JPH0471347B2 - - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、放射線像検出方法に関するものであ
る。さらに詳しくは、本発明は、放射線像変換パ
ネルと感光素子との組み合わせを利用する放射線
像検出方法に関するものである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The present invention relates to a radiation image detection method. More specifically, the present invention relates to a radiation image detection method that utilizes a combination of a radiation image conversion panel and a photosensitive element.
従来、被写体の放射線像を検出して画像として
得る方法としては、銀塩感光材料からなる乳剤層
を有する放射線写真フイルムと増感紙（増感スク
リーン）とを組み合わせた、いわゆる放射線写真
法が利用されている。上記従来の放射線写真法に
かわる方法の一つとして、たとえば、米国特許第
3859527号明細書および特開昭55−12145号公報等
に記載されているような輝尽性蛍光体を利用する
放射線像変換方法が知られている。この方法は、
被写体を透過した放射線、あるいは被写体から発
せられた放射線を輝尽性蛍光体に吸収させ、その
のちにこの蛍光体を可視光線および赤外線などの
電磁波（励起光）で時系列的に励起することによ
り、蛍光体中に蓄積されている放射線エネルギー
を蛍光（輝尽発光）として放出させ、この蛍光を
検出することからなるものである。 Conventionally, the so-called radiographic method, which combines a radiographic film with an emulsion layer made of a silver salt photosensitive material and an intensifying screen, has been used to detect a radiation image of a subject and obtain it as an image. has been done. As an alternative to the conventional radiographic method mentioned above, for example, US Pat.
2. Description of the Related Art Radiation image conversion methods using photostimulable phosphors are known, such as those described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 3859527 and Japanese Patent Application Laid-Open No. 12145/1983. This method is
By making a stimulable phosphor absorb the radiation that has passed through the subject or the radiation emitted from the subject, and then excited this phosphor in a time-series manner with electromagnetic waves (excitation light) such as visible light and infrared rays. This method consists of emitting radiation energy stored in a phosphor as fluorescence (stimulated luminescence) and detecting this fluorescence.
これまでのところ、放射線像変換方法において
放射線像の検出は、輝尽性蛍光体が含有された放
射線像変換パネル（蓄積性蛍光体シート）を用い
て、この放射線像変換パネルに蓄積された放射線
のエネルギー像を放射線像読出（読取）装置によ
つて光電的に読み出して行なうことが提案されて
いる。 So far, in the radiation image conversion method, radiation image detection has been carried out using a radiation image conversion panel (stimulable phosphor sheet) containing a stimulable phosphor. It has been proposed to photoelectrically read out the energy image of the image using a radiation image reading device.
上記放射線像変換方法に用いられる放射線像変
換パネルは、基本構造として、支持体とその片面
に設けられた蛍光体層とからなるものである。な
お、この蛍光体層の支持体とは反対側の表面（支
持体に面していない側の表面）には一般に、透明
な保護膜が設けられていて、蛍光体層を化学的な
変質あるいは物理的な衝撃から保護している。 The radiation image conversion panel used in the radiation image conversion method described above has a basic structure consisting of a support and a phosphor layer provided on one side of the support. Note that a transparent protective film is generally provided on the surface of the phosphor layer opposite to the support (the surface not facing the support) to protect the phosphor layer from chemical deterioration or Protects from physical impact.
また、放射線像読出装置においては、通常、特
開昭56−11395号公報などに開示されているよう
に、光検出器として光電子増倍管が用いられてお
り、この光電子増倍管の先端には、放射線像変換
パネルの表面から放出される蛍光を集光して光検
出器に導くための導光性シートが設けられてい
る。 Furthermore, in radiation image reading devices, a photomultiplier tube is usually used as a photodetector, as disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 11395/1983, and the tip of the photomultiplier tube is is provided with a light guide sheet for condensing fluorescence emitted from the surface of the radiation image conversion panel and guiding it to a photodetector.
すなわち、被写体を透過した放射線、あるいは
被検体から発せられた放射線は放射線像変換パネ
ルの蛍光体層に吸収されて、パネル上には被写体
あるいは被検体の放射線像が放射線エネルギーの
蓄積像として形成される。次にこのパネルに形成
された蓄積像は、放射線像読出装置において、可
視光線および赤外線などの電磁波（励起光）で励
起することにより、輝尽発光（蛍光）として放射
される。放射された蛍光は導光性シート内を導か
れたのち、光電子増倍管により光電的に読取られ
て電気信号に変換され、得られた電気信号から、
被写体もしくは被検体の放射線像を画像化するこ
とができる。 In other words, the radiation transmitted through the subject or the radiation emitted from the subject is absorbed by the phosphor layer of the radiation image conversion panel, and a radiation image of the subject or subject is formed on the panel as an image of accumulated radiation energy. Ru. Next, the accumulated image formed on this panel is excited by electromagnetic waves (excitation light) such as visible light and infrared rays in a radiation image reading device, and is emitted as stimulated luminescence (fluorescence). The emitted fluorescence is guided through a light-guiding sheet, then photoelectrically read by a photomultiplier tube and converted into an electrical signal. From the obtained electrical signal,
A radiation image of a subject or a subject can be imaged.
上記放射線像変換方法によれば、従来の放射線
写真法を利用した場合に比較して、はるかに少な
い被曝線量で情報量の豊富な放射線画像を得るこ
とができるとの利点がある。従つて、この放射線
像変換方法は、特に医療診断を目的とするＸ線撮
影などの直接医療用放射線撮影において利用価値
が非常に高いものである。 The radiation image conversion method has the advantage that it is possible to obtain a radiation image rich in information with a much lower exposure dose than when conventional radiography is used. Therefore, this radiation image conversion method has a very high utility value especially in direct medical radiography such as X-ray photography for the purpose of medical diagnosis.
しかしながら、上記放射線像変換パネルの読出
しは、従来はレーザー光などのビーム径の小さな
光をパネルに時系列的に照射して、すなわちレー
ザー光で走査（主走査あるいは副走査）して、こ
の時パネルから放出される蛍光を光電子増倍管な
どの光検出器を用いて検出し、電気信号に変換す
ることにより行なわれており、この読出し操作に
は無視できない時間（数十秒）を要している。 However, the reading of the radiation image conversion panel has conventionally been carried out by irradiating the panel with light with a small beam diameter such as a laser beam in time series, that is, by scanning (main scanning or sub-scanning) with the laser beam. This is done by detecting the fluorescence emitted from the panel using a photodetector such as a photomultiplier tube and converting it into an electrical signal, and this readout operation takes a non-negligible amount of time (several tens of seconds). ing.
また、放射線像変換パネルの読出しにおいて
は、励起光の照射された放射線像変換パネルの各
蛍光体粒子群から時系列的に放出される蛍光を検
出するために、通常、励起光の照射下でパネルの
移送が行なわれている（副走査あるいは主走査）。
従つて、放射線像変換パネルに蓄積されている放
射線像の検出（読出し）操作が煩雑なものとなつ
ている。 In addition, when reading out a radiation image conversion panel, in order to detect the fluorescence emitted in time series from each phosphor particle group on the radiation image conversion panel irradiated with excitation light, it is usually The panel is being moved (sub-scan or main scan).
Therefore, the operation for detecting (reading) the radiation image stored in the radiation image conversion panel has become complicated.
さらに、放射線像変換パネルから放出される蛍
光を効率よく検出するために光電子増倍管と組合
わせて導光性シートなどを用いた場合には、読出
装置は複雑なものとなり、操作上の問題が生じや
すい。 Furthermore, if a light-guiding sheet or the like is used in combination with a photomultiplier tube to efficiently detect fluorescence emitted from a radiation image conversion panel, the readout device becomes complicated and operational problems arise. is likely to occur.
従つて、本発明は、輝尽性蛍光体を利用する放
射線像変換方法における上記のような問題点の解
決された、あるいは欠点の低減した放射線像検出
方法を提供することをその主な目的とするもので
ある。 Therefore, the main object of the present invention is to provide a radiation image detection method in which the above-mentioned problems in radiation image conversion methods using stimulable phosphors are solved or the drawbacks are reduced. It is something to do.
上記の目的は、被写体を透過した、あるいは被
検体から発せられた放射線を、輝尽性蛍光体を含
有してなる蛍光体層を有する放射線像変換パネル
に吸収させ、次いで該パネルと、その輝尽性蛍光
体が発する輝尽光を透過させ、励起光を透過させ
ない絶縁層、あるいは輝尽光を透過させる絶縁層
と輝尽光を透過させ、励起光を透過させないフイ
ルター層との積層体の上に多数の感光素子が規則
的に二次元的に配列されてなる光検出器とを、そ
の絶縁層あるいは積層体がパネルと対面するよう
に重ね合せたのち、該パネルに電磁波（励起光）
を照射して、該パネルに蓄積されている放射線エ
ネルギーを輝尽光として放出させ、この輝尽光を
該光検出器により光電的に読み取ることからなる
本発明の放射線像検出方法により達成することが
できる。 The above purpose is to absorb the radiation transmitted through the subject or emitted from the subject into a radiation image conversion panel having a phosphor layer containing a stimulable phosphor, and then to absorb the radiation transmitted through the subject or emitted from the subject. An insulating layer that transmits stimulated light emitted by a stimulable phosphor but does not transmit excitation light, or a laminate of an insulating layer that transmits stimulated light and a filter layer that transmits stimulated light but does not transmit excitation light. A photodetector consisting of a large number of photosensitive elements regularly arranged two-dimensionally is placed on top of the panel so that its insulating layer or laminate faces the panel, and then electromagnetic waves (excitation light) are applied to the panel.
This is achieved by the radiation image detection method of the present invention, which comprises emitting the radiation energy stored in the panel as photostimulated light, and photoelectrically reading this stimulated light with the photodetector. I can do it.
すなわち、本発明の検討によれば、被写体を透
過した、あるいは被検体から発せられたＸ線など
の放射線を放射線像変換パネルの輝尽性蛍光体に
吸収させたのち、この放射線像変換パネルを多数
の感光素子からなる光検出器に重ね合わせ、次い
でパネルに輝尽性蛍光体の励起波長領域の光を照
射することにより、該パネルから発せられる蛍光
（輝尽発光）を該感光素子で受光して電気信号に
変換することができ、被写体もしくは被検体の放
射線像に関する画像情報を直接に電気信号として
得ることができることが判明した。 That is, according to the study of the present invention, after radiation such as X-rays transmitted through the subject or emitted from the subject is absorbed by the stimulable phosphor of the radiation image conversion panel, the radiation image conversion panel is By superimposing the panel on a photodetector consisting of a large number of photosensitive elements and then irradiating the panel with light in the excitation wavelength range of the photostimulable phosphor, the photosensitive elements receive the fluorescence emitted from the panel (stimulated luminescence). It has been found that image information related to the radiation image of a subject or a subject can be directly obtained as an electrical signal.
従つて、本発明の放射線像検出方法によれば、
これまでに提案されている放射線像の読出し方法
と比較して、光検出器として感光素子が用いられ
るために、放射線画像情報は励起光の照射下にお
いて多数の感光素子の各画素当たりの電気信号と
して得ることができ、放射線像の検出時間を大幅
に短縮することができるものである。 Therefore, according to the radiation image detection method of the present invention,
Compared to the radiation image readout methods proposed so far, since a photosensitive element is used as a photodetector, radiation image information is generated by electrical signals per pixel of a large number of photosensitive elements under irradiation with excitation light. The detection time of a radiation image can be significantly shortened.
また、光検出器を、多数の感光素子から構成し
て放射線像変換パネルと同等の大きさを有するよ
うにし、読み出しにおいてはこの光検出器と放射
線像変換パネルとを密着するように重ね合わせて
操作することにより、励起光の照射下でパネル表
面から放出される蛍光はこのパネルに隣接する多
数の感光素子の各画素において検出されるため、
従来の放射線像変換パネルの読出し操作における
ようなパネルの移送を行なう必要がなく、放射線
像の検出操作が簡略化されるものである。 In addition, the photodetector is made up of a large number of photosensitive elements and has the same size as the radiation image conversion panel, and during readout, the photodetector and the radiation image conversion panel are overlapped so as to be in close contact with each other. By this operation, the fluorescence emitted from the panel surface under the irradiation of excitation light is detected at each pixel of a large number of photosensitive elements adjacent to this panel.
There is no need to move the panel as in the conventional radiation image conversion panel readout operation, and the radiation image detection operation is simplified.
さらに、従来のようにパネル表面から放出され
た蛍光を集光するための導光性シート等を設置す
る必要がないため、読出装置を小型化することが
可能であり、前記のような放射線像変換パネルの
読出し操作において、パネルあるいは検出器の機
械的搬送などにより生じている画質への悪影響等
の問題を解消することができる。 Furthermore, unlike conventional methods, there is no need to install a light-guiding sheet to collect the fluorescent light emitted from the panel surface, so it is possible to downsize the readout device, making it possible to capture the radiation image as described above. In the reading operation of the conversion panel, it is possible to eliminate problems such as adverse effects on image quality caused by mechanical transportation of the panel or detector.
このことはまた、被写体を透過したもしくは被
検体から発せられた放射線の強度が弱い場合に
も、その放射線像を高感度で検出することができ
ることを意味し、たとえば、オートラジオグラフ
イーなどの測定にも有効に利用することが可能で
ある。 This also means that even if the intensity of the radiation transmitted through or emitted from the subject is weak, the radiation image can be detected with high sensitivity; for example, in measurements such as autoradiography. It can also be used effectively.
以下に本発明を詳しく説明する。 The present invention will be explained in detail below.
本発明に用いられる光検出器は、多数の感光素
子が水平方向に規則的に二次元的に配列されて平
面を形成しているものである。光検出器に用いら
れる感光素子は、たとえば、蛍光体層から放射さ
れる蛍光を受光するための受光部と、受光部で光
電変換されて得られる電荷を電気信号として時系
列的に出力させるための転送部とからなり、感光
素子としてはアモルフアス半導体などを用いた公
知の固体撮像素子を利用することができる。 The photodetector used in the present invention has a large number of photosensitive elements regularly arranged two-dimensionally in the horizontal direction to form a plane. A photosensitive element used in a photodetector includes, for example, a light receiving part for receiving fluorescence emitted from a phosphor layer, and a time series output of electric charges obtained through photoelectric conversion in the light receiving part as an electric signal. A known solid-state image sensor using an amorphous semiconductor or the like can be used as the photosensitive element.
そのような固体撮像素子の例としては、MOS
（Metal Oxide Semiconducter）、CCD（Charged
Coupled Device）、BBD（Bucket Brigade
Device）、CID（Charge Isolated Device）など
のセンサが挙げられる。これらのうちで特に好ま
しいものはMOSである。また、この固体撮像素
子に使用される光導電材料としては、アモルフア
スシリコン（α−Si）、ZnO、CdSなどが挙げら
れる。 An example of such a solid-state image sensor is MOS
(Metal Oxide Semiconductor), CCD (Charged
Coupled Device), BBD (Bucket Brigade)
Examples include sensors such as CID (Charge Isolated Device) and CID (Charge Isolated Device). Among these, MOS is particularly preferred. In addition, examples of photoconductive materials used in this solid-state imaging device include amorphous silicon (α-Si), ZnO, and CdS.
この光検出器の放射線像変換パネルと接する側
には絶縁層が設けられる。絶縁層の材料として
は、たとえばガラス、透明高分子物質などの光透
過性であつてかつ絶縁性物質が挙げられる。この
絶縁層は、放射線像変換パネルに含まれる輝尽性
蛍光体の輝尽発光の波長領域の光のみを透過し、
励起光の波長領域の光をカツトするようなフイル
ターとしての機能を有することが望ましい。この
ような絶縁層の光フイルターとしての機能は、た
とえば、絶縁層を上記のような光選択的透過性を
有する着色剤によつて着色することにより、付与
することができる。 An insulating layer is provided on the side of the photodetector that is in contact with the radiation image conversion panel. Examples of the material for the insulating layer include light-transmitting and insulating materials such as glass and transparent polymer materials. This insulating layer transmits only light in the wavelength range of stimulated luminescence of the photostimulable phosphor contained in the radiation image conversion panel,
It is desirable to have a function as a filter that cuts out light in the wavelength range of the excitation light. Such a function as an optical filter can be imparted to the insulating layer by, for example, coloring the insulating layer with a coloring agent having selective light transmittance as described above.
あるいは、絶縁層の上に上記のような光透過性
を有するフイルター層が設けられていてもよい。 Alternatively, a filter layer having optical transparency as described above may be provided on the insulating layer.
また、本発明に用いられる放射線像変換パネル
は、基本的には支持体と蛍光体層とからなるもの
であるが、蛍光体層が自己支持性である場合には
蛍光体層のみから構成されていてもよい。 Furthermore, the radiation image conversion panel used in the present invention basically consists of a support and a phosphor layer, but if the phosphor layer is self-supporting, it may be composed only of the phosphor layer. You can leave it there.
支持体としては、少なくとも励起光を透過する
ものが用いられ、従来の放射線写真法における増
感紙の支持体として用いられている各種の材料か
ら好適に選ぶことができる。そのような材料の例
としては、セルロースアセテート、ポリエステ
ル、ポリエチレンテレフタレートなどのプラスチ
ツク物質のフイルムなどを挙げることができる。 The support used is one that transmits at least excitation light, and can be suitably selected from various materials used as supports for intensifying screens in conventional radiography. Examples of such materials include films of plastic materials such as cellulose acetate, polyester, polyethylene terephthalate, and the like.
蛍光体層は、一般的には輝尽性蛍光体の粒子を
分散状態で含有支持する結合剤からなる層であ
る。 The phosphor layer is generally a layer made of a binder containing and supporting particles of a stimulable phosphor in a dispersed state.
本発明において使用する輝尽性蛍光体は、先に
述べたように放射線を照射したのち、励起光を照
射すると輝尽発光を示す蛍光体であるが、実用的
な面からは波長が400〜800nmの範囲にある励起
光によつて300〜500nmの波長範囲の輝尽発光を
示す蛍光体であることが望ましい。そのような輝
尽性蛍光体の例としては、
米国特許第3859527号明細書に記載されている
SrS：Ce，Sm，、SrS：Eu，Sm、ThO2：Er、お
よびLa2O2S：Eu，Smなどの組成式で表わされ
る蛍光体、
特開昭55−12142号公報に記載されている
ZnS：Cu，Pb、BaO・xAl2O3：Eu［ただし、0.8
≦ｘ≦10］、および、M2+O・xSiO2：Ａ［ただし、
M2+はMg、Ca、Sr、Zn、Cd、またはBaであり、
ＡはCe、Tb、Eu、Tm、Pb、Tl、Bi、または
Mnであり、ｘは、0.5≦ｘ≦2.5である］などの
組成式で表わされる蛍光体、
特開昭55−12143号公報に記載されている
（Ba1-x-y，Mgx，Cay）FX：aHu2+〔ただし、Ｘ
はClおよびBrのうちの少なくとも一つであり、
ｘおよびｙは、０＜ｘ＋ｙ≦0.6、かつxy≠０で
あり、ａは、10-6≦ａ≦５×10-2である］の組成
式で表わされる蛍光体、
特開昭55−12144号公報に記載されている
LnOX：xA〔ただし、LnはLa、Ｙ、Gd、および
Luのうちの少なくとも一つ、ＸはClおよびBrの
うちの少なくとも一つ、ＡはCeおよびTbのうち
の少なくとも一つ、そして、ｘは、０＜ｘ＜0.1
である］の組成式で表わされる蛍光体、
特開昭55−12145号公報に記載されている
（Ba1-x，M〓x）FX：yA［ただし、M〓はMg、
Ca、Sr、Zn、およびCdのうちの少なくとも一
つ、ＸはCl、Br、およびＩのうちの少なくとも
一つ、ＡはEu、Tb、Ce、Tm、Dy、Pr、Ho、
Nd、Yb、およびErのうち少なくとも一つ、そし
てｘは、０≦ｘ≦0.6、ｙは、０≦ｙ≦0.2であ
る］の組成式で表わされる蛍光体、
特開昭55−160078号公報に記載されているM〓
FX・xA：yLn［ただし、M〓はBa、Ca、Sr、
Mg、Zn、およびCdのうちの少なくとも一種、Ａ
はBeO、MgO、CaO、SrO、BaO、ZnO、
Al2O3、Y2O3、La2O3、In2O3、SiO2、TlO2、
ZrO2、GeO2，SnO2、Nb2O5、Ta2O5、および
ThO2のうちの少なくとも一種、LnはEu、Tb、
Ce、Tm、Dy、Pr、Ho、Nd、Yb、Er、Sm、
およびGdのうち少なくとも一種、ＸはCl，Br、
およびＩのうちの少なくとも一種であり、ｘおよ
びｙはそれぞれ５×10-5≦ｘ≦0.5、および０＜
ｙ≦0.2である〕の組成式で表わされる蛍光体、
特開昭55−116777号公報に記載されている
（Ba1-x，M〓x）F2・aBaX2：yEu、zA［ただし、
M〓はベリリウム、マグネシウム、カルシウム、
ストロンチウム、亜鉛、およびカドミウムのうち
の少なくとも一種、Ｘは塩素、臭素、および沃素
のうちの少なくとも一種、Ａはジルコニウムおよ
びスカンジウムのうちの少なくとも一種であり、
ａ、ｘ、ｙ、およびｚはそれぞれ0.5≦ａ≦1.25、
０≦ｘ≦１、10-6≦ｙ≦２×10-1、および０＜ｚ
≦10-2である］の組成式で表わされる蛍光体、
特開昭57−23673号公報に記載されている
（Ba1-x，M〓x）F2・aBaX2：yEu、zB〔ただし、
M〓はベリリウム、マグネシウム、カルシウム、
ストロンチウム、亜鉛、およびカドミウムのうち
の少なくとも一種、Ｘは塩素、臭素、および沃素
のうちの少なくとも一種であり、ａ、ｘ、ｙ、お
よびｚはそれぞれ0.5≦ａ≦1.25、０≦ｘ≦１、
10-6≦ｙ≦２×10-1、および０＜ｚ≦２×10-2で
ある］の組成式で表わされる蛍光体、
特開昭57−23675号公報に記載されている
（Ba1-x，M〓x）F2・aBaX2：yEu、zA［ただし、
M〓はベリリウム、マグネシウム、カルシウム、
ストロンチウム、亜鉛、およびカドミウムのうち
の少なくとも一種、Ｘは塩素、臭素、および沃素
のうちの少なくとも一種、Ａは砒素および硅素の
うちの少なくとも一種であり、ａ、ｘ、ｙ、およ
びｚはそれぞれ0.5≦ａ≦1.25、０≦ｘ≦１、10-6
≦ｙ≦２×10-1、および０＜ｚ≦10-1である］の
組成式で表わされる蛍光体、
本出願人による特願昭56−167498号明細書に記
載されているM〓OX：xCe［ただし、M〓はPr、
Nd，Pm，Sm，Eu，Tb，Dy，Ho、Er、Tm、
Yb、およびBiからなる群より選ばれる少なくと
も一種の三価金属であり、ＸはClおよびBrのう
ちのいずれか一方あるいはその両方であり、ｘは
０＜ｘ＜0.1である〕の組成式で表わされる蛍光
体、
本出願人による特願昭57−89875号明細書に記
載されているBa1-xMx/2Lx/2FX：yEu2+［ただし、
Ｍは、Li、Na、Ｋ、RbおよびCsからなる群より
選ばれる少なくとも一種のアルカリ金属を表わ
し；Ｌは、Sc、Ｙ、La、Ce、Pr、Nd、Pm、
Sm、Gd、Tb、、ｙ，Ho，Er，Tm、Yb、Lu、
Al、Ga、In、およびTlからなる群より選ばれる
少なくとも一種の三価金属を表わし；Ｘは、Cl、
Br、およびＩからなる群より選ばれる少なくと
も一種のハロゲンを表わし；そして、ｘは10-2≦
ｘ≦0.5、ｙは０＜ｙ≦0.1である］の組成式で表
わされる蛍光体、
本出願人による特願昭57−137374号明細書に記
載されているBaFX・xA：yEu2+［ただし、Ｘは、
Cl、Br、およびＩからなる群より選ばれる少な
くとも一種のハロゲンであり；Ａは、テトラフル
オロホウ酸化合物の焼成物であり；そして、ｘは
10-6≦ｘ≦0.1、ｙは０＜ｙ≦0.1である］の組成
式で表わされる蛍光体、
本出願人による特願昭57−158048号明細書に記
載されているBaFX・xA：yEu2+［ただし、Ｘは、
Cl、Br、およびＩからなる群より選ばれる少な
くとも一種のハロゲンであり；Ａは、ヘキサフル
オロケイ酸、ヘキサフルオロチタン酸およびヘキ
サフルオロジルコニウム酸の一価もしくは二価金
属の塩からなるヘキサフルオロ化合物群より選ば
れる少なくとも一種の化合物の焼成物であり；そ
して、ｘは10-6≦ｘ≦0.1、ｙは０＜１≦0.1であ
る］の組成式で表わされる蛍光体、
本出願人による特願昭57−166320号明細書に記
載されているBaFX・xNaX′：aEu2+［ただし、
ＸおよびX′は、それぞれCl、Br、およびＩのう
ちの少なくとも一種であり、ｘおよびａはそれぞ
れ０＜ｘ≦２、および０＜ａ≦0.2である］〕の組
成式で表わされる蛍光体、
本出願人による特願昭57−166696号明細書に記
載されているM〓FX・xNaX′：yEu2+：zA［ただ
し、M〓は、Ba、Sr、およびCaからなる群より
選ばれる少なくとも一種のアルカリ土類金属であ
り；ＸおよびX′は、それぞれCl、Br、およびＩ
からなる群より選ばれる少なくとも一種のハロゲ
ンであり；Ａは、Ｖ，Cr、Mn、Fe、Co、およ
びNiより選ばれる少なくとも一種の遷移金属で
あり、そして、ｘは０＜ｘ≦２、ｙは０＜ｙ≦
0.2、およびｚは０＜ｚ≦10-2である］の組成式
で表わされる蛍光体、
本出願人による特願昭57−184455号明細書に記
載されているM〓FX・aM〓X′・bM′〓X″2・cM〓
Ｘ3・xA：yEu2+［ただし、M〓はBa、Sr、およ
びCaからなる群より選ばれる少なくとも一種の
アルカリ土類金属であり；M〓はLi、Na、Ｋ、
Rb、およびCsからなる群より選ばれる少なくと
も一種のアルカリ金属であり；M′〓はBeおよび
Mgからなる群より選ばれる少なくとも一種の二
価金属であり；M〓はAl、Ga，In、およびTlか
らなる群より選ばれる少なくとも一種の三価金属
であり；Ａは金属酸化物であり、；ＸはCl、Br、
およびからなる群より選ばれる少なくとも一種
のハロゲンであり；X′、X″、およびＸは、Ｆ、
Cl、Br、およびからなる群より選ばれる少な
くとも一種のハロゲンであり；そして、ａは０≦
ａ≦２、ｂは０≦ｂ≦10-2、ｃは０≦ｃ≦10-2、
かつａ＋ｂ＋ｃ≧10-6であり；ｘは０＜ｘ≦0.5、
ｙは０＜ｙ≦0.2である］の組成式で表わされる
蛍光体、
などを挙げることができる。 The stimulable phosphor used in the present invention is a phosphor that exhibits stimulated luminescence when irradiated with radiation and then with excitation light as described above, but from a practical point of view, the wavelength is 400~ The phosphor is preferably a phosphor that exhibits stimulated luminescence in the wavelength range of 300 to 500 nm by excitation light in the 800 nm range. Examples of such stimulable phosphors include those described in U.S. Pat. No. 3,859,527.
Phosphors expressed by composition formulas such as SrS:Ce, Sm, SrS:Eu, Sm, ThO2 :Er, and La2O2S :Eu,Sm, as described in JP-A-55-12142. There is
ZnS: Cu, Pb, BaO・xAl 2 O 3 : Eu [however, 0.8
≦x≦10], and M 2+ O・xSiO 2 :A [however,
M 2+ is Mg, Ca, Sr, Zn, Cd, or Ba;
A is Ce, Tb, Eu, Tm, Pb, Tl, Bi, or
A phosphor represented by a composition formula such as Mn and x is 0.5≦x≦2.5] (Ba 1-xy , Mgx, Cay) FX described in Japanese Patent Application Laid-open No. 12143/1983: aHu 2+ [However, X
is at least one of Cl and Br,
A phosphor represented by the composition formula: x and y are 0<x+y≦0.6 and xy≠0, and a is 10 -6 ≦a≦5×10 -2 JP-A-12144-1987 stated in the issue
LnOX: xA [However, Ln is La, Y, Gd, and
At least one of Lu, X is at least one of Cl and Br, A is at least one of Ce and Tb, and x is 0<x<0.1
A phosphor represented by the composition formula of (Ba 1-x , M〓
At least one of Ca, Sr, Zn, and Cd, X is at least one of Cl, Br, and I, A is Eu, Tb, Ce, Tm, Dy, Pr, Ho,
A phosphor represented by a composition formula of at least one of Nd, Yb, and Er, and x is 0≦x≦0.6, and y is 0≦y≦0.2, JP-A-55-160078 M〓 written in
FX・xA: yLn [However, M〓 is Ba, Ca, Sr,
At least one of Mg, Zn, and Cd, A
are BeO, MgO, CaO, SrO, BaO, ZnO,
Al 2 O 3 , Y 2 O 3 , La 2 O 3 , In 2 O 3 , SiO 2 , TlO 2 ,
ZrO 2 , GeO 2 , SnO 2 , Nb 2 O 5 , Ta 2 O 5 , and
At least one of ThO 2 , Ln is Eu, Tb,
Ce, Tm, Dy, Pr, Ho, Nd, Yb, Er, Sm,
and at least one of Gd, X is Cl, Br,
and I, and x and y are respectively 5×10 -5 ≦x≦0.5 and 0<
y≦0.2], described in JP-A-55-116777, (Ba 1-x ,M〓 x )F 2・aBaX 2 : yEu, zA
M〓 is beryllium, magnesium, calcium,
at least one of strontium, zinc, and cadmium; X is at least one of chlorine, bromine, and iodine; A is at least one of zirconium and scandium;
a, x, y, and z are each 0.5≦a≦1.25,
0≦x≦1, 10 -6 ≦y≦2×10 -1 , and 0<z
≦10 -2 ], which is described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 57-23673 (Ba 1-x , M〓 x ) F 2・aBaX 2 : yEu, zB ,
M〓 is beryllium, magnesium, calcium,
at least one of strontium, zinc, and cadmium;
10 -6 ≦y≦2×10 -1 and 0<z≦2×10 -2 ] A phosphor is described in JP-A-57-23675 (Ba 1 -x , M〓 x )F 2・aBaX 2 :yEu, zA [however,
M〓 is beryllium, magnesium, calcium,
at least one of strontium, zinc, and cadmium; X is at least one of chlorine, bromine, and iodine; A is at least one of arsenic and silicon; a, x, y, and z are each 0.5 ≦a≦1.25, 0≦x≦1, 10 -6
≦y≦2×10 -1 and 0<z≦10 -1 ], M〓OX described in the specification of Japanese Patent Application No. 167498/1983 filed by the present applicant. :xCe[However, M〓 is Pr,
Nd, Pm, Sm, Eu, Tb, Dy, Ho, Er, Tm,
is at least one trivalent metal selected from the group consisting of Yb and Bi, X is one or both of Cl and Br, and x satisfies 0<x<0.1. The represented phosphor is Ba 1-x M x/2 L x/2 FX:yEu 2+ [However,
M represents at least one alkali metal selected from the group consisting of Li, Na, K, Rb and Cs; L represents Sc, Y, La, Ce, Pr, Nd, Pm,
Sm, Gd, Tb, y, Ho, Er, Tm, Yb, Lu,
represents at least one trivalent metal selected from the group consisting of Al, Ga, In, and Tl; X is Cl,
represents at least one halogen selected from the group consisting of Br, and I; and x is 10 -2 ≦
x≦0.5, y is 0<y≦0.1] BaFX xA:yEu 2+ [However, ,X is
is at least one halogen selected from the group consisting of Cl, Br, and I; A is a fired product of a tetrafluoroboric acid compound; and x is
10 -6 ≦x≦0.1, y is 0<y≦0.1] BaFX xA: yEu described in Japanese Patent Application No. 158048/1983 filed by the present applicant 2+ [However, X is
at least one halogen selected from the group consisting of Cl, Br, and I; A is a hexafluoro compound consisting of a monovalent or divalent metal salt of hexafluorosilicic acid, hexafluorotitanic acid, and hexafluorozirconic acid; and x is 10 -6 ≦x≦0.1, and y is 0<1≦0.1. BaFX・xNaX′: aEu 2+ described in Application No. 166320/1987 [However,
X and X' are each at least one of Cl, Br, and I, and x and a are 0<x≦2 and 0<a≦0.2, respectively.] , M〓FX・xNaX′:yEu 2+ :zA [where M〓 is selected from the group consisting of Ba, Sr, and Ca at least one alkaline earth metal; X and X' are Cl, Br, and I, respectively;
at least one halogen selected from the group consisting of; A is at least one transition metal selected from V, Cr, Mn, Fe, Co, and Ni; and x is 0<x≦2, y is 0<y≦
0.2, and z is 0<z≦10 -2 ], M〓FX・aM〓X′ described in the specification of Japanese Patent Application No. 184455/1983 filed by the present applicant.・bM′〓X″ 2・cM〓
X 3・xA:yEu 2+ [However, M〓 is at least one kind of alkaline earth metal selected from the group consisting of Ba, Sr, and Ca; M〓 is Li, Na, K,
is at least one alkali metal selected from the group consisting of Rb, and Cs; M′〓 is Be and
is at least one divalent metal selected from the group consisting of Mg; M is at least one trivalent metal selected from the group consisting of Al, Ga, In, and Tl; A is a metal oxide; ;X is Cl, Br,
and at least one kind of halogen selected from the group consisting of;
is at least one kind of halogen selected from the group consisting of Cl, Br, and a is 0≦
a≦2, b is 0≦b≦10 -2 , c is 0≦c≦10 -2 ,
and a+b+c≧10 -6 ; x is 0<x≦0.5,
y is 0<y≦0.2], and the like.
なお、本発明に用いられる輝尽性蛍光体は上述
の蛍光体に限られるものではなく、放射線を照射
したのちに励起光を照射した場合に輝尽発光を示
す蛍光体であればいかなるものであつてもよい。 Note that the stimulable phosphor used in the present invention is not limited to the above-mentioned phosphors, but any phosphor that exhibits stimulated luminescence when irradiated with radiation and then irradiated with excitation light. It may be hot.
蛍光体層の結合剤の例としてはゼラチン等の蛋
白質、デキストラン等のポリサツカライド、また
はアラビアゴムのような天然高分子物質；およ
び、ポリビニルブチラール、ポリ酢酸ビニル、ニ
トロセルロース、エチルセルロース、塩化ビニリ
デン・塩化ビニルコポリマー、ポリメチルメタク
リレート、塩化ビニル・酢酸ビニルコポリマー、
ポリウレタン、セルロースアセテートブチレー
ト、ポリビニルアルコール、線状ポリエステルな
どような合成高分子物質などにより代表される結
合剤を挙げることができる。 Examples of binders for the phosphor layer include proteins such as gelatin, polysaccharides such as dextran, or natural polymeric substances such as gum arabic; and polyvinyl butyral, polyvinyl acetate, nitrocellulose, ethylcellulose, vinylidene chloride, etc. Vinyl chloride copolymer, polymethyl methacrylate, vinyl chloride/vinyl acetate copolymer,
Examples of binders include synthetic polymeric substances such as polyurethane, cellulose acetate butyrate, polyvinyl alcohol, and linear polyester.
蛍光体層は、たとえば、次のような方法により
支持体上に形成することができる。 The phosphor layer can be formed on the support, for example, by the following method.
まず、上記の輝尽性蛍光体粒子と結合剤とを適
当な溶剤（たとえば、低級アルコール、ケトン、
エステル、エーテル）に加え、これを充分に混合
して、結合剤溶液中に蛍光体粒子が均一に分散し
て塗布液を調整する。 First, the above-mentioned stimulable phosphor particles and binder are mixed in a suitable solvent (for example, lower alcohol, ketone,
ester, ether) and thoroughly mixed to prepare a coating solution in which the phosphor particles are uniformly dispersed in the binder solution.
塗布液における結合剤と輝尽性蛍光体粒子との
混合比は、目的とする放射線像変換パネルの特
性、蛍光体粒子の種類などによつて異なるが、一
般には結合剤と蛍光体粒子との混合比は、１：１
乃至１：100（重量比）の範囲であり、そして特に
１：８乃至１：40（重量比）の範囲であることが
好ましい。 The mixing ratio of the binder and the stimulable phosphor particles in the coating solution varies depending on the characteristics of the intended radiation image conversion panel, the type of phosphor particles, etc., but in general, the mixing ratio of the binder and the stimulable phosphor particles is Mixing ratio is 1:1
The range is from 1:100 to 1:100 (by weight), and particularly preferably from 1:8 to 1:40 (by weight).
なお、塗布液には、該塗布液中における蛍光体
粒子の分散性を向上させるための分散剤、また、
形成後の蛍光体層中における結合剤と蛍光体粒子
との間の結合力を向上させるための可塑剤などの
種々の添加剤が混合されていてもよい。 Note that the coating liquid contains a dispersant for improving the dispersibility of the phosphor particles in the coating liquid, and
Various additives such as a plasticizer may be mixed in order to improve the bonding force between the binder and the phosphor particles in the phosphor layer after formation.
上記のようにして調製された輝尽性蛍光体粒子
と結合剤を含有する塗布液を、次に支持体の表面
に均一に塗布することにより塗布液の塗膜を形成
する。この塗布操作は、通常の塗布手段、たとえ
ば、ドクターブレード、ロールコーター、ナイフ
コーターなどを用いることにより行なうことがで
きる。ついで、形成された塗膜を徐々に加熱する
ことにより乾操する。 The coating solution containing the stimulable phosphor particles and binder prepared as described above is then uniformly applied to the surface of the support to form a coating film. This coating operation can be carried out using conventional coating means such as a doctor blade, roll coater, knife coater, etc. Then, the formed coating film is dried by gradually heating it.
蛍光体層の層膜は、目的とする放射線像変換パ
ネルの特性、蛍光体粒子の種類、結合剤と蛍光体
粒子との混合比などによつて異なるが、通常は
20μm乃至１mmとする。ただし、この層厚は50乃
至500μmとするのが好ましい。 The thickness of the phosphor layer varies depending on the characteristics of the intended radiation image conversion panel, the type of phosphor particles, the mixing ratio of the binder and the phosphor particles, etc.
The thickness should be between 20μm and 1mm. However, the thickness of this layer is preferably 50 to 500 μm.
なお、蛍光体層は、必ずしも上記のように支持
体上に塗布液を直接塗布して形成する必要はな
く、たとえば、別に、ガラス板、金属板、プラス
チツクシートなどのシート上に塗布液を塗布し乾
燥することにより蛍光体層を形成したのち、これ
を支持体上に押圧するか、あるいは接着剤を用い
るなどして支持体と蛍光体層とを接合してもよ
い。 Note that the phosphor layer does not necessarily need to be formed by directly applying a coating liquid onto the support as described above; for example, it is possible to form the phosphor layer by separately applying the coating liquid onto a sheet such as a glass plate, metal plate, plastic sheet, etc. After the phosphor layer is formed by drying, the phosphor layer may be pressed onto the support, or the support and the phosphor layer may be bonded together using an adhesive.
また、蛍光体層はその他、公知の方法によつて
形成できる。 In addition, the phosphor layer can be formed by other known methods.
この蛍光体層の上には、蛍光体層を物理的な衝
撃および化学的な変質から保護するための透明な
保護膜が設けられていることが好ましい。この保
護膜は、たとえば、酢酸セルロース、ニトロセル
ロースなどのセルロース誘導体；あるいはポリメ
チルメタクリレート、ポリビニルブチラール、ポ
リビニルホルマール、ポリカーボネート、ポリ酢
酸ビニル、塩化ビニル・酢酸ビニルコポリマー、
ポリエチレンテレフタレート、ポリエチレン、塩
化ビニリデン、ポリアミドなどの合成高分子物質
から形成されるものである。保護膜の膜厚は、約
３乃至20μmとするのが望ましい。 Preferably, a transparent protective film is provided on the phosphor layer to protect the phosphor layer from physical impact and chemical alteration. This protective film may be made of, for example, a cellulose derivative such as cellulose acetate or nitrocellulose; or polymethyl methacrylate, polyvinyl butyral, polyvinyl formal, polycarbonate, polyvinyl acetate, vinyl chloride/vinyl acetate copolymer,
It is formed from synthetic polymeric substances such as polyethylene terephthalate, polyethylene, vinylidene chloride, and polyamide. The thickness of the protective film is preferably about 3 to 20 μm.
ただし、本発明に用いられる放射線像変換パネ
ルと光検出器とは、パネルに含まれる輝尽性蛍光
体の輝尽発光の波長領域が、光検出器である感光
素子の受光部に使用される光導電材料の光吸収波
長領域と重なるように、組合わせて用いる必要が
ある。すなわち、本発明に用いる輝尽性蛍光体お
よび光導電材料は、輝尽光の発光波長領域の少な
くとも一部と光導電材料の光吸収波長領域の少な
くとも一部とが重なるように、選択しなければな
らない。たとえば、光導電材料としてα−Siを使
用する場合はには、輝尽性蛍光体としては600nm
付近に輝尽発光波長を有する蛍光体が好ましい。
また、輝尽性蛍光体として二価のユーロピウム賦
活アルカリ土類金属弗化ハロゲン化物系蛍光体
（発光のピーク波長は約390nmである）のような
近紫外乃至可視領域に輝尽発光波長を有する蛍光
体を使用する場合には、光導電材料としてはZnS
およびCdSが好ましい。 However, in the radiation image conversion panel and photodetector used in the present invention, the wavelength range of stimulated luminescence of the stimulable phosphor contained in the panel is used in the light receiving part of the photosensitive element that is the photodetector. It is necessary to use them in combination so that they overlap with the light absorption wavelength range of the photoconductive material. That is, the photostimulable phosphor and photoconductive material used in the present invention must be selected so that at least a portion of the emission wavelength region of stimulated light overlaps at least a portion of the light absorption wavelength region of the photoconductive material. Must be. For example, when using α-Si as a photoconductive material, the stimulable phosphor is 600nm.
A phosphor having a stimulated emission wavelength in the vicinity is preferred.
In addition, as a stimulable phosphor, there is a divalent europium-activated alkaline earth metal fluorohalide phosphor (the peak wavelength of light emission is approximately 390 nm), which has a stimulable emission wavelength in the near ultraviolet to visible range. When using phosphor, ZnS is the photoconductive material.
and CdS are preferred.
次に、本発明の放射線像検出方法について、添
加図面の第１図に示した放射線像変換パネルの部
分断面図、第２図に示した光検出器の部分断面図
および第３図に示した光検出器の回路図の例を参
照しながら具体的に説明する。 Next, regarding the radiation image detection method of the present invention, the partial sectional view of the radiation image conversion panel shown in FIG. 1, the partial sectional view of the photodetector shown in FIG. 2, and the partial sectional view of the photodetector shown in FIG. A detailed description will be given with reference to an example of a circuit diagram of a photodetector.
第１図は、順に保護膜１、輝尽性蛍光体を含有
する蛍光体層２および支持体３から構成された放
射線像変換パネルの部分断面図である。 FIG. 1 is a partial cross-sectional view of a radiation image conversion panel which is constituted of a protective film 1, a phosphor layer 2 containing a stimulable phosphor, and a support 3 in this order.
まず、被写体を透過した放射線（あるいは、被
写体自体が放射線を発するもの、すなわち被検体
である場合には、被検体から発せられた放射線）
を放射線像変換パネルに入射させる。被写体の放
射線透過像に相当して強弱を有する放射線は蛍光
体層２に吸収され、蛍光体層２上には、被写体の
放射線像に相当する放射線エネルギーの蓄積像
（一種の潜像）が形成される。 First, the radiation that has passed through the subject (or, if the subject itself emits radiation, i.e., the subject, the radiation emitted from the subject)
incident on the radiation image conversion panel. Radiation having strengths and weaknesses corresponding to the radiographic image of the subject is absorbed by the phosphor layer 2, and an accumulated image of radiation energy (a kind of latent image) corresponding to the radiographic image of the subject is formed on the phosphor layer 2. be done.
次にこの放射線像変換パネルと光検出器とを、
第１図のパネルの保護膜１と第２図の光検出器の
絶縁層４とを内側にして、密着するように重ね合
わせる。 Next, this radiation image conversion panel and photodetector are
The protective film 1 of the panel shown in FIG. 1 and the insulating layer 4 of the photodetector shown in FIG. 2 are placed on the inside so that they are in close contact with each other.
第２図は、光検出器の一画素についての縦断面
図である。感光素子は、絶縁層４の上に設けられ
た受光部であるフオトダイオード５と転送部であ
るMOS：FET（Metal Oxide Semiconducter：
Field Effect Transistor）６とからなる。絶縁
層４は、放射線像変換パネルから放出される輝尽
発光の波長領域の光のみを透過し、励起光の波長
領域の光をカツトするような光透過性を備えてい
る。るフオトダイオード５は、順にアースである
アルミニウム等の金属層７、ｐ型α−Si：Ｈ層
８、ｉ型α−Si：Ｈ層９および二酸化スズ
（SnO2）の透明電極層１０からなる。またる
MOS：FET５は、両端に設けられたアルミニウ
ム等の金属層１１，１２と、これら金属層の内側
に順に設けられたα−Si：Ｈ層１３、シリコン
（SiO2）の絶縁体層１４およびアルミニウム等の
転送電極１５とからなる。この金属層１２はドレ
インであり、転送レジスタに接続されている。一
方、転送電極１５はゲートであり、走査パルス発
生器に接続されている。 FIG. 2 is a longitudinal sectional view of one pixel of the photodetector. The photosensitive element includes a photodiode 5 which is a light receiving section provided on an insulating layer 4, and a MOS:FET (Metal Oxide Semiconductor) which is a transfer section.
Field Effect Transistor)6. The insulating layer 4 has such a light transmittance that it transmits only light in the wavelength range of stimulated luminescence emitted from the radiation image conversion panel, and cuts out light in the wavelength range of excitation light. The photodiode 5 consists of, in order, a metal layer 7 such as aluminum which is ground, a p-type α-Si:H layer 8, an i-type α-Si:H layer 9, and a transparent electrode layer 10 of tin dioxide (SnO 2 ). . Mataru
The MOS:FET 5 includes metal layers 11 and 12 such as aluminum provided at both ends, an α-Si:H layer 13 provided in this order inside these metal layers, an insulator layer 14 of silicon (SiO 2 ), and aluminum. It consists of transfer electrodes 15 such as. This metal layer 12 is a drain and is connected to the transfer register. On the other hand, the transfer electrode 15 is a gate and is connected to a scanning pulse generator.
第３図は、光検出器の概略的な回路図である。
一画素１６は第２図に対応しており、受光部１７
および転送部１８とから構成される。各転送部
は、それぞれ走査パルス発生器１９および転送レ
ジスタ２０には出力端子２１が設けられている。 FIG. 3 is a schematic circuit diagram of a photodetector.
One pixel 16 corresponds to FIG. 2, and the light receiving section 17
and a transfer unit 18. In each transfer section, a scanning pulse generator 19 and a transfer register 20 are provided with output terminals 21, respectively.
次いで、第１図に示した放射線像変換パネルの
支持体３側から、輝尽性蛍光体の励起波長領域の
電磁波を照射すると、蛍光体層２上に形成された
放射線エネルギーの蓄積像は、蛍光（輝尽発光）
として放射される。この蛍光は、蛍光体層２に吸
収された放射線エネルギーの強弱に比例してい
る。放射された蛍光のみが、第２図に示した感光
素子のフイルターを兼ねた絶縁層４を通過してる
フオトダイオード５で受光され、るフオトダイオ
ード５において信号電荷が発生する。このように
して、感光素子の各画素において蛍光の発光輝
度、すなわち、放射線像変換パネルの蛍光体層に
入射した放射線の強度に比例した信号電荷が発生
する。 Next, when electromagnetic waves in the excitation wavelength region of the stimulable phosphor are irradiated from the support 3 side of the radiation image conversion panel shown in FIG. 1, the accumulated radiation energy image formed on the phosphor layer 2 is Fluorescence (stimulated luminescence)
radiated as. This fluorescence is proportional to the intensity of radiation energy absorbed by the phosphor layer 2. Only the emitted fluorescence is received by a photodiode 5 passing through an insulating layer 4 which also serves as a filter of the photosensitive element shown in FIG. 2, and a signal charge is generated in the photodiode 5. In this way, a signal charge is generated in each pixel of the photosensitive element in proportion to the luminance of fluorescence, that is, the intensity of the radiation incident on the phosphor layer of the radiation image conversion panel.
第３図に示した回路図において走査パルス発生
器１９から最上列の各画素に転送パルスを送る
と、最上列の各転送部のスイツチ『入』状態（第
２図において転送電極１５に電圧がかかり、金属
層１１と１２の間を電流が流れる状態）となる。
すなわち、第２図のるフオトダイオード５で発生
した信号電荷は、MOS：FET６を通じて転送さ
れる。従つて、最上列の各画素の信号電荷は転送
レジスタ２０に同時に送られる。転送レジスタ２
０の出力端子２１からは一画素ずつの電気信号が
時系列的に取り出される。 In the circuit diagram shown in FIG. 3, when a transfer pulse is sent from the scanning pulse generator 19 to each pixel in the top row, the switch of each transfer section in the top row is turned on (in FIG. 2, voltage is applied to the transfer electrode 15). This results in a state in which current flows between metal layers 11 and 12.
That is, the signal charge generated in the photodiode 5 shown in FIG. 2 is transferred through the MOS:FET 6. Therefore, the signal charges of each pixel in the top row are sent to the transfer register 20 simultaneously. Transfer register 2
From the output terminal 21 of 0, electrical signals for each pixel are extracted in time series.
このようにして、第３図の最上列から最下列へ
と順次、各列に走査パルス発生器１９から転送パ
ルスが送られ、放射線画像情報を有する各列の各
画素からの電気信号が出力端子２１から時系列的
に出力される。 In this way, transfer pulses are sent from the scanning pulse generator 19 to each column sequentially from the top column to the bottom column in FIG. 3, and electrical signals from each pixel in each column containing radiation image information are sent to the output terminal 21 and is output in chronological order.
光検出器から出力された電気信号は増幅器で増
幅され、画像再生装置により画像として再生され
る。ここにおいて得られた電気信号には、所望に
より、空間周波数処理、階調処理、加算平均処
理、縮小処理、拡大処理などの画像処理が行なわ
れてもよい。そして、得られた画像は記録媒体に
よつて記録されてもよいし、画像表示装置によつ
て表示されてもよい。記録媒体としては、たとえ
ば、写真感光材料上をレーザー光等で走査して光
学的に記録するもの、および熱線を用いて感光記
録材料上に記録するものなどを用いることができ
る。また、画像表示装置としては、CRT等に電
子的に表示するもの、CRT等に表示された放射
線画像をビデオ・プリンター等に記録するものな
ど種々の原理に基づいた表示装置を用いることが
できる。また、この被写体の放射線画像情報は磁
気テープ等に記録保存されてもよい。 The electrical signal output from the photodetector is amplified by an amplifier and reproduced as an image by an image reproduction device. The electrical signal obtained here may be subjected to image processing such as spatial frequency processing, gradation processing, averaging processing, reduction processing, and enlargement processing, if desired. The obtained image may then be recorded on a recording medium or displayed on an image display device. As the recording medium, for example, one that records optically by scanning a photographic light-sensitive material with a laser beam or the like, and one that records on a light-sensitive recording material using heat rays can be used. Further, as the image display device, display devices based on various principles can be used, such as one that displays electronically on a CRT or the like, or one that records a radiation image displayed on a CRT or the like on a video printer or the like. Further, this radiation image information of the subject may be recorded and stored on a magnetic tape or the like.
なお、本発明に用いられる光検出器の感光素子
としては、たとえば、一画素が約200μm×200μm
の大きさのものを使用することができる。放射線
像変換パネルおよび光検出器の大きさを、たとえ
ば、従来の放射線増感紙程度の大きさ（430mm×
354mm）とした場合には、光検出器は2150×1750
画素から構成される。このような大面積を形成す
る均一な感光素子の材料としては、α−Siが好ま
しく、また、受光部の面積はできる限り大きいこ
とが望ましい。そして、上記のような構造および
大きさを有する光検出器において、感光素子の走
査パルス発生器からのパルス出力としては、たと
えば3kHz程度が好ましい。 In addition, as a photosensitive element of the photodetector used in the present invention, for example, one pixel has a size of approximately 200 μm x 200 μm.
can be used. For example, the size of the radiation image conversion panel and photodetector should be set to about the same size as a conventional radiation intensifying screen (430 mm x
354mm), the photodetector is 2150 x 1750
Consists of pixels. α-Si is preferable as a material for a uniform photosensitive element that forms such a large area, and it is desirable that the area of the light receiving portion be as large as possible. In a photodetector having the structure and size as described above, the pulse output from the scanning pulse generator of the photosensitive element is preferably about 3 kHz, for example.
ただし、本発明に用いられる放射線像変換パネ
ル、光検出器およびそれに含まれる感光素子は、
上記の大きさに限定されるものではない。 However, the radiation image conversion panel, photodetector, and photosensitive element included therein used in the present invention are
It is not limited to the above size.
本発明に用いられる放射線像変換パネルは、第
１図に例示された構成に限定されるものではな
く、被写体もしくは被検体の放射線像をエネルギ
ーの蓄積像として蓄積したのち輝尽光として放出
することができる限り、任意の構成をとることが
可能である。また、本発明に用いられる多数の感
光素子からなる光検出器は、第２図および第３図
に例示された構成に限定されるものではなく、上
記放射線像変換パネルからの放射線像に相応する
輝尽光を読み取ることができる限り、任意の形態
をとることが可能である。 The radiation image conversion panel used in the present invention is not limited to the configuration illustrated in FIG. Any configuration is possible as long as it is possible. Furthermore, the photodetector composed of a large number of photosensitive elements used in the present invention is not limited to the configuration illustrated in FIGS. It can take any form as long as the photostimulance can be read.
また、本発明の放射線像検出方法は上記に例示
した方法に限定されるものではなく、たとえば、
放射線像変換パネルの蛍光体層に蓄積記録されて
いる放射線像を検出する方法としては、上記の本
操作の前に輝尽光の光量を測定するために弱い電
磁波の照射による予備操作が行なわれてもよく、
この予備操作の結果に基づいて、得られる電気信
号の増幅率の設定、再生画像処理条件の設定など
を行なうことも可能である。 Furthermore, the radiation image detection method of the present invention is not limited to the methods exemplified above, for example,
As a method for detecting the radiation image stored and recorded in the phosphor layer of the radiation image conversion panel, a preliminary operation is performed by irradiating weak electromagnetic waves to measure the amount of photostimulated light before the main operation described above. It's okay,
Based on the results of this preliminary operation, it is also possible to set the amplification factor of the obtained electrical signal, the reproduction image processing conditions, etc.
第１図は、本発明の放射線像検出方法に用いら
れる放射線像変換パネルの概略的な部分断面図で
ある。
１：保護膜、２：蛍光体層、３：支持体
第２図は、本発明の放射線像検出方法に用いら
れる光検出器の概略的な部分断面図である。
４：絶縁層、５：フオトダイオード、６：
MOS：FET、７：金属層、８：ｐ型α−Si：Ｈ
層、９：ｉ型α−Si：Ｈ層、１０：透明電極層、
１１，１２：金属層、１３：α−Si：Ｈ層、１
４：絶縁体層、１５：転送電極
第３図は、本発明の放射線像検出方法に用いら
れる光検出方法の概略的な回路図である。
１６：一画素、１７：受光部、１８：転送部、
１９：走査パルス発生器、２０：転送レジスタ、
２１：出力端子。
FIG. 1 is a schematic partial sectional view of a radiation image conversion panel used in the radiation image detection method of the present invention. 1: Protective film, 2: Phosphor layer, 3: Support FIG. 2 is a schematic partial cross-sectional view of a photodetector used in the radiation image detection method of the present invention. 4: Insulating layer, 5: Photodiode, 6:
MOS: FET, 7: Metal layer, 8: p-type α-Si:H
layer, 9: i-type α-Si:H layer, 10: transparent electrode layer,
11, 12: metal layer, 13: α-Si:H layer, 1
4: Insulator layer, 15: Transfer electrode FIG. 3 is a schematic circuit diagram of a photodetection method used in the radiation image detection method of the present invention. 16: one pixel, 17: light receiving section, 18: transfer section,
19: Scanning pulse generator, 20: Transfer register,
21: Output terminal.
Claims (1)
られた放射線を、輝尽性蛍光体を含有してなる蛍
光体層を有する放射線像変換パネルに吸収させ、
次いで該パネルと、その輝尽性蛍光体が発する輝
尽光を透過させ、励起光を透過させない絶縁層の
上に多数の感光素子が規則的に二次元的に配列さ
れてなる光検出器とを、その絶縁層が該パネルに
対面するように重ね合せたのち、該パネルに励起
光を照射して、該パネルに蓄積されている放射線
エネルギーを輝尽光として放出させ、この輝尽光
を該光検出器により光電的に読み取ることからな
る放射線像検出方法。 ２ 上記蛍光体層が、二価のユーロビウム賦活ア
ルカリ土類金属弗化ハロゲン化物系蛍光体を含有
している特許請求の範囲第１項記載の放射線像検
出方法。 ３ 被写体を透過した、あるいは被検体から発せ
られた放射線を、輝尽性蛍光体を含有してなる蛍
光体層を有する放射線像変換パネルに吸収させ、
次いで該パネルと、その輝尽性蛍光体が発する輝
尽光を透過させる絶縁層と該輝尽光を透過させる
が励起光を透過させないフイルター層との積層体
の上に多数の感光素子が規則的に二次元的に配列
されてなる光検出器とを、その積層体が該パネル
に対面するように重ね合せたのち、該パネルに励
起光を照射して、該パネルに蓄積されている放射
線エネルギーを輝尽光として放出させ、この輝尽
光を該光検出器により光電的に読み取ることから
なる放射線像検出方法。 ４ 上記蛍光体層が、二価のユーロビウム賦活ア
ルカリ土類金属弗化ハロゲン化物系蛍光体を含有
している特許請求の範囲第３項記載の放射線像検
出方法。[Claims] 1. Radiation transmitted through a subject or emitted from a subject is absorbed by a radiation image conversion panel having a phosphor layer containing a stimulable phosphor,
Next, a photodetector comprising a large number of photosensitive elements regularly arranged two-dimensionally on the panel and an insulating layer that transmits stimulated light emitted by the stimulable phosphor but does not transmit excitation light. are stacked so that the insulating layer faces the panel, and then the panel is irradiated with excitation light to release the radiation energy stored in the panel as photostimulated light. A radiation image detection method comprising photoelectrically reading the photodetector. 2. The radiation image detection method according to claim 1, wherein the phosphor layer contains a divalent eurobium-activated alkaline earth metal fluorohalide phosphor. 3. The radiation transmitted through the subject or emitted from the subject is absorbed by a radiation image conversion panel having a phosphor layer containing a stimulable phosphor,
Next, a large number of photosensitive elements are arranged on a laminate of the panel, an insulating layer that transmits the stimulated light emitted by the stimulable phosphor, and a filter layer that transmits the stimulated light but does not transmit the excitation light. After stacking the photodetectors arranged in a two-dimensional manner so that the stack faces the panel, the panel is irradiated with excitation light to detect the radiation accumulated in the panel. A radiation image detection method comprising emitting energy as photostimulated light and photoelectrically reading this stimulated light using the photodetector. 4. The radiation image detection method according to claim 3, wherein the phosphor layer contains a divalent eurobium-activated alkaline earth metal fluorohalide phosphor.
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58086227A JPS59211264A (en) | 1983-05-16 | 1983-05-16 | Radiation image detecting method |
| US06/610,582 US4803359A (en) | 1983-05-16 | 1984-05-15 | Method for detecting radiation image |
| EP84105518A EP0125691B1 (en) | 1983-05-16 | 1984-05-15 | Method for dectecting radiation image |
| DE8484105518T DE3484804D1 (en) | 1983-05-16 | 1984-05-15 | METHOD FOR DISCOVERING A RADIATION IMAGE. |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP58086227A JPS59211264A (en) | 1983-05-16 | 1983-05-16 | Radiation image detecting method |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59211264A JPS59211264A (en) | 1984-11-30 |
| JPH0471347B2 true JPH0471347B2 (en) | 1992-11-13 |
Family
ID=13880901
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58086227A Granted JPS59211264A (en) | 1983-05-16 | 1983-05-16 | Radiation image detecting method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS59211264A (en) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2609590B2 (en) * | 1986-09-04 | 1997-05-14 | 株式会社東芝 | 2D radiation detector |
| JPS6478185A (en) * | 1987-09-21 | 1989-03-23 | Hitachi Ltd | Radiation detecting element |
| FR2623019B1 (en) * | 1987-11-10 | 1990-05-11 | Thomson Csf | RADIOLOGICAL IMAGE TAKING DEVICE |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS51120186A (en) * | 1975-04-14 | 1976-10-21 | Hitachi Ltd | Radiation solid photographing device |
-
1983
- 1983-05-16 JP JP58086227A patent/JPS59211264A/en active Granted
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS51120186A (en) * | 1975-04-14 | 1976-10-21 | Hitachi Ltd | Radiation solid photographing device |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS59211264A (en) | 1984-11-30 |
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