JP2000221623A - Planar image intensifier and radiation image forming method - Google Patents
Planar image intensifier and radiation image forming methodInfo
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、イメージ増倍管お
よびそれを用いた放射線画像形成方法に関する。[0001] 1. Field of the Invention [0002] The present invention relates to an image intensifier and a radiation image forming method using the same.
【０００２】[0002]
【従来の技術】ラジオグラフィーやフルオロスコピーな
どの分野においては、放射線画像を増幅して可視像に変
換するために放射線用イメージ増倍管が利用されてい
る。放射線用イメージ増倍管としては従来より、真空管
内に設けられた放射線用の蛍光面と、光電陰極等の光電
面と、集束電子レンズ等の縮小電子光学系と、蛍光面と
から構成されたものが知られている。被写体を透過した
もしくは被検体から発せられたＸ線等の放射線はまず、
イメージ増倍管の放射線用蛍光面に吸収されて蛍光とし
て放出された後隣接する光電面により電子に変換され、
次いで電子は真空管内に形成された電界により加速され
ながら縮小電子光学系により蛍光面に集束され、蛍光面
にて再び光子に変換されて可視像が形成される。これに
より被写体もしくは被検体の放射線画像は、電子の高圧
加速と出力像寸法の縮小によって輝度の増倍された可視
像として得られる。2. Description of the Related Art In fields such as radiography and fluoroscopy, a radiographic image intensifier is used to amplify a radiographic image and convert it into a visible image. Conventionally, a radiation image intensifier tube includes a phosphor screen for radiation provided in a vacuum tube, a photocathode such as a photocathode, a reduced electron optical system such as a focusing electron lens, and a phosphor screen. Things are known. First, radiation such as X-rays transmitted through the subject or emitted from the subject
After being absorbed by the radiation fluorescent screen of the image intensifier and emitted as fluorescent light, it is converted into electrons by the adjacent photoelectric plane,
Next, the electrons are focused on the phosphor screen by the reduced electron optical system while being accelerated by the electric field formed in the vacuum tube, and are converted into photons again on the phosphor screen to form a visible image. As a result, a radiation image of the subject or the subject is obtained as a visible image whose brightness has been multiplied by high-voltage acceleration of electrons and reduction of the output image size.
【０００３】医療診断用のラジオグラフィーでは胸部撮
影などの際に大サイズでの放射線撮影が要求されてお
り、また同時に、画質の優れた放射線画像を得ることが
望まれている。上記従来のイメージ増倍管では、入力面
のサイズを大きくするとそれにつれて巨大な真空管を形
成しなければならず、また縮小電子光学系を用いるため
に、画像のコントラストの低下や周辺部の歪みなどが生
じがちで問題となっていた。[0003] In radiography for medical diagnosis, radiography of a large size is required for radiography of the chest and the like, and at the same time, it is desired to obtain a radiographic image having excellent image quality. In the above-mentioned conventional image intensifier, as the size of the input surface is increased, a huge vacuum tube must be formed as the size of the input surface increases, and the reduction of the image contrast and the distortion of the periphery due to the use of the reduced electron optical system. Problems tended to occur.
【０００４】これらの問題を解消するために、ファイバ
ーオプティックスプレートやマイクロチャンネルプレー
トを用いた等倍サイズのイメージ増倍管が提案されてい
る。たとえばマイクロチャンネルプレートは、静電方式
または近接方式による光電子増倍機能を有するものであ
る。しかしながら、胸部撮影に要求される１７×１７イ
ンチのような大サイズのものを製造することは極めて困
難である。さらに、フラットパネルセンサーも開発され
ているが、大型化するためには大サイズの薄膜トランジ
スタが必要であり、製造コストが相当に高くなってしま
って実用的ではない。[0004] In order to solve these problems, an image intensifier of the same size using a fiber optics plate or a microchannel plate has been proposed. For example, a microchannel plate has a photomultiplier function by an electrostatic method or a proximity method. However, it is extremely difficult to manufacture a large size such as 17 × 17 inches required for chest imaging. Further, although flat panel sensors have been developed, a large-sized thin film transistor is required to increase the size, and the manufacturing cost is considerably increased, which is not practical.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】本発明は、高画質の画
像を与え、かつ軽量で安価に製造できる新規な等倍サイ
ズの平面型イメージ増倍管、およびそれを用いた放射線
画像形成方法を提供するものである。特に本発明は、大
サイズの平面型イメージ増倍管、およびそれを用いた放
射線画像形成方法を提供するものである。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention relates to a novel unit-size planar image intensifier tube which can provide high-quality images, is lightweight and can be manufactured at low cost, and a radiation image forming method using the same. To provide. In particular, the present invention provides a large-sized planar image intensifier and a radiation image forming method using the same.
【０００６】[0006]
【課題を解決するための手段】本発明者は、大型化する
ことが可能な等倍サイズのイメージ増倍管について検討
を重ねた結果、放射線の入力蛍光面に放射線の吸収が十
分に大きい蛍光体を用い、更には異方化することによ
り、蛍光として放出されて隣接する光電面に吸収される
光子の量を増大させ、一方光電面上の電子を電界放出に
より真空中に放出させ、加速して相対する出力蛍光面に
吸収させることにより、出力蛍光面上に増幅された等倍
サイズの可視像を形成することを見い出し、本発明に到
達したものである。The inventor of the present invention has studied the same-size image intensifier which can be enlarged, and as a result, it has been found that the input phosphor screen of the radiation has a sufficiently large absorption of the radiation. By using a body and further anisotropically, the amount of photons emitted as fluorescence and absorbed by an adjacent photocathode is increased, while electrons on the photocathode are emitted into vacuum by field emission and accelerated Then, the present inventors have found that an amplified one-size-sized visible image is formed on the output phosphor screen by absorbing the light into the output phosphor screen opposite thereto, and arrived at the present invention.
【０００７】本発明は、放射線画像を可視像に増幅して
変換するイメージ増倍管であって、被写体を透過した放
射線もしくは被検体から発せられた放射線が照射される
と、その照射線量に応じて二次元的に光子を放出する平
面状の入力蛍光面；該入力蛍光面に密着状態で配され、
該光子を吸収して電子に変換する光電面；該光電面上の
電子に０．３〜１０ｋＶの範囲の電圧をかけて加速す
る、長さが１００〜３０００μｍの範囲の真空ギャッ
プ；および該真空ギャップを介して該光電面に相対して
配置され、加速された電子を光子に変換する平面状の出
力蛍光面からなる平面型イメージ増倍管にある。The present invention relates to an image intensifier tube for amplifying and converting a radiation image into a visible image, and when irradiated with radiation transmitted through a subject or emitted from a subject, the radiation dose is reduced. A planar input phosphor screen that emits photons two-dimensionally in response to the input phosphor screen;
A photocathode that absorbs the photons and converts them into electrons; a vacuum gap with a length in the range of 100-3000 μm, which is accelerated by applying a voltage in the range of 0.3-10 kV to the electrons on the photocathode; A planar image intensifier tube is disposed opposite the photocathode via a gap and comprises a planar output phosphor screen for converting accelerated electrons into photons.
【０００８】また本発明は、被写体を透過した放射線も
しくは被検体から発せられた放射線を、上記平面型イメ
ージ増倍管の平面状入力蛍光面に照射して光子を放出さ
せ、該光子を光電面にて電子に変換し、該光電面上の電
子を真空ギャップにて電界により加速して増幅した後、
平面状出力蛍光面にて光子に変換し、次いで出力蛍光面
から放出された被写体もしくは被検体の放射線画像情報
を有する光子をレンズ系により撮像素子上に集束し、撮
像素子にて該光子を電気信号に変換し、そして該電気信
号を信号処理装置にてディジタル画像データに変換する
ことからなる放射線画像形成方法にもある。The present invention is also directed to irradiating radiation transmitted through a subject or radiation emitted from a subject to a flat input phosphor screen of the flat-type image intensifier tube to emit photons. After converting to electrons, the electrons on the photoelectric surface are accelerated and amplified by an electric field in a vacuum gap,
The planar output phosphor screen converts the photons into photons, and then the photons having radiation image information of the subject or the subject emitted from the output phosphor screen are focused on an imaging device by a lens system, and the photons are electrically converted by the imaging device. There is also a radiation image forming method comprising converting the electric signal into a signal and converting the electric signal into digital image data by a signal processing device.
【０００９】以下に、本発明の平面型イメージ増倍管の
好ましい態様を挙げる。 （１）光電面がバイアルカリの光電陰極であり、該光電
陰極と出力蛍光面に密着状態で配された透明電極との間
に電圧を掛けることにより真空ギャップにおいて電子を
加速する平面型イメージ増倍管。 （２）平面状の入力蛍光面が異方化された蛍光面である
平面型イメージ増倍管。 （３）平面状の入力蛍光面が針状結晶のＣｓＩ：Ｎａ蛍
光体および／またはＣｓＩ：Ｔｌ蛍光体から構成される
平面型イメージ増倍管。 （４）平面状の入力蛍光面がＧｄ2Ｏ2Ｓ：Ｔｂ蛍光体お
よび／またはＢａＦＸ：Ｅｕ蛍光体（ＸはＣｌ、Ｂｒ及
び／又はＩである）からなる異方化膜である平面型イメ
ージ増倍管。 （５）平面型イメージ増倍管が３×４インチ乃至１７×
１７インチの範囲の入力蛍光面を有する平面型イメージ
増倍管。Preferred embodiments of the flat type image intensifier according to the present invention will be described below. (1) The photocathode is a bi-alkaline photocathode, and a voltage is applied between the photocathode and a transparent electrode disposed in close contact with the output phosphor screen to accelerate electrons in a vacuum gap. Double tube. (2) A flat-type image intensifier tube in which a planar input phosphor screen is an anisotropic phosphor screen. (3) A flat image intensifier tube in which a plane input phosphor screen is composed of a needle-like crystal of CsI: Na phosphor and / or CsI: Tl phosphor. (4) The flat input phosphor screen is an anisotropic film made of a Gd 2 O 2 S: Tb phosphor and / or a BaFX: Eu phosphor (X is Cl, Br and / or I). Image intensifier tube. (5) Planar image intensifier tubes are 3 × 4 inches to 17 ×
A planar image intensifier with an input phosphor screen in the range of 17 inches.
【００１０】[0010]
【発明の実施の形態】本発明の平面型イメージ増倍管を
用いた放射線画像形成方法について、図面を参照しなが
ら詳細に説明する。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS A radiation image forming method using a flat type image intensifier according to the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
【００１１】図１は、本発明の放射線画像形成方法を説
明する概略断面図である。図１において、１はＸ線源で
あり、２は被写体であり、３は平面型イメージ増倍管で
あり、４はレンズ系であり、そして５は撮像素子であ
る。FIG. 1 is a schematic sectional view for explaining a radiation image forming method of the present invention. In FIG. 1, 1 is an X-ray source, 2 is a subject, 3 is a planar image intensifier, 4 is a lens system, and 5 is an image sensor.
【００１２】本発明に係る平面型イメージ増倍管３は、
真空状態の薄型箱状物（セル）３１内に設けられた平面
状の入力蛍光面３２、入力蛍光面３２に密着状態で配さ
れた光電陰極からなる光電面３３、光電面３３に真空ギ
ャップ（スペーサ）３４を間において相対して配置され
た平面状の出力蛍光面３５、出力蛍光面３５に密着状態
で配された透明電極３６から構成されている。そして、
光電陰極３３と透明電極３６との間に掛けられた電圧Ｖ
によって真空ギャップ３４には電界が生じる。The flat type image intensifier 3 according to the present invention comprises:
A flat input phosphor screen 32 provided in a thin box-shaped object (cell) 31 in a vacuum state, a photocathode 33 composed of a photocathode disposed in close contact with the input phosphor screen 32, and a vacuum gap ( The output phosphor screen 35 includes a planar output phosphor screen 35 disposed opposite to the spacer (spacer) 34, and a transparent electrode 36 disposed in close contact with the output phosphor screen 35. And
Voltage V applied between photocathode 33 and transparent electrode 36
As a result, an electric field is generated in the vacuum gap 34.
【００１３】入力蛍光面３２は、Ｘ線等の放射線を吸収
して蛍光を発する蛍光体から構成されている。蛍光体と
しては、放射線の吸収効率および発光効率のできる限り
高いものが望ましい。また、隣接する光電面３３側によ
り多く蛍光が放出されることが望ましい。そのような蛍
光体膜としては、高い発光輝度と高鮮鋭度とを両立でき
ることから、異方化されたものが望ましい。たとえば、
針状結晶のＣｓＩ：Ｎａ蛍光体およびＣｓＩ：Ｔｌ蛍光
体からなる異方化膜を挙げることができる。あるいは、
Ｇｄ2Ｏ2Ｓ：Ｔｂ蛍光体やＢａＦＸ：Ｅｕ蛍光体（Ｘは
Ｃｌ、Ｂｒ及び／又はＩである）からなる異方化膜であ
ってもよい。The input phosphor screen 32 is made of a phosphor that absorbs radiation such as X-rays and emits fluorescence. It is desirable that the phosphor has as high a radiation absorption efficiency and a luminous efficiency as possible. Further, it is desirable that more fluorescent light is emitted to the adjacent photoelectric surface 33 side. As such a phosphor film, an anisotropic film is desirable because both high emission luminance and high sharpness can be achieved. For example,
An anisotropic film composed of a needle-shaped crystal CsI: Na phosphor and a CsI: Tl phosphor can be given. Or,
An anisotropic film made of a Gd 2 O 2 S: Tb phosphor or a BaFX: Eu phosphor (X is Cl, Br and / or I) may be used.
【００１４】異方化蛍光体膜としてはたとえば、その蛍
光体膜を平面方向に沿って細分区画する蛍光体含有隔壁
と、その蛍光体含有隔壁により区画された蛍光体充填領
域とからなり、蛍光体含有隔壁と蛍光体充填領域とが、
放射線の照射によって蛍光体から発生する蛍光に対して
互いに異なる反射特性を示すものを挙げることができ
る。好ましくは鮮鋭度などの点から、蛍光に対して蛍光
体充填領域が示す反射率が、蛍光体含有隔壁が示す反射
率よりも低いものである。この反射率の差異は、たとえ
ば蛍光体含有隔壁及び／又は蛍光体充填領域に白色微粒
子等の光反射性物質や色素等の光吸収性物質を含有させ
たり、蛍光体の粒子径を変えたり、あるいは蛍光体と結
合剤との混合比を変えたりすることにより設けることが
できる。The anisotropic phosphor film includes, for example, a phosphor-containing partition for subdividing the phosphor film in a plane direction and a phosphor-filled region partitioned by the phosphor-containing partition. The body-containing partition and the phosphor-filled region,
Examples include those exhibiting mutually different reflection characteristics with respect to fluorescence generated from a phosphor by irradiation of radiation. Preferably, in terms of sharpness and the like, the reflectivity of the phosphor-filled region with respect to the fluorescent light is lower than the reflectivity of the phosphor-containing partition. This difference in reflectance may be caused by, for example, causing the phosphor-containing partition walls and / or the phosphor-filled region to contain a light-reflective substance such as white fine particles or a light-absorbing substance such as a dye, changing the particle size of the phosphor, Alternatively, it can be provided by changing the mixing ratio between the phosphor and the binder.
【００１５】異方化膜は、蛍光体含有隔壁が格子状に形
成され、その格子により形成された略正方形の領域に蛍
光体が充填されている構成であってもよいし、あるいは
隔壁が帯状に形成され、その帯状に区画された領域に蛍
光体が充填されている構成であってもよい。また、円柱
状の蛍光体充填領域を隔壁が囲むように形成されていて
もよく、蛍光体含有隔壁の形状や位置などは任意に定め
ることができる。The anisotropic film may have a structure in which phosphor-containing partition walls are formed in a lattice shape and a substantially square region formed by the lattice is filled with the phosphor, or the partition walls are band-shaped. , And the phosphor may be filled in a region partitioned in a band shape. The partition may be formed so as to surround the columnar phosphor-filled region, and the shape and position of the phosphor-containing partition can be arbitrarily determined.
【００１６】蛍光体含有隔壁の幅は一般に５乃至５０μ
ｍであることが望ましく、また蛍光体充填領域の幅（平
面方向の幅の平均値）は２０乃至２００μｍであること
が望ましい。また、蛍光体含有隔壁の頂部と底部は蛍光
体膜の両表面に露出していてもよいし、あるいは蛍光体
膜に埋没していてもよい。ただし、隔壁の高さは、蛍光
体膜の厚さの１／３乃至１／１の範囲にあることが望ま
しい。The width of the phosphor-containing partition is generally 5 to 50 μm.
m, and the width of the phosphor-filled region (average width in the planar direction) is preferably 20 to 200 μm. Further, the top and bottom of the phosphor-containing partition may be exposed on both surfaces of the phosphor film, or may be buried in the phosphor film. However, it is desirable that the height of the partition wall be in the range of 1/3 to 1/1 of the thickness of the phosphor film.
【００１７】あるいはまた、蛍光体含有隔壁の代わりに
蛍光体の発光光の少なくとも一部の波長の光を吸収する
光吸収物質が含有された隔壁であってもよく、異方化膜
は光吸収物質含有隔壁とその光吸収物質含有隔壁により
区画された蛍光体充填領域とからなるものであってもよ
い。Alternatively, instead of the phosphor-containing partition, a partition containing a light-absorbing material that absorbs light of at least a part of the wavelength of light emitted from the phosphor may be used. It may be composed of a substance-containing partition and a phosphor-filled region partitioned by the light-absorbing substance-containing partition.
【００１８】光電面３３は、バイアルカリの光電陰極で
あることが好ましい。出力蛍光面３５は、電子を吸収し
て蛍光を発する蛍光体から構成され、そのような蛍光体
としては、たとえばＳｒＧａ2Ｓ4：Ｅｕ蛍光体、Ｚｎ
Ｓ：Ｃｕ蛍光体、および（Ｉｎ，Ａｌ）2Ｏ3蛍光体など
を挙げることができるが、これらに限定されるものでは
ない。光電面３３と透明電極３６との間には、入力蛍光
面３２のサイズや構成、真空ギャップ３４の長さなどに
よっても異なるが、一般には０．３〜１０ｋＶの範囲の
電圧Ｖが掛けられる。光電面３３と出力蛍光面３５との
間の真空ギャップ３４は、電圧Ｖなどによっても異なる
が、一般には１００〜３０００μｍの範囲の長さであ
る。特に、加速電圧Ｖが４ｋＶ以下である場合には、真
空ギャップ３４の長さを１０００μｍ以下に保つことが
できるので、間に電極を入れなくても画像のコントラス
トの低下、いわゆるボケが少なく、かつ歪みもないので
好ましい。また、真空ギャップ（スペーサ）のアスペク
ト比も比較的小さい値に抑えることができる。なお、出
力蛍光面３５の外側表面には光反射防止膜を付設した
り、あるいは多層膜フィルタを設けて指向性を付与して
もよい。The photocathode 33 is preferably a bi-alkali photocathode. The output phosphor screen 35 is formed of a phosphor that absorbs electrons and emits fluorescence, and examples of such a phosphor include SrGa 2 S 4 : Eu phosphor and Zn.
S: Cu phosphor, (In, Al) 2 O 3 phosphor and the like can be mentioned, but not limited thereto. Generally, a voltage V in the range of 0.3 to 10 kV is applied between the photocathode 33 and the transparent electrode 36, depending on the size and configuration of the input phosphor screen 32, the length of the vacuum gap 34, and the like. The vacuum gap 34 between the photocathode 33 and the output phosphor screen 35 varies depending on the voltage V and the like, but generally has a length in the range of 100 to 3000 μm. In particular, when the acceleration voltage V is 4 kV or less, the length of the vacuum gap 34 can be kept at 1000 μm or less. It is preferable because there is no distortion. Further, the aspect ratio of the vacuum gap (spacer) can be suppressed to a relatively small value. Note that an anti-reflection film may be provided on the outer surface of the output fluorescent screen 35, or a multi-layer film filter may be provided to provide directivity.
【００１９】撮像素子５としてはたとえば、ＣＣＤ、Ｍ
ＯＳ等の固体撮像素子や撮像管を挙げることができる。
これらのうちで好ましいのはＣＣＤであり、使用に際し
ては冷却装置等により高温とならないように冷却しても
よい。As the image pickup device 5, for example, CCD, M
Examples include a solid-state imaging device such as an OS and an imaging tube.
Among these, a CCD is preferable, and may be cooled by a cooling device or the like so as not to reach a high temperature when used.
【００２０】Ｘ線源１から放射されて被写体２を透過し
た（すなわち、被写体２の放射線画像情報を有する）Ｘ
線６は、平面型イメージ増倍管３の平面状入力蛍光面３
２にて吸収されて蛍光（光子）に変換される（放射線画
像の可視像への変換）。光子は隣接する光電面３３にて
吸収、変換されて電子が発生する（可視像の電子像への
変換）。光電面３３と透明電極３６との間に掛けられた
電圧Ｖにより真空ギャップ３４には電界が形成され、光
電面３３上に生じた電子は、この電界により真空中に放
出され、加速、増倍されて平面状出力蛍光面３５に到達
する。到達した電子は出力蛍光面３５で再び光子に変換
されて（電子像の可視像への変換）、出力蛍光面３５か
らは被写体２の放射線画像が輝度の増倍された可視像と
なって出力される。An X-ray radiated from the X-ray source 1 and transmitted through the subject 2 (that is, having X-ray image information of the subject 2)
Line 6 is a flat input fluorescent screen 3 of the flat type image intensifier 3
Absorbed at 2 and converted to fluorescence (photons) (conversion of radiation image to visible image). Photons are absorbed and converted by the adjacent photocathode 33 to generate electrons (conversion of a visible image into an electronic image). An electric field is formed in the vacuum gap 34 by the voltage V applied between the photocathode 33 and the transparent electrode 36, and electrons generated on the photocathode 33 are released into vacuum by this electric field, and accelerated and multiplied. Then, the light reaches the planar output fluorescent screen 35. The arriving electrons are converted again into photons on the output phosphor screen 35 (conversion of an electron image into a visible image), and from the output phosphor screen 35, a radiation image of the subject 2 becomes a visible image with multiplied luminance. Output.
【００２１】この可視像情報を有する光子ビーム７は、
好適なレンズ系４を介して撮像素子５に入射し、これに
より可視像は縮小されて撮像素子５上に結像する。撮像
素子５において光子ビーム７は電気信号に変換される。
次いで、電気信号は撮像素子５に接続された信号処理装
置（図示なし）において、好適な演算処理が施されてデ
ィジタル画像データに変換される。たとえば、信号処理
装置にスペーサのサイズに応じたノイズ補正のための演
算処理を予め組み込んでおいて、データの補正を行って
もよい。得られたディジタル画像データを適当な画像再
生手段に入力することにより、可視画像として再生する
ことができる。The photon beam 7 having the visible image information is
The light enters the image sensor 5 through a suitable lens system 4, whereby the visible image is reduced and formed on the image sensor 5. The photon beam 7 is converted into an electric signal in the image sensor 5.
Next, the electrical signal is subjected to suitable arithmetic processing in a signal processing device (not shown) connected to the image sensor 5 and converted into digital image data. For example, data processing may be performed by incorporating in advance a calculation process for noise correction according to the spacer size in the signal processing device. By inputting the obtained digital image data to an appropriate image reproducing means, it can be reproduced as a visible image.
【００２２】一例として、４０ｋｅＶのＸ線光子１個が
イメージ増倍管３の入力蛍光面３２で吸収された場合を
考える。入力蛍光面３２の発光（エネルギー）効率を１
０％とすると、入力蛍光面３２から３ｅＶの光子が１３
３０個放出される。光電面３３にて光子が吸収されて電
子に変換される効率を１５％とすると、光電面３３から
は２００個の電子が放出される。この電子に電圧Ｖを掛
けて４ｋＶで加速する。出力蛍光面３５のエネルギー効
率を１０％とすると、出力蛍光面３５からは２．３ｅＶ
の光子が３５０００個放出される。レンズ系４の集光効
率を０．１％とすると、３５個の光子が撮像素子５に照
射される。撮像素子５の量子効率を５０％とすると、１
７個の光子が検出されることになる。従って、本発明に
よれば量子数は減少することがなく、かつ放射線検出部
である入力蛍光面３２における量子ノイズがその後の系
で増大することが殆どないので、高画質の画像を得るこ
とが可能である。As an example, consider the case where one X-ray photon of 40 keV is absorbed by the input phosphor screen 32 of the image intensifier 3. The luminous (energy) efficiency of the input phosphor screen 32 is 1
Assuming 0%, 13 eV photons are 13
30 are released. Assuming that the efficiency at which photons are absorbed and converted into electrons at the photocathode 33 is 15%, 200 electrons are emitted from the photocathode 33. The electrons are multiplied by a voltage V and accelerated at 4 kV. Assuming that the energy efficiency of the output fluorescent screen 35 is 10%, the output fluorescent screen 35 outputs 2.3 eV.
35,000 photons are emitted. Assuming that the light collection efficiency of the lens system 4 is 0.1%, 35 photons are emitted to the image sensor 5. Assuming that the quantum efficiency of the imaging device 5 is 50%, 1
Seven photons will be detected. Therefore, according to the present invention, the quantum number does not decrease, and the quantum noise on the input phosphor screen 32, which is the radiation detector, hardly increases in the subsequent system. It is possible.
【００２３】本発明において、放射線はＸ線に限定され
るものではなく、電子線（β線）やα線、γ線など任意
の放射線や中性子線を用いることができる。Ｘ線源１と
被写体２の代わりに、それ自体がα線やβ線などを放射
する被検体であってもよい。また、本発明の平面型イメ
ージ増倍管３は等倍サイズのものであるが、入力蛍光面
３２を３×４インチ乃至１７×１７インチの範囲の大サ
イズとすることが可能である。その際に、撮像素子５と
して複数個の撮像素子を用いたり、あるいは１個の撮像
素子を適宜移動したりしてもよい。さらに、本発明の方
法は上述したようなラジオグラフィーに利用できるばか
りでなく、たとえば、予めシステムにラジオグラフィー
モードとフルオロスコピーモード両方の設定を行ってお
くことにより、フルオロスコピーにも利用することがで
きる。In the present invention, the radiation is not limited to X-rays, and any radiation such as an electron beam (β-ray), α-ray, γ-ray, or neutron beam can be used. Instead of the X-ray source 1 and the subject 2, the subject itself may emit α rays, β rays, or the like. Although the flat type image intensifier tube 3 of the present invention is of the same size, the input phosphor screen 32 can have a large size in the range of 3 × 4 inches to 17 × 17 inches. At that time, a plurality of image sensors may be used as the image sensor 5, or one image sensor may be appropriately moved. Furthermore, the method of the present invention can be used not only for radiography as described above, but also for fluoroscopy, for example, by setting the system in advance for both the radiography mode and the fluoroscopy mode. it can.
【００２４】[0024]
【発明の効果】本発明の等倍サイズの平面型イメージ増
倍管を用いることにより、歪みのないコントラストの優
れた放射線画像を得ることができる。そして、イメージ
増倍管の構成が比較的単純化されているので、大サイズ
で、軽量かつ安価に製造することができる。また、この
平面型イメージ増倍管と汎用の撮像素子とを組み合わせ
て用いる本発明の放射線画像形成方法によれば、低コス
トで高画質の放射線画像を得ることができる。本発明の
方法は、胸部撮影に要求される１７×１７インチサイズ
での医療診断用ラジオグラフィーに利用できるばかりで
なく、工業用ラジオグラフィーや更にはフルオロスコピ
ーにも利用することができる。According to the present invention, a radiographic image with excellent contrast and no distortion can be obtained by using the same size flat type image intensifier tube of the present invention. And since the structure of the image intensifier is relatively simplified, it can be manufactured in a large size, light weight and inexpensively. Further, according to the radiation image forming method of the present invention using a combination of the flat type image intensifier tube and a general-purpose image sensor, a high-quality radiation image can be obtained at low cost. The method of the present invention can be used not only for medical diagnostic radiography in a 17 × 17 inch size required for chest radiography, but also for industrial radiography and even fluoroscopy.
【図１】本発明の放射線画像形成方法の一例を示す概略
断面図である。FIG. 1 is a schematic sectional view showing an example of a radiation image forming method of the present invention.
１ Ｘ線源 ２ 被写体 ３ 平面型イメージ増倍管 ４ レンズ系 ５ 撮像素子 ６ Ｘ線 ７ 光子ビーム ３１ 薄型箱状物 ３２ 平面状の入力蛍光面 ３３ 光電面 ３４ 真空ギャップ ３５ 平面状の出力蛍光面 ３６ 透明電極 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 X-ray source 2 Subject 3 Planar image intensifier tube 4 Lens system 5 Image sensor 6 X-ray 7 Photon beam 31 Thin box-shaped object 32 Planar input phosphor screen 33 Photocathode 34 Vacuum gap 35 Planar output phosphor screen 36 transparent electrode
Claims (7)
イメージ増倍管であって、被写体を透過した放射線もし
くは被検体から発せられた放射線が照射されると、その
照射線量に応じて二次元的に光子を放出する平面状の入
力蛍光面；該入力蛍光面に密着状態で配され、該光子を
吸収して電子に変換する光電面；該光電面上の電子に
０．３〜１０ｋＶの範囲の電圧をかけて加速する、長さ
が１００〜３０００μｍの範囲の真空ギャップ；および
該真空ギャップを介して該光電面に相対して配置され、
加速された電子を光子に変換する平面状の出力蛍光面か
らなる平面型イメージ増倍管。1. An image intensifier tube for amplifying a radiation image into a visible image and converting the radiation image into a visible image, wherein when irradiated with radiation transmitted through a subject or emitted from a subject, the image is changed in accordance with the irradiation dose. A planar input phosphor screen that emits photons two-dimensionally; a photocathode that is arranged in close contact with the input phosphor screen and absorbs the photons and converts them into electrons; A vacuum gap with a length in the range of 100-3000 μm, accelerated by applying a voltage in the range of 10 kV; and disposed opposite said photocathode through said vacuum gap;
A planar image intensifier consisting of a planar output phosphor screen that converts accelerated electrons into photons.
り、該光電陰極と出力蛍光面に密着状態で配された透明
電極との間に電圧を掛けることにより真空ギャップにお
いて電子を加速する請求項１に記載の平面型イメージ増
倍管。2. The method according to claim 1, wherein the photocathode is a bi-alkali photocathode, and electrons are accelerated in a vacuum gap by applying a voltage between the photocathode and a transparent electrode disposed in close contact with the output phosphor screen. 2. The flat-type image intensifier according to 1.
面である請求項１または２に記載の平面型イメージ増倍
管。3. The flat-type image intensifier according to claim 1, wherein the planar input phosphor screen is an anisotropic phosphor screen.
Ｉ：Ｎａ蛍光体および／またはＣｓＩ：Ｔｌ蛍光体から
構成される請求項１乃至３のうちのいずれかの項に記載
の平面型イメージ増倍管。4. A plane input phosphor screen having a needle-like crystal Cs
The flat image intensifier according to any one of claims 1 to 3, comprising an I: Na phosphor and / or a CsI: Tl phosphor.
蛍光体および／またはＢａＦＸ：Ｅｕ蛍光体（ＸはＣ
ｌ、Ｂｒ及び／又はＩである）からなる異方化膜である
請求項１乃至３のうちのいずれかの項に記載の平面型イ
メージ増倍管。5. The flat input phosphor screen is Gd 2 O 2 S: Tb.
Phosphor and / or BaFX: Eu phosphor (X is C
The planar image intensifier tube according to any one of claims 1 to 3, wherein the planar image intensifier tube is an anisotropic film composed of l, Br and / or I).
至１７×１７インチの範囲の入力蛍光面を有する請求項
１乃至５のうちのいずれかの項に記載の平面型イメージ
増倍管。6. A flat image intensifier according to claim 1, wherein the flat image intensifier has an input phosphor screen in the range of 3 × 4 inches to 17 × 17 inches. .
から発せられた放射線を、請求項１乃至６のうちのいず
れかの項に記載の平面型イメージ増倍管の平面状入力蛍
光面に照射して光子を放出させ、該光子を光電面にて電
子に変換し、該光電面上の電子を真空ギャップにて電界
により加速して増幅した後、平面状出力蛍光面にて光子
に変換し、次いで出力蛍光面から放出された被写体もし
くは被検体の放射線画像情報を有する光子をレンズ系に
より撮像素子上に集束し、撮像素子にて該光子を電気信
号に変換し、そして該電気信号を信号処理装置にてディ
ジタル画像データに変換することからなる放射線画像形
成方法。7. A flat input fluorescent screen of a flat-type image intensifier according to claim 1, wherein radiation transmitted through the subject or emitted from the subject is irradiated on the flat input fluorescent screen. To emit photons, convert the photons into electrons on the photocathode, and accelerate and amplify the electrons on the photocathode by an electric field in a vacuum gap, then convert them to photons on a planar output phosphor screen, Next, photons having radiation image information of the subject or the subject emitted from the output fluorescent screen are focused on an image sensor by a lens system, the photons are converted into electric signals by the image sensor, and the electric signals are subjected to signal processing. A radiographic image forming method comprising converting digital image data by a device.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1968199A JP2000221623A (en) | 1999-01-28 | 1999-01-28 | Planar image intensifier and radiation image forming method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1968199A JP2000221623A (en) | 1999-01-28 | 1999-01-28 | Planar image intensifier and radiation image forming method |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000221623A true JP2000221623A (en) | 2000-08-11 |
Family
ID=12005988
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1968199A Withdrawn JP2000221623A (en) | 1999-01-28 | 1999-01-28 | Planar image intensifier and radiation image forming method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2000221623A (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2007105370A1 (en) * | 2006-03-10 | 2007-09-20 | Canon Kabushiki Kaisha | Phosphor for display and field emission display |
| JP2008226730A (en) * | 2007-03-14 | 2008-09-25 | Nippon Hoso Kyokai <Nhk> | Proximity type image intensifier |
-
1999
- 1999-01-28 JP JP1968199A patent/JP2000221623A/en not_active Withdrawn
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2007105370A1 (en) * | 2006-03-10 | 2007-09-20 | Canon Kabushiki Kaisha | Phosphor for display and field emission display |
| JP2008226730A (en) * | 2007-03-14 | 2008-09-25 | Nippon Hoso Kyokai <Nhk> | Proximity type image intensifier |
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