JPH0318786A - Radiation detector - Google Patents
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
［発明の目的］
（産業上の利用分野）
本発明は、Ｘ線等の放射線を検出する放射線検出装置に
関し、特に数１０μ一程度の微細構造を有する電子部品
等の被検体を拡大して透視する際に用いられる放射線検
出装置に関する。[Detailed Description of the Invention] [Object of the Invention] (Industrial Application Field) The present invention relates to a radiation detection device for detecting radiation such as X-rays, and in particular to a radiation detection device for detecting radiation such as The present invention relates to a radiation detection device used to magnify and see through a subject.
（従来の技術） 従来の放射線検出装置の一例を第９図に示す。(Conventional technology) An example of a conventional radiation detection device is shown in FIG.
第９図は、従来のＸ線ビジコン（ブランビコン）チュー
ブ１０１を示す。このＸ線ビジコンチューブ１０１は通
常のビジコンチューブが硫化アンチモン（Ｓｂ２Ｓ３
）をターゲット材として用いているのに対して一酸化鉛
（Ｐｂ Ｏ）を用いると共に、フェースプレート１０３
の材質をＸ線吸収量が小であるベリリウム（Ｂｅ ）板
としたものである。FIG. 9 shows a conventional X-ray vidicon (brambicon) tube 101. This X-ray vidicon tube 101 is different from a normal vidicon tube in that it contains antimony sulfide (Sb2S3).
) is used as the target material, while lead monoxide (PbO) is used as the target material, and the face plate 103
The material is a beryllium (Be) plate which has a small amount of X-ray absorption.
この従来のＸ線用ビジコンチューブ１０１は、円筒状の
ガラス管の前面のフェースプレート１０３の裏面側に図
示しない透明導電膜を被膜形威し、さらにこの透明導電
膜の上側に光導電材料である一酸化鉛を被膜してターゲ
ットを形威している。This conventional X-ray vidicon tube 101 has a transparent conductive film (not shown) coated on the back side of a face plate 103 on the front side of a cylindrical glass tube, and a photoconductive material is coated on the upper side of the transparent conductive film. The target is coated with lead monoxide.
また、この透明導電膜の外周には、当該透明導電膜から
信号電流を取り出すための信号電極１０５が巻回される
。さらにガラス管の内部には図示しないカソード、ヒー
タ等からなる電子銃が内装され、該ガラス管の外側には
偏向用等の複数のコイルが配置される。Further, a signal electrode 105 for extracting a signal current from the transparent conductive film is wound around the outer periphery of the transparent conductive film. Further, an electron gun consisting of a cathode, a heater, etc. (not shown) is installed inside the glass tube, and a plurality of coils for deflection and the like are arranged outside the glass tube.
一方、放射線の検出にこのＸ線用ビジコンチュブ１０１
を用いない方法も検討されている。例えば、
ＳＰＩＥ，Ｖｏｌ．４８６，Ｐ１４１ 〜Ｐ１４５１９
８４年，
Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉ ｍａｇｉｎｇ ａｎｄ Ｉ
ｎｓｔｒｕｍｏｎｔａｔｉｏｎＸ − Ｒ Ａ Ｙ
ｉｍａｇｉｎｇ ｗｉｔｈ ｔｗｏ −ｄｉｍｅ
ｎｔｉｏｎａｌ
ｃｈａｒｇｅ − ｃｏｕｐｌｅｄ ｄｅｖｉｃｅ
（ Ｃ Ｃ Ｄ ） ａｒｒａｙｓに記載されるＸ線
イメージングデバイス２０１は、第１０図に示すように
、ＣＣＤエリアセンサ２０３のセンサ而にシンチレーシ
ョンファイバープレト２０５を載置して構成される。こ
のＸ線イメージングデバイス２０１は、前記Ｘ線ビジコ
ンチューブ１０１による場合と同等の成果か得られ、ま
た感度の向上も期待できる。On the other hand, this X-ray vidicon tube 101 is used to detect radiation.
Methods that do not use this are also being considered. For example, SPIE, Vol. 486, P141 ~ P14519
1984, Medical I imaging and I
nstrumontationX-RAY
imagining with two-dime
ntional charge - coupled device
The X-ray imaging device 201 described in (CCD) array is configured by placing a scintillation fiber plate 205 on a CCD area sensor 203, as shown in FIG. This X-ray imaging device 201 can achieve the same results as the X-ray vidicon tube 101, and can also be expected to have improved sensitivity.
（発明が解決しようとする課題）
しかしながら、上述した従来のＸ線用ビジコンチューブ
１０１で用いられるベリリウムは、粉塵を吸入すると人
体に対し猛毒であるため、その取扱いには注意を必要と
した。またターゲットに一酸化鉛を用いることで（以下
、このターゲット材に一酸化鉛を用いたターゲットを単
にＰｂＯタゲットという）、面欠陥の少ないターゲット
を製作することが困難となるため分留りが悪くなり、そ
のため価格の上昇を招来するものであった。(Problems to be Solved by the Invention) However, the beryllium used in the conventional X-ray vidicon tube 101 described above is highly toxic to the human body if the dust is inhaled, so care must be taken when handling it. In addition, by using lead monoxide as a target (hereinafter, a target using lead monoxide as the target material is simply referred to as a PbO target), it is difficult to manufacture a target with few surface defects, resulting in poor fractionation. This led to an increase in prices.
一方、Ｘ線の捕捉効率はＰｂＯターゲットの膜厚によっ
て決定されるが、Ｘ線の捕捉効率を高めるために膜厚を
厚くすると而欠陥の発生確率が上がり保留りをさらに悪
化させるため、所定以上の厚さにすることは好ましくな
い。そのため、このような従来のＸ線川ビジコンチュー
ブ１０１は、Ｘ線に対する感度を高めることか困難で、
かつ高価なものとなっている。On the other hand, the X-ray trapping efficiency is determined by the film thickness of the PbO target, but increasing the film thickness to increase the X-ray trapping efficiency increases the probability of defect occurrence and further worsens the retention. It is not preferable to make it as thick as . Therefore, it is difficult to increase the sensitivity of the conventional X-ray vidicon tube 101 to X-rays.
And it is expensive.
また、このような従来のＸ線用ビジコンチュブ１０１を
検査装置に組み込む場合、このＸ線ビジコンチューブ１
０１の感度の不足を補う必要から、対向して配置される
Ｘ線管のＸ線焦点と当該Ｘ線用ビジコンチューブ１０１
のセンサ而，すなわちターゲット面との間の距離（以下
、単にＦＳＤと略記する）を小さくすると共に、前記Ｘ
線管の放射Ｘ線量を増大するようにしていた。In addition, when incorporating such a conventional X-ray vidicon tube 101 into an inspection device, this X-ray vidicon tube 1
In order to compensate for the lack of sensitivity of X-ray tube 101, the
In addition to reducing the distance between the sensor and the target surface (hereinafter simply abbreviated as FSD),
The amount of X-rays emitted by the ray tube was increased.
しかしながら放射Ｘ線量を増大させるために、第１１図
（Ａ）に示すＸ線管の陽極体に形成される焦点１０７ａ
（ＦＯＣＵＳ）が第１１図（Ｂ）に示す焦点１０７
ｂのように大きなものとされることから、前記センサ面
１０９に披検体１１１による半影１１３ｂが生じて画像
にボケが発生するところとなる。この半影１１３ｂが前
記ＦＳＤｂを小さくすることによって、さらに増大して
画像品質を劣化させ、また検査し得る被検体１１１の大
きさに制限を加える等の問題が生じた。However, in order to increase the amount of emitted X-rays, a focus 107a is formed on the anode body of the X-ray tube shown in FIG. 11(A).
(FOCUS) is the focal point 107 shown in FIG. 11(B).
Since the object is as large as b, a penumbra 113b due to the specimen 111 is generated on the sensor surface 109, causing blur in the image. By reducing the FSDb, this penumbra 113b further increases, resulting in problems such as degrading image quality and imposing restrictions on the size of the subject 111 that can be inspected.
また、この半影１１３ｂを小径化するために第１１図（
Ｃ）に示すように前記ＦＳＤｂを長くすることは（ＦＳ
Ｄｃ＞ＦＳＤｂ） 、感度の低下及び検査装置の大型化
等の問題に回帰するに過ぎず、何ら上記問題を解決する
ものとはならない。In addition, in order to reduce the diameter of this penumbra 113b, FIG.
As shown in C), lengthening the FSDb results in (FS
Dc>FSDb), this simply returns to the problems of decreased sensitivity and increased size of the inspection device, and does not solve the above problems in any way.
一方、Ｘ線イメージングデバイス２０１を用いる場合、
ＣＣＤエリアセンサ２０３の画素配置が固定されること
から、前記Ｘ線用ビジコンチュブ１０１で可能な電子ズ
ーミングを行うことができない。On the other hand, when using the X-ray imaging device 201,
Since the pixel arrangement of the CCD area sensor 203 is fixed, electronic zooming, which is possible with the X-ray vidicon tube 101, cannot be performed.
また、シンチレーションファイバプレート２０５とＣＣ
Ｄエリアセンサ２０３をそれぞれ構或するシンチレーシ
ョンファイバとフォトダイオードアレイの接合而は、直
接的に接合することが必要とされるが、この接合には高
度な接合技術が要求され容易ではない等の問題を有して
いる。In addition, the scintillation fiber plate 205 and CC
The scintillation fibers and photodiode arrays that make up each of the D area sensors 203 must be directly joined, but this joining requires advanced joining technology and is not easy. have.
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものでその目的と
しては、Ｘ線等の放射線に対する感度及び空間分解能に
優れ、かつ被検体を拡大して透硯する際に必要とされる
電子ズーミングを可能とする放射線検出装置を提供する
ことにある。The present invention has been made in view of the above circumstances, and its purpose is to provide excellent sensitivity to radiation such as X-rays and spatial resolution, and to provide electronic zooming required when enlarging and examining a subject. The object of the present invention is to provide a radiation detection device that enables radiation detection.
［発明の構成］
（課題を解決するための手段）
上記目的を達成するため、本発明の放射線検出装置は、
入射する放射線の放射線量に応じた光量の光に変換する
変換手段と、この変換手段で光に変換された光を所定の
方向へ導く導光手段と、この導光手段と密着して配設さ
れ当該導光手段を介して入射する光の光量に応じた電気
信号を出力する光導電形撮像管とを有して構成した。[Structure of the invention] (Means for solving the problem) In order to achieve the above object, the radiation detection device of the present invention has the following features:
A conversion means for converting incident radiation into light with an amount corresponding to the radiation dose; a light guide means for guiding the light converted by the conversion means to a predetermined direction; and a light guide disposed in close contact with the light guide means. and a photoconductive image pickup tube that outputs an electrical signal according to the amount of light incident through the light guiding means.
（作用）
本発明における放射線検出装置においては、例えば被検
体等を透過して変換手段に入射した放射線は、当該変換
手段において放射線量に応した光量の光に変換される。(Function) In the radiation detection apparatus according to the present invention, for example, radiation that has passed through a subject and entered the converting means is converted into light having an amount of light corresponding to the radiation dose in the converting means.
この変換手段で変換され発生した光は、導光手段によっ
て散乱することなく、この導光手段と密着して配設され
る光導電形撮像管に導かれ、この光導電形撮像管におい
て前記光量に応じた電気信号として出力される。The light converted and generated by this conversion means is guided to a photoconductive image pickup tube disposed in close contact with this light guide means without being scattered by the light guide means, and in this photoconductive type image pickup tube, the light amount is It is output as an electrical signal according to the
（実施例） 以下、本発明を図面を用いて詳細に説明する。(Example) Hereinafter, the present invention will be explained in detail using the drawings.
第１図は本発明の放射線検出装置に係る一実施例を示す
図である。FIG. 1 is a diagram showing an embodiment of the radiation detection apparatus of the present invention.
本実施例の放射線検出装置は光導電形撮像管であるビジ
コンチューブ１と、光をビジコンチュブ１へ導く導光手
段であるファイバプレート３と、入射するＸ線を光へ変
換する変換手段であるシンチレータプレート５によって
構成される。The radiation detection device of this embodiment includes a vidicon tube 1 which is a photoconductive image pickup tube, a fiber plate 3 which is a light guiding means for guiding light to the vidicon tube 1, and a scintillator which is a conversion means for converting incident X-rays into light. It is constituted by plate 5.
また、前記ビジコンチューブ１は、円筒状のガラス管の
一側に内装される電子銃１１と、他側の端部を蔽うフェ
ースプレート１３と、このフェースプレート１３の内側
面に被膜される透明導電膜１５及び光導電膜であるター
ゲット１７と、この透明導電膜１５に正電位を印加して
ターゲッｈｌ７から得られる信号電流を外部へ取り出す
信号電極１９と、前記電子銃１１から射出される電子ビ
ームを集束すると共に偏向してターゲット１７の内側面
の所定の領域を走査する集束・偏向コイル２１等によっ
て４ｌＩ！威される。The vidicon tube 1 also includes an electron gun 11 housed in one side of a cylindrical glass tube, a face plate 13 covering the other end, and a transparent conductive film coated on the inner surface of the face plate 13. A film 15 and a target 17 which is a photoconductive film, a signal electrode 19 that applies a positive potential to the transparent conductive film 15 and extracts a signal current obtained from the target hl7 to the outside, and an electron beam emitted from the electron gun 11. 4lI! by the focusing/deflection coil 21, etc., which focuses and deflects the 4lI! to scan a predetermined area on the inner surface of the target 17. be intimidated.
ファイバプレート３は、第２図の部分拡大図に示すよう
に多数の短軸状の光ファイバの軸方向を一方向に揃えて
、かつ密接して板状に形成したものである。この光アア
イバはコア部３ａとクラッド部３ｂとを有し、その形態
は任意のものを用いることができる。As shown in the partially enlarged view of FIG. 2, the fiber plate 3 is formed into a plate shape in which a large number of short-axis optical fibers are aligned in one direction and closely spaced. This optical fiber has a core portion 3a and a cladding portion 3b, and any form thereof can be used.
また、シンチレータプレート５の板厚は、入射するＸ線
量によって適宜変更することができる。Further, the thickness of the scintillator plate 5 can be changed as appropriate depending on the amount of incident X-rays.
すなわちＸ，線の透過の良い被検体を対象とする場合に
は、第３図（Ａ）に示すように板厚の薄いシンチレータ
プレート５を用いるようにすることで、Ｘ線の入射によ
って発生した光の散乱が少なく、ボケの少ない、空間分
角ｑ能に優れた透視画像を得ることができる。一方、第
３図（Ｂ）に示すようにＸ線の透過の悪い被検体を対象
とする場合には、人対するＸ線も少ないのでＸ線感度を
上げるため板厚の厚いシンチレータプレート５を用いる
。この場合、光の散乱量が増加するため、ボケの多い、
空間分８’ｌ能の悪い透視画像となるが、一般的にＸ線
の透過の悪い被検体は空間分解能に対する要求レベルが
低いので特に問題とはならない。In other words, when a subject with good X-ray penetration is to be examined, by using a thin scintillator plate 5 as shown in Fig. 3(A), it is possible to reduce the amount of light generated by incident X-rays. It is possible to obtain a perspective image with less light scattering, less blur, and excellent spatial angular q ability. On the other hand, when examining a subject with poor X-ray penetration as shown in FIG. 3(B), a thick scintillator plate 5 is used to increase X-ray sensitivity since there are few X-rays that affect humans. . In this case, the amount of light scattering increases, resulting in a lot of blur,
This results in a fluoroscopic image with poor spatial resolution, but this does not pose a particular problem since the required level of spatial resolution is generally low for subjects with poor X-ray penetration.
またシンチレータプレート５の前面には、Ｘ線を選択的
に透過すると共に光を反射する反射膜が塗布され、シン
チレータプレート５．ファイバプレート３及びフェース
プレート１３の側面にはＸ線、光等の電磁波を反射する
反射膜が塗布される。Further, a reflective film that selectively transmits X-rays and reflects light is coated on the front surface of the scintillator plate 5. A reflective film that reflects electromagnetic waves such as X-rays and light is coated on the side surfaces of the fiber plate 3 and the face plate 13.
次に電子ズーミングについて第４図を参照して説明する
。この電子ズーミングは電子銃１１から射出された電子
ビームの偏向量を前記集束・偏向コイル２１によって変
化させて、電子ビームが走査するターゲット１７の面積
を変更するものである。例えば、通常エリアＢを走査し
ているものとすると、エリアＡを走査するように走査面
積を拡大すると、この走査によって得られる透視画像を
ＣＲＴ画面４３ａで目視するときにはエリアＢの透視画
像より画像領域が拡大されて、すなわち被検体が縮小さ
れ・て表示されることになる。また、反対にエリアＣを
走査するように走査面積を縮小すると、この走査によっ
て得られる透視画像は、画像領域が縮小されて、すなわ
ち被検体が拡大されて表示される。従って、この電子ズ
ーミングを用いると機構的に動作させることなく、被検
体の細部を拡大して、あるいは縮小して被検体の全体像
を観察することができるようになる。Next, electronic zooming will be explained with reference to FIG. In this electronic zooming, the amount of deflection of the electron beam emitted from the electron gun 11 is changed by the focusing/deflection coil 21, thereby changing the area of the target 17 scanned by the electron beam. For example, if area B is normally scanned, if the scanning area is expanded to scan area A, when the fluoroscopic image obtained by this scanning is viewed on the CRT screen 43a, the image area will be larger than the fluoroscopic image of area B. is enlarged, that is, the subject is displayed in a reduced size. On the other hand, when the scanning area is reduced so as to scan area C, the fluoroscopic image obtained by this scanning is displayed with the image area reduced, that is, with the subject being enlarged. Therefore, by using this electronic zooming, it becomes possible to enlarge or reduce the details of the subject to observe the entire image of the subject without mechanically operating the subject.
次に、本発明に係るＸ線検査システム３ｏについて第５
図を参照して説明する。Next, the fifth section regarding the X-ray inspection system 3o according to the present invention will be explained.
This will be explained with reference to the figures.
Ｘ線遮蔽箱３１は、内部からのＸ線の漏洩を防止すると
共に外部からの光等の内部への侵入を遮蔽する。このＸ
線遮蔽箱３１の内部には、図示しない被検体を載置する
載置台３３と、この載置台３３の所定位置に載置される
被検体にＸ線を照射するＸ線管３５と、この被検体を透
過したＸ線を検出するＸ線撮像部３７が内装される。ま
たこのＸ線撮像部３７には、放射線検出装置が内蔵され
る。The X-ray shielding box 31 prevents leakage of X-rays from the inside and also blocks light and the like from entering the inside from the outside. This X
Inside the radiation shielding box 31, there is a mounting table 33 on which a subject (not shown) is placed, an X-ray tube 35 that irradiates the subject placed at a predetermined position on the mounting table 33, and an X-ray tube 35 for irradiating the subject with X-rays. An X-ray imaging section 37 that detects X-rays that have passed through the specimen is installed inside. Further, this X-ray imaging section 37 has a built-in radiation detection device.
コントロールユニット３つは、前記Ｘ線撮像部３７と接
続されて、該Ｘ線撮像部３７の動作等の制御を行うカメ
ラコントローラ３９ａと、放射線検出装置による電子ズ
ームの制御を行う電子ズムコントローラ３９ｂとを備え
ている。The three control units include a camera controller 39a that is connected to the X-ray imaging section 37 and controls the operation of the X-ray imaging section 37, and an electronic rhythm controller 39b that controls electronic zoom by the radiation detection device. It is equipped with
画像処理ユニット４１は、接続されるコントロールユニ
ット３９を介して人力される透視画像に各種補正等の画
像処理を施してＣＲＴ４３へ出力して、ＣＲＴ画面４３
ａへ表示させる。The image processing unit 41 performs image processing such as various corrections on the manually inputted fluoroscopic image via the connected control unit 39, outputs it to the CRT 43, and displays the image on the CRT screen 43.
Display it on a.
次に他の実施例について第６図を参照して説明する。尚
、本実施例では、ビジコンチューブ１の構或については
第１図に示したと同様であり、同一番号を付して詳細な
説明を省略する。Next, another embodiment will be described with reference to FIG. In this embodiment, the structure of the vidicon tube 1 is the same as that shown in FIG. 1, so the same reference numerals are given and detailed explanation will be omitted.
本実施例においては、前記ビジコンチューブ１のフェー
スプレート１３前面に変換手段及び導光手段としてのシ
ンチレーヨンファイバプレート７を密着して固設してな
る。In this embodiment, a scintillary fiber plate 7 serving as a converting means and a light guiding means is closely fixed to the front surface of the face plate 13 of the vidicon tube 1.
また、このシンチレーションファイバプレート７は、多
数の短軸状のシンチレーションファイバの軸方向を一方
向に揃えて、かつ密接して板状に形威したものであって
、このシンチレーションファイバのコア部またはコア部
とクラッド部とを透明で放１・１線捕捉効率に優れた、
例えばＴｂ２ｏ３ドーブ等によって形成されるシンチレ
ー夕によって構成する。The scintillation fiber plate 7 has a plate-like shape in which the axial directions of a large number of short-axis scintillation fibers are aligned in one direction, and the scintillation fibers are closely spaced. The part and cladding part are transparent and have excellent radiation 1/1 ray capture efficiency.
For example, it is constituted by a scintillator formed of a Tb2o3 dove or the like.
このシンチレーションファイ／くについては、Ｉ Ｅ
Ｅ Ｅ Ｔ ｒａｎｓａｃｔｌｏｎ ｏｎ Ｎ
ｕｃｌｅａｒＳ ｃｌｅｎｃｅ，
Ｖｏｌ，ＮＳ−３０，Ｎｏ．１，Ｆｅｂ．１９８３年
Ａ Ｓｃｊｎｔｉｌｌａｔｌｎｇ Ｇｌａｓｓ，
Ｆｉｂｅｒ−ｏｐｔｉｃｐｌａｔｅ ｉｌｌａｇ
ｉｎｇ ｓｙｓｔｅｍ ｒｏｒ ａｃｔｉｖ
ｅ ｔａｒｇｅｔ ａｎｄ ｔｒａｅｋｌｎｇ
ａｐｐ＋ｔｃａｔｔｏｎｓ．−ｉｎ ｈｉｇｈ
ｅｎｅｒｇｙ ｐｈｙｓｉｃｓ ｅｘｐｅｒｉ
ｍｅｎｔｓに詳しい。Regarding this scintillation file, please refer to IE
E E T transactlon on N
uclearScience, Vol, NS-30, No. 1, Feb. 1983A Scjntillatlng Glass,
Fiber-optic plate illustration
ing system ror active
e target and traeklng
app+tcattons. -in high
energy physics experiment
I am familiar with ments.
このように構成することによって第１図に示す実施例と
比較して接合面が一箇所減るので接合而における反射に
よる損失を減少することができると共に、ファイバプレ
ート３とシンチレータ５との接合工程を省略することが
できる等の利点がある。With this configuration, there is one less bonding surface compared to the embodiment shown in FIG. It has the advantage that it can be omitted.
尚、シンチレーションファイバプレート７の前面にはＸ
線を還択的に透過すると共に光を反射する反射膜が塗布
され、またシンチレーションファイバプレート７及びフ
ェースプレート］−３の側面にはＸ線、光等の電磁波を
反射する反射膜が塗布されて、効率の向上が計られてい
る。In addition, there is an X on the front side of the scintillation fiber plate 7.
A reflective film that selectively transmits radiation and reflects light is coated, and a reflective film that reflects electromagnetic waves such as X-rays and light is coated on the sides of the scintillation fiber plate 7 and face plate]-3. , efficiency is expected to improve.
尚、上述したファイバプレート３及びシンチレーション
ファイバプレート７でそれぞれ用いられる光ファイバ及
びシンチレーションファイバの形状を、軸方向に同一径
としたが、本発明はこれに限定されることなく、例えば
第７図及び第８図に示すようなテーバファイバを用いて
も良い。Although the optical fibers and scintillation fibers used in the fiber plate 3 and the scintillation fiber plate 7 described above have the same diameter in the axial direction, the present invention is not limited to this, and for example, as shown in FIGS. A Taber fiber as shown in FIG. 8 may also be used.
すなわち第７図は第１図に対応するものであって、シン
チレータプレート５とフェースプレート１３との間に配
設されるファイバプレート３ａを構成する光ファイバの
形状を、該光ファイバの軸方向一側端の口径を他側端の
口径より大あるいは小となるように形成するものであっ
て、コア部の口径も光ファイバの口径の変更に比例して
大あるいは小となる。さらに第７図（Ａ）は、光ファイ
バの口径をフェースプレート１３側で小となるように構
成したものであって視野の拡大に用い，第７図（Ｂ）は
、同フェースプレート１３側で大となるよう構成したも
のであって空間分解能の向上に寄与するものである。That is, FIG. 7 corresponds to FIG. 1, and the shape of the optical fiber constituting the fiber plate 3a disposed between the scintillator plate 5 and the face plate 13 is adjusted so that the shape of the optical fiber is aligned in the axial direction of the optical fiber. The diameter of the side end is formed to be larger or smaller than the diameter of the other end, and the diameter of the core portion also becomes larger or smaller in proportion to the change in the diameter of the optical fiber. Further, FIG. 7(A) shows a configuration in which the diameter of the optical fiber is made smaller on the face plate 13 side, and is used for expanding the field of view, and FIG. It is constructed to have a large size and contributes to improving spatial resolution.
また、同様に第８図は第６図に対応するものであって、
フェースプレート１３前面に配設されるシンチレーショ
ンファイバプレート７を構成するシンチレーションファ
イバの一側の口径を他側より大あるいは小とするもので
ある。前記第７図で示すと同様に、第８図（Ａ）はシン
チレーションファイバの口径をフェースプレート１３側
で小となるように構成して視野の拡大用として、第８図
（Ｂ）は同フェースプレート１３側で大となるように構
威して空間分解能の向上用としてそれぞれ効果を奏する
。Similarly, FIG. 8 corresponds to FIG. 6, and
The diameter of one side of the scintillation fibers constituting the scintillation fiber plate 7 disposed in front of the face plate 13 is made larger or smaller than the other side. Similarly to the case shown in FIG. 7, FIG. 8(A) shows a configuration in which the diameter of the scintillation fiber is made smaller on the face plate 13 side to enlarge the field of view, and FIG. 8(B) shows the same face plate. They are arranged to be larger on the plate 13 side and are effective in improving spatial resolution.
上述してきたように、本実施例によればＸ線に対する感
度を高めることができたので、その分ＦＳＤを大きくと
ることができる。As described above, according to this embodiment, the sensitivity to X-rays can be increased, so the FSD can be increased accordingly.
従って
ＳＳＤ
ボケ量一 ×（焦点の大きさ）ＦＳＤ−
ＳＳＤ
但し、ＳＳＤ：被検体とセンサ面との距離からも明らか
なように、ボケｆｆｉ（半影径）のＸ線管焦点の大きさ
による影響を小さくすることができ、またより大きな被
検体に対する検査も可能となる。Therefore, SSD blur amount 1 × (focal point size) FSD−
SSD However, as is clear from the distance between the object and the sensor surface, SSD can reduce the influence of the size of the X-ray tube focal point on the blur ffi (penumbra diameter), and can also be used for larger objects. Testing will also be possible.
［発明の効果］
以上説明したように、本発明の放射線検出装置は光導電
形撮像管に変換手段と導光手段とを密着して設けるよう
にしたので、高感度でかつ空間分解能に優れ、さらには
光導電形撮像管による電子ズーミングも可能となる等の
効果を奏するものである。[Effects of the Invention] As explained above, the radiation detection device of the present invention has a photoconductive image pickup tube with a conversion means and a light guide means in close contact with each other, so it has high sensitivity and excellent spatial resolution. Furthermore, it is possible to perform electronic zooming using a photoconductive image pickup tube.
第１図は本発明に係る放射線検出装置の構成を示す一部
切欠断面図、第２図は第１図で使用されるファイバプレ
ートの構戊を示す斜視図、第３図はシンチレータプレー
トの板厚と空間分解能との関係を説明する図、第４図は
電子ズーミングを説明する図、第５図は本発明の放射線
検出装置を用いたＸ線検査システムの構戊を示す図、第
６図は他の実施例の構成を示す一部切欠断面図、第７図
、第８図はテーバファイバの使用例を示す図、第９図は
従来のビジコンチューブの外観を示す斜視図、第１０図
は従来のＸ線イメージングデバイスの構或を示す斜視図
、第１１図はＦＳＤと半影との関係を示す図である。
１・・・ビジコンチューブ
３・・・ファイバプレート
５・・・シンチレータプレートFig. 1 is a partially cutaway sectional view showing the configuration of the radiation detection device according to the present invention, Fig. 2 is a perspective view showing the structure of the fiber plate used in Fig. 1, and Fig. 3 is a scintillator plate. FIG. 4 is a diagram explaining the relationship between thickness and spatial resolution. FIG. 4 is a diagram explaining electronic zooming. FIG. 5 is a diagram showing the configuration of an X-ray inspection system using the radiation detection device of the present invention. FIG. is a partially cutaway sectional view showing the configuration of another embodiment, FIGS. 7 and 8 are views showing an example of the use of Taber fiber, FIG. 9 is a perspective view showing the appearance of a conventional vidicon tube, and FIG. 10 1 is a perspective view showing the structure of a conventional X-ray imaging device, and FIG. 11 is a diagram showing the relationship between FSD and penumbra. 1...Vidicon tube 3...Fiber plate 5...Scintillator plate
Claims (1)
変換手段と、 この変換手段で光に変換された光を所定の方向へ導く導
光手段と、 この導光手段と密着して配設され当該導光手段を介して
入射する光の光量に応じた電気信号を出力する光導電形
撮像管と を有することを特徴とする放射線検出装置。[Scope of Claims] Conversion means for converting incident radiation into light having an amount corresponding to the radiation dose; Light guide means for guiding the light converted by the conversion means to a predetermined direction; and This light guide means. 1. A radiation detection device comprising: a photoconductive image pickup tube disposed in close contact with a photoconductive image pickup tube that outputs an electrical signal according to the amount of light incident through the light guiding means.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP15210589A JPH0318786A (en) | 1989-06-16 | 1989-06-16 | Radiation detector |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP15210589A JPH0318786A (en) | 1989-06-16 | 1989-06-16 | Radiation detector |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0318786A true JPH0318786A (en) | 1991-01-28 |
Family
ID=15533164
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP15210589A Pending JPH0318786A (en) | 1989-06-16 | 1989-06-16 | Radiation detector |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0318786A (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002505794A (en) * | 1997-06-13 | 2002-02-19 | ガタン・インコーポレーテッド | Method and apparatus for improving resolution and reducing noise of an electron microscope image detector |
| JP2009085776A (en) * | 2007-09-28 | 2009-04-23 | Japan Science & Technology Agency | Tool for imaging in-vivo information and its use |
-
1989
- 1989-06-16 JP JP15210589A patent/JPH0318786A/en active Pending
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002505794A (en) * | 1997-06-13 | 2002-02-19 | ガタン・インコーポレーテッド | Method and apparatus for improving resolution and reducing noise of an electron microscope image detector |
| JP2009085776A (en) * | 2007-09-28 | 2009-04-23 | Japan Science & Technology Agency | Tool for imaging in-vivo information and its use |
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