線変換層３９は本発明における第１のＸ線変換層に相当し、Ｘ線変換層４１は本発明における第２のＸ線変換層に相当する。Ｘ線変換素子４５は本発明における第１のＸ線変換素子に相当し、Ｘ線変換素子４９は本発明における第２のＸ線変換素子に相当する。
　Ｘ線変換素子４５および４９の各々は、ａ－Ｓｅなどで構成され、入射するＸ線を電荷に変換する。遮蔽壁４７および５１の各々は電荷の移動を遮蔽する材料で構成され、電荷の拡散を防止する。遮蔽壁４７の格子パターンと遮蔽壁５１の格子パターンとは、Ｘ線の入射面に沿ってずれるように構成される。遮蔽壁４７および５１は電荷の拡散を妨げる溝部であってもよい。遮蔽壁４７は本発明における第１遮蔽部に相当し、遮蔽壁５１は本発明における第２遮蔽部に相当する。
　画素２５Ａおよび２９Ａは、画素２５および２９と異なり、光電変換素子が省略された構成を有する。すなわち画素２５Ａおよび画素２９Ａは、Ｘ線変換素子において変換された電荷を検出し、Ｘ線検出信号として出力する。Ｘ線変換素子４５は比較的低エネルギーのＸ線を電荷に変換する。そのためＸ線検出パネル３７において画素２５Ａが出力するＸ線検出信号に対して各種画像処理を施すことにより、低エネルギーのＸ線に基づくＸ線画像が生成される。
　一方、Ｘ線変換素子４９は比較的高エネルギーのＸ線を電荷に変換する。そのためＸ線検出パネル４３において画素２５Ａが出力するＸ線検出信号に対して各種画像処理を施すことにより、高エネルギーのＸ線に基づくＸ線画像が生成される。なお、変形例（６）に係る直接変換型の構成は、他の実施例および変形例に係る間接変換型のデュアルエナジー型Ｘ線検出器に適用可能である。
　（７）上述した各実施例では、遮光壁１７（または遮光壁２１）のピッチは画素２５（または画素２９）のピッチと略同じとなるように構成されることが好ましいがこれに限られない。他の好ましい構成として、遮光壁のピッチは画素のピッチの整数倍である構成などが挙げられる。また、遮光壁１７の格子パターンと遮光壁２１の格子パターンがｘｙ平面に沿ってずれていれば、各遮光壁のピッチは画素のピッチの整数倍でなくともよい。
（８）上述の実施例の構成では、シンチレータパネル１３に遮光壁２１が設けられた構成となっていたが、本発明はこの構成限られない。図１９に示すようにシンチレータパネル１３の遮光壁２１を省いた構成とすることもできる。本変形例に係るＸ線検出器は、説明の便宜上、図１１で説明した実施例４に係るＸ線検出器に対応しているが、他の実施例１，２，３の構成についても適応することができる。また、シンチレータパネル１３に遮光壁２１が設けられた構成のままシンチレータパネル９の遮光壁１７を省くような構成とすることもできる。このような構成とすることで、装置構成を単純にし、より安価なＸ線検出器を提供することができる。
（９）上述の実施例の構成では、シンチレータパネル９に設けられる遮光壁１７の配列ピッチと、シンチレータパネル１３に設けられる遮光壁２１の配列ピッチとが同一となっていたが、本発明はこの構成に限られない。図２０に示すように遮光壁１７の配列ピッチと遮光壁２１の配列ピッチとを違えるようにしてもよい。この場合、シンチレータ素子１５の配列ピッチおよび画素２５の配列ピッチは、遮光壁１７の配列ピッチと同一となる。同様に、シンチレータ素子１９の配列ピッチおよび画素２９の配列ピッチは、遮光壁２１の配列ピッチと同一となる。従って、画素２５の配列ピッチと画素２９の配列ピッチは、互いに異なることになる。
　特に、遮光壁２１の配列ピッチを遮光壁１７の配列ピッチよりも大きくすれば、図２０に示すように、Ｘ線源が有するＸ線焦点ｐと遮光壁１７とを結ぶ直線上に遮光壁２１を配置することができる。Ｘ線が放射状に広がる場合、シンチレータパネル１３を透過するＸ線の広がりは、シンチレータパネル９を透過したときの広がりよりも広くなる。したがって、図２０は、この事情に即して、Ｘ線のビーム幅に合わせて手前側のシンチレータパネル９の幅を狭く、奥側のシンチレータパネル１３の幅を広くしている。遮光壁の配列ピッチもＸ線ビーム幅に即して遮光壁１７の配列ピッチを狭く、遮光壁２１の配列ピッチを広くしている。図２０は、本変形例を実施例２の構成に適応させたときの場合を示している。したがって、放射状に広がるＸ線ビームからすれば、シンチレータパネル１３の遮光壁２１は、シンチレータパネル９の遮光壁１７を延伸したように配列されていることになる。本変形例に係るＸ線検出器は、説明の便宜上、図１１で説明した実施例４に係るＸ線検出器に対応しているが、他の実施例１，２，３の構成についても適応することができる。
（１０）上述の変形例９の構成では、画素２５の配列ピッチと画素２９の配列ピッチは、互いに違えていたが、配列ピッチを同一にすることもできる。画素の配列ピッチを一定にしながら、遮光壁の配列ピッチを変えるようにすることもできるのである。図２１は、遮光壁２１の配列ピッチを変更させる様子を示している。図２１上段は、上述の実施例通り遮光壁２１が配列されている様子を示している。図２１中段は、遮光壁２１を右側にずらした状態を表している。
　このとき、遮光壁２１は、図２１上段の状態から右側に遮光壁２１の厚さの半分未満の移動量だけずれた位置にある。遮光壁２１の移動量を自身の厚さの半分未満にすることで、遮光壁２１近傍の２つの画素２９の光学的絶縁性が保たれる。すなわち、図２１中段のように遮光壁２１を移動させたとしても、移動させた遮光壁２１の左側に位置するシンチレータ素子１５で発生した蛍光は、遮光壁２１に阻まれて遮光壁２１の右側に位置する画素２９に入射しない。また、移動させた遮光壁２１の右側に位置するシンチレータ素子１５で発生した蛍光は、遮光壁２１に阻まれて遮光壁２１の左側に位置する画素２９に入射しない。なお、この遮光壁２１の移動に伴い、遮光壁２１の両隣に位置するシンチレータ素子１５の幅が変化する。
　すなわち、移動させた遮光壁２１の右側に位置するシンチレータ素子１５は、より幅狭となり、移動させた遮光壁２１の左側に位置するシンチレータ素子１５は、より幅広となる。このように、本変形例のシンチレータ素子１５は、同じ幅をしていない。なお、シンチレータ素子１５の配列ピッチはシンチレータパネル１３に亘って一定である。本変形例に係る遮光壁１７のピッチと遮光壁２１のピッチとの比は、放射線源から発せられた放射状に広がる放射線ビームが遮光壁１７に到達したときの広がり幅と放射線ビームが遮光壁２１に到達したときの広がり幅の比に等しい。
　図２１下段は、遮光壁２１を左側にずらした状態を表している。このとき、遮光壁２１は、図２１上段の状態から左側に遮光壁２１の厚さの半分未満の移動量だけずれた位置にある。遮光壁２１の移動量を自身の厚さの半分未満にすることで、遮光壁２１近傍の２つの画素２９の光学的絶縁性が保たれる点は、図２１中段の場合と同様である。なお、この遮光壁２１の移動に伴い、遮光壁２１の両隣に位置するシンチレータ素子１５の幅が変化する。すなわち、移動させた遮光壁２１の右側に位置するシンチレータ素子１５は、より幅広となり、移動させた遮光壁２１の左側に位置するシンチレータ素子１５は、より幅狭となる。
　図２１は、シンチレータパネル１３の遮光壁２１を遮光壁２１の配列方向にシフトさせる例について説明したが、シンチレータパネル９の遮光壁１７についても同様に遮光壁１７の配列方向にシフトさせる構成とすることができる。
　本変形例によれば、シンチレータパネル９の画素２５の配列ピッチとシンチレータパネル１３の画素２９の配列ピッチとを同一としながらも、遮光壁１７の配列ピッチと遮光壁１９の配列ピッチを互いに違えることができる。これにより、図２０で説明したようにＸ線が放射状に広がるという事情が考慮されたＸ線検出器が提供できる。本変形例に係る遮光壁２１のピッチは、シンチレータパネル１３の位置によって異なっている。
（１１）本発明の遮光壁１７，２１は、Ｘ線リゾグラフィー（ＬＩＧＡ）で製造してもよい。
（１２）上述の各実施例では、隣り合う画素は端部が接した構成となっていたが、本発明はこの構成に限られない。図２２に示すように、遮光壁２１が画素２９の側面まで延伸した構成とすることもできる。このようにすることで、互いに隣り合う画素２９を確実に光学的に隔絶することができる。図２２は、シンチレータパネル１３の遮光壁２１が画素２９の側面まで延伸した例について説明したが、シンチレータパネル９の遮光壁１７についても同様に画素２５の側面まで延伸させる構成とすることができる。本発明の画素は、遮光壁２１の格子により形成されるセルの内部に位置している。なお、本変形例に係るＸ線検出器は、説明の便宜上、図１１で説明した実施例４に係るＸ線検出器に対応しているが、他の実施例１，２，３の構成についても適応することができる。
（１３）上述の実施例では、遮光壁が互いに平行に配置された構成となっていたが、本発明はこの構成に限られない。図２３に示すように、シンチレータパネル９の中心から端部に向かうに従って次第に傾斜するように遮光壁を構成するようにしても良い。図２３の場合、Ｘ線源の焦点ｐを通過する直線に沿うように遮光壁１７および遮光壁２１が伸びた構成をしている。これにより、Ｘ線が隣接する画素の両方で検出されることがなくなり、空間分解能が高いＸ線検出器が提供できる。なお、図２３の装置は、遮光壁２１が遮光壁１７を延伸するように配置された実施例４に相当する構成となっている。本変形例は、他の実施例１，２，３の構成についても適応することができる。本発明に係る遮光壁１７，２１は、格子の中央部から端部に向かうに従って次第に傾斜するように構成されている。
（１４）本発明のＸ線検出器は、デュアルエナジー撮影用途に限られない。非破壊検査など他の撮影にも使用できる鮮明なＸ線画像を得るには、Ｘ線グリッドをＸ線検出器の検出面に配置し、検査対象から発生する散乱Ｘ線や、検査対象に含まれる結晶による回折現象の影響を除去した方が良い。しかし、非破壊検査の場合、Ｘ線焦点とＸ線検出器との距離が撮影の度に変動することが多く、Ｘ線グリッドを配置することができない。そこで、本発明のＸ線検出器のうち一層目に当たるシンチレータパネル９をＸ線グリッドの代わりとして用い、Ｘ線画像の生成には、二層目に当たるシンチレータパネル１３を用いれば、鮮明なＸ線画像を得ることができる。この場合、散乱Ｘ線や回折現象の影響を除去したＸ線画像は、二層目に当たるシンチレータパネル１３の検出結果より取得可能で、一層目と二層目を合成すれば、従来同様の感度の画像を同時に取得可能である。
（１５）本発明のＸ線検出器は、高エネルギーのＸ線照射と低エネルギーのＸ線照射を交互に繰り返すことにより実行されるデュアルエナジー撮影にも適応することもできるし、高エネルギーＸ線と低エネルギーＸ線を同時に照射することにより実行されるデュアルエナジー撮影にも適応することができる。
　１　　　　　…Ｘ線検出器
　３　　　　　…シンチレータブロック
　５、７　　　…光検出パネル
　９、１３　　…シンチレータパネル
　１１　　　　…基板
　１５、１９　…シンチレータ素子
　１７、２１　…遮光壁
　２５、２９　…画素
　３１、３３　…パネル複合体
　３５　　　　…シンチレータ複合体
 

Claims (12)

  1. 　格子状の第１遮光部、および前記第１遮光部により二次元マトリクス状に区画されたセル内にそれぞれ充填され、入射したＸ線のうち低エネルギーのＸ線を光に変換する第１のシンチレータ素子からなる第１のシンチレータパネルと、
    格子状の第２遮光部、および前記第２遮光部により二次元マトリクス状に区画されたセル内にそれぞれ充填され、入射したＸ線のうち前記低エネルギーのＸ線よりエネルギーの高い高エネルギーのＸ線を光に変換する第２のシンチレータ素子からなる第２のシンチレータパネルと、
    前記第１のシンチレータ素子が変換した光を電荷に変換する光電変換素子が二次元マトリクス状に配列された第１の光検出パネルと、
    前記第２のシンチレータ素子が変換した光を電荷に変換する光電変換素子が二次元マトリクス状に配列された第２の光検出パネルとを備え、
    前記第１のシンチレータパネル、前記第２のシンチレータパネル、前記第１の光検出パネル、および前記第２の光検出パネルはそれぞれ前記Ｘ線の入射方向に積層されていることを特徴とするＸ線検出器。
  2. 　請求項１に記載のＸ線検出器であって、
    前記第１遮光部の格子パターンと前記第２遮光部の格子パターンとは、前記Ｘ線の入射面に沿ってずれており、第２のシンチレータパネルを構成するシンチレータ素子が第１のシンチレータパネルを構成するシンチレータ素子に連接する位置からずらされて配置されていることを特徴とするＸ線検出器。
  3. 　請求項２に記載のＸ線検出器であって、
    　前記第２遮光部のピッチは前記第１遮光部のピッチより大きいことを特徴とするＸ線検出器。
  4. 　請求項３に記載のＸ線検出器であって、
    　前記第１遮光部のピッチと前記第２遮光部のピッチとの比は、放射線源から発せられた放射状に広がる放射線ビームが前記第１遮光部に到達したときの広がり幅と前記放射線ビームが前記第２遮光部に到達したときの広がり幅の比に等しいことを特徴とするＸ線検出器。
  5. 　請求項１に記載のＸ線検出器であって、
    　平面状の基板をさらに備え、
    　前記第１のシンチレータパネルは前記基板の一方の面に形成され、
    　前記第２のシンチレータパネルは前記基板の他方の面に形成されていることを特徴とするＸ線検出器。
  6. 　請求項１に記載のＸ線検出器であって、
    　前記第１の光検出パネル、前記第１のシンチレータパネル、前記第２のシンチレータパネル、および前記第２の光検出パネルは上述の順に積層され、
    　前記第１のシンチレータパネルと前記第２のシンチレータパネルとは直接積層されることを特徴とするＸ線検出器。
  7. 　請求項１に記載のＸ線検出器であって、
    　前記第１のシンチレータパネル、前記第１の光検出パネル、前記第２のシンチレータパネル、および前記第２の光検出パネルは上述の順に積層されることを特徴とするＸ線検出器。
  8. 　請求項１に記載のＸ線検出器であって、
    前記第１遮光部の格子パターンと前記第２遮光部の格子パターンとを一致させることにより、第２のシンチレータパネルを構成するシンチレータ素子が第１のシンチレータパネルを構成するシンチレータ素子に連接するように配置されていることを特徴とするＸ線検出器。
  9. 　請求項１に記載のＸ線検出器であって、
    　前記遮光部のピッチは、遮光部の位置によって異なることを特徴とすることを特徴とするＸ線検出器。
  10. 　請求項１に記載のＸ線検出器であって、
    　前記光電変換素子が前記遮光部の格子により形成される区画の内部に位置していることを特徴とするＸ線検出器。
  11. 　請求項１に記載のＸ線検出器であって、
    　前記遮光部の格子を構成する遮光壁が格子の中央部から端部に向かうに従って次第に傾斜するように構成されていることを特徴とするＸ線検出器。
  12. 　入射したＸ線のうち低エネルギーのＸ線を光に変換する第１のシンチレータ素子からなる第１のシンチレータパネルと、
    　格子状の第２遮光部、および前記第２遮光部により二次元マトリクス状に区画されたセル内にそれぞれ充填され、入射したＸ線のうち前記低エネルギーのＸ線よりエネルギーの高い高エネルギーのＸ線を光に変換する第２のシンチレータ素子からなる第２のシンチレータパネルと、
    　前記第１のシンチレータ素子が変換した光を電荷に変換する光電変換素子が二次元マトリクス状に配列された第１の光検出パネルと、
    　前記第２のシンチレータ素子が変換した光を電荷に変換する光電変換素子が二次元マトリクス状に配列された第２の光検出パネルとを備え、
    　前記第１のシンチレータパネル、前記第２のシンチレータパネル、前記第１の光検出パネル、および前記第２の光検出パネルはそれぞれ前記Ｘ線の入射方向に積層されていることを特徴とするＸ線検出器。
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