JPS59211264A - Radiation image detecting method - Google Patents
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Abstract
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
との相合ゎ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 the 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
写真フィルムと増感紙(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−っとして、たとえば
、米国特許第3.859.527号明細書および特開昭
55−i2145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。Traditionally, 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 described above, for example, a stimulable phosphor as described in U.S. Pat. Radiographic image conversion methods utilized are known.
この方法は、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(1i[l!
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。In this method, radiation transmitted through the subject or radiation emitted from the subject is absorbed into a stimulable phosphor, and then this phosphor is exposed to electromagnetic waves (excitation light) such as visible light and infrared rays in a time-series manner. By exciting the phosphor, the radiation energy accumulated in the phosphor is converted into fluorescence (1i[l!
The method consists of emitting the fluorescent light as (exhaustive 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)装置によっ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−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 the surface of this phosphor layer opposite to the support (the surface not facing the support) is generally transparent and protected from deterioration or 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。In addition, in radiation image reading devices, usually
As disclosed in Publication No. 11395, etc., a photomultiplier tube is used as a photodetector, and the tip of the photomultiplier tube collects fluorescence emitted from the surface of the radiation image conversion panel. A light guide sheet is provided to guide light 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.The obtained electrical signal is used to create a radiation image of the subject or subject. can do.
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。従って、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.
しなしながら、上記放射線像変換パネルの読出しは1、
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 is 1,
Conventionally, the panel was irradiated with light with a small beam diameter such as a laser beam in time series, that is, the laser beam was scanned (main scanning or sub-scanning), and the fluorescence emitted from the panel at this time was collected using a photomultiplier tube. This is done by detecting the information using a photodetector such as a photodetector and converting it into an electrical signal, and this reading operation requires a considerable amount of time (several tens of seconds).
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)。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).
従って、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っている。Therefore, the operation for detecting (reading) the radiation image stored in the radiation image conversion panel is 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.
従って、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、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重ね合わせたのち、該パネルに電
磁波を照射して、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. After superimposing a photodetector in which photosensitive elements are regularly arranged in two dimensions, the panel is irradiated with electromagnetic waves to release the radiation energy stored in the panel as photostimulated light, This can be achieved by the radiation image detection method of the present invention, which comprises photoelectrically reading this stimulated light using the photodetector.
すなわち、本発明者の検討によれば、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(il141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 inventor, 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 superimposed on a photodetector consisting of a large number of photosensitive elements, and then the panel is irradiated with light in the excitation wavelength region of the photostimulable phosphor, so that the fluorescence emitted from the panel (IL141 emission) is detected by the photosensitive elements. It has been found that it is possible to receive light and convert it into an electrical signal, and to obtain image information regarding a radiation image of a subject or a subject directly as an electrical signal.
従って、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 The electric signal can be obtained as an electric signal for each pixel of a large number of photosensitive elements, and 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 operation, the fluorescence emitted from the panel surface under the irradiation of excitation light is detected in each pixel of a large number of photosensitive elements adjacent to this panel, so that the panel as in the readout operation of a conventional radiation image conversion panel This simplifies the radiographic image detection operation.
さらに、従来のようにパネル表面から放出される蛍光を
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 the readout device can be downsized, 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ィーなどの測・定にも有効に利
用することが可能である。This also means that even when the intensity of the radiation transmitted through or emitted from the subject is weak, the radiation image can be detected with high sensitivity. It can also be used effectively in certain situations.
以下に本発明の詳細な説明する。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ァ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(Met
al 0xide Sem1conducter )
、 CCD (Chatged Coupled De
vice) 、 B B D (Bucket Bri
gadeDevice ) 、 CI D (Char
ge l5olated 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MO
S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77スシリコンCa−3i)、Z
nO,CdSなどが挙げられる。An example of such a solid-state image sensor is MOS (Met
al Oxide Sem1conductor)
, CCD (Chatted Coupled De
vice), BBD (Bucket Bri
gadeDevice ), CI D (Char
For example, sensors such as ge l5olated device) can be mentioned. Among these, particularly preferred is MO
It is S. In addition, photoconductive materials used in this solid-state image sensor include amol 77 silicon Ca-3i), Z
Examples include nO 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ってかつ絶縁性
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売先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ットするようなフ
ィルターとしての機能を有することが望ましい。このよ
うな絶縁層の光フィ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
よっ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 has the function of a filter that transmits only light in the wavelength range of the stimulable phosphor included in the radiation image conversion panel and cuts light in the wavelength range of the excitation light. This is desirable. The function of such an insulating layer as an optical filter is, for example,
It can be provided by coloring the insulating layer with a colorant 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
フィルタ一層が設けられていてもよい。Alternatively, a single layer of a filter having light transmittance 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
のプラスチック物質のフィ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、基本的に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 basically a layer consisting of a binder containing and supporting particles of 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40
0〜800nmの範囲にある励起光によって300〜5
00nm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。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 40.
300 to 5 by excitation light in the range of 0 to 800 nm.
It is desirable that the phosphor be a phosphor that exhibits stimulated luminescence in a wavelength range of 0.00 nm.
そのような輝尽性蛍光体の例としては、米国特許第3,
859,527号明細書に記載Sm、Th02 : E
r、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Z n S : Cu 、 P b 、
B 8LO11x A l 203 :Eu[ただし、
0.8≦X≦10]、および、M”0L1xS i02
: A [ただし、MかはMg、Ca、Sr、Zn、
Cd、またはBaであり、AはCe、Tb、Eu、Tm
、Pb、Tn、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
(B a H−)c −y 、 M g
X 、 Ca y ) F X :
aEu2+[ただし、XはCKLおよびBrcy)うち
の少なくとも一つであり、Xおよびyは、O< X +
y≦0.6、かつxysOであり、aは、10−8≦a
≦5×lO″4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LnO
X: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Cすおよび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、O<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(Ba
l−z、M”x)FX: yA [ただし、MIEはM
g、Ca、S r、Zn、およびCdのうちの少なくと
も一つ、Xは0文、Br、およびIのうちの少なくとも
一つ、AはEu、Tb、Ce、”jm、Dy、Pr、H
o、Nd、Yb、お−よびErのうちの少なくとも一つ
、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、MlfはBa、
Ca、S r、Mg、Zn、およびCdのうちの少なく
とも一種、AはBed、MgO,CaO,S rO,B
ad、ZnOlAM、03、Y2O3、La2O3、I
n203、S io2、TlO2、Z r02 、
GeO2、S nOz 、 Nb2O5、Ta20
5、およびThe2のうちの少なくとも一種、LnはE
u、Tb、Ce、Tm、Dy、 Pr、 Ho、 Nd
、 Yb、 Er、 Sm、およびGdのうちの少なく
とも一種、XはcfL、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×lO→≦X
≦0.5、およびOくy≦0.2である1の組成式で表
わされる蛍光体、
特開昭56−116777号公報に記載されている(B
e、s−x + MMx) F 2 争aB aX2
:yEu、zA[ただし、MM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2はそれぞれ0.5≦a≦1.25.0
≦X≦1.10−s≦y≦2 X 10−’、オヨびO
<z≦10−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 (B
as−x + M” x) F
2 @ aB aX 2 :yEu
、zB[ただし、MI[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
のうちの一少なくとも一種、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
2はそれぞれ0.5≦a≦1.25、O≦X≦1.10
−6≦y≦2×10−1、およびO<z≦2X10−’
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 (
Bal−X 、M”X) F2 * aBaX
2 :yEu 、zA [ただし、MM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2はそれぞれ0.5≦a≦1.25.0≦X≦1
.10−”≦y≦2×io−’、および0<z≦5X1
0−’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MII[
はP r、 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C
1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O<x<O、l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B EL l−x M x yx L x
/2 F X :yEu&[ただし、Mは、Li、Na
、に、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、L
a、Ce、Pr、Nd、Pm、Sm、Gd、Tb、Dy
、Ho、Er、Tm、Yb、Lu、A文、Ga、In、
およびTU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、CI、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を表わし;そ
して、Xは10−2≦X≦0.5、yはo<y≦o、i
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・)cA:yEu”[ただし、又
は、CI、Br、およびIからなる群より選ばれる少な
くとも一種の/\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;ソシテ、Xは10−s≦
x<O、j、 1!はOく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: yEu”しただし、X
は、C9,、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;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104≦X≦O0t
、yはo<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57−166320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CfL、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O<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
載サレテイ6 M ” F X m x N a X
’ :yEu2+:zA[ただし、ylll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■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、F
e、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o<y≦
0.2、およびZは0<z≦10−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’ebM’ ”X”
260M”X″’ 3++ x A: y E u’
2+[ただし、MI[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;MlはLi、Na、に、Rb、およびC8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
;Ml1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AM、Ga、In
、およびTlからな5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CI、
Br、および■かもなる群より選ばれる少なくとも一種
のハロゲンであり;xo、Xパ、およびX″°は、F、
C1、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O≦a≦2、b
はO≦b≦1O−2、Cは0≦C≦1O−2、かつa+
b+c≧io−”であり;Xは0<x≦0.5、yはo
<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。Examples of such stimulable phosphors include U.S. Pat.
Described in the specification of No. 859,527 Sm, Th02: E
r, and a phosphor represented by a composition formula such as La2O2S:Eu, Sm, etc., ZnS:Cu, Pb, which is described in JP-A-55-12142.
B 8LO11x A l 203 :Eu [However,
0.8≦X≦10], and M”0L1xS i02
: A [However, M is Mg, Ca, Sr, Zn,
Cd or Ba, A is Ce, Tb, Eu, Tm
, Pb, Tn, Bi, or Mn, and X is 0.5
≦X≦2.5] A phosphor represented by a composition formula such as
(B a H-) c -y, M g
X, Cay) FX:
aEu2+ [where X is at least one of CKL and Brcy), and X and y are O< X +
y≦0.6 and xysO, and a is 10-8≦a
A phosphor represented by the composition formula: ≦5×lO″4, LnO described in JP-A-55-12144
X: xA [where Ln is La, Y, Gd, and Lu
at least one of the following, X is at least one of C and Br, A is at least one of Ce and Tb, and X is O<x<0.1. The phosphor represented by
l-z, M”x) FX: yA [However, MIE is M
At least one of g, Ca, S r, Zn, and Cd, X is 0, Br, and at least one of I, A is Eu, Tb, Ce, "jm, Dy, Pr, H
at least one of o, Nd, Yb, and Er, and X is 0≦X≦0.6, and y is 0≦y≦0.2
A phosphor represented by the composition formula of
FX* xA: yLn [However, Mlf is Ba,
At least one of Ca, Sr, Mg, Zn, and Cd, A is Bed, MgO, CaO, SrO, B
ad, ZnOlAM, 03, Y2O3, La2O3, I
n203, S io2, TlO2, Z r02 ,
GeO2, SnOz, Nb2O5, Ta20
5, and at least one of The2, Ln is E
u, Tb, Ce, Tm, Dy, Pr, Ho, Nd
, Yb, Er, Sm, and Gd, X is at least one of cfL, Br, and I, and X and y are each 5×lO→≦X
≦0.5, and Okuy≦0.2.
e, s-x + MMx) F 2 conflict aB aX2
:yEu, zA [where MM is at least one of beryllium, magnesium, calcium, strontium, zinc, and cadmium, X is at least one of chlorine, bromine, and iodine, and A is at least one of zirconium and scandium. It is a kind, a,
X, y, and 2 are each 0.5≦a≦1.25.0
≦X≦1.10-s≦y≦2 X 10-', Oyobi O
A phosphor represented by the composition formula <z≦10-] is described in JP-A-57-23673 (B
as-x + M”x) F
2 @ aB aX 2 :yEu
, zB[However, MI[ is beryllium, magnesium,
at least one of calcium, strontium, zinc, and cadmium, X is at least one of chlorine, bromine, and iodine, and a, x, y, and 2 are each 0.5≦a≦1.25 , O≦X≦1.10
−6≦y≦2×10−1, and O<z≦2×10−′
A phosphor represented by the composition formula of
Bal-X, M”X) F2 * aBaX
2: yEu, zA [However, MM is beryllium, magnesium, calcium, strontium, zinc,
and at least one of cadmium, X is chlorine,
At least one of bromine and iodine, A is at least one of arsenic and silicon, a, x, y,
and 2 are respectively 0.5≦a≦1.25.0≦X≦1
.. 10-”≦y≦2×io-′, and 0<z≦5X1
A phosphor represented by the composition formula M"OX:xCe [where MII[
are Pr, Nd, Pm, Sm, Eu, Tb,
is at least one trivalent metal selected from the group consisting of Dy, Ho, Er, Tm, Yb, and Bi, and X is C
1 and/or Br, and X is O<x<O, 1]. Listed B EL l-x M x yx L x
/2 F X :yEu&[However, M is Li, Na
, represents at least one alkali metal selected from the group consisting of Rb and Cs; L is Sc, Y, L
a, Ce, Pr, Nd, Pm, Sm, Gd, Tb, Dy
, Ho, Er, Tm, Yb, Lu, A sentence, Ga, In,
and TU; X represents at least one halogen selected from the group consisting of CI, Br, and ■; and X represents 10-2≦X≦0 .5, y is o<y≦o, i
A phosphor represented by the composition formula of "BaFX. is at least one kind of /\rogen selected from the group; A is a fired product of a tetrafluoroboric acid compound; X is 10-s≦
x<O, j, 1! is a phosphor represented by the composition formula: yEu", where X
is at least one halogen selected from the group consisting of C9, Br, and ■; A is a monovalent or divalent metal salt of hexafluorosilicic acid, hexafluorotitanic acid, and hexafluorozirconic acid; It is a fired product of at least one compound selected from the group of hexafluoro compounds; and X is 104≦X≦O0t
, y is o<y≦0.1], BaFX@xNaX':aEu2') [However, , X and X'' are each at least one of CfL, Br, and I, and X and a are respectively O<x≦2 and 0<a≦0.2]. Phosphor, described in Japanese Patent Application No. 57-166696 by the present applicant
' :yEu2+:zA [However, yllll is Ba,
is at least one kind of alkaline earth metal selected from the group consisting of Sr and Ca; X and X' are each at least one kind of halogen selected from the group consisting of Cl, Br, and ■; A is V , Cr, Mn, F
at least one transition metal selected from e, Co, and Ni; and X is 0<x≦2, and y is o<y≦
0.2, and Z is 0<z≦10-];'ebM'"X"
260M"X"' 3++ x A: y E u'
2+[However, MI[ is at least one kind of alkaline earth metal selected from the group consisting of Ba, Sr, and Ca; Ml is at least one kind selected from the group consisting of Li, Na, Rb, and C8. is an alkali metal; Ml1 is at least one divalent metal selected from the group consisting of Be and Mg; M■ is AM, Ga, In
, and Tl; A is a metal oxide; X is CI,
Br, and ■ are at least one kind of halogen selected from the group consisting of; xo, Xp, and X″° are F,
is at least one halogen selected from the group consisting of C1, Br, and ■; and a is O≦a≦2, b
is O≦b≦1O-2, C is 0≦C≦1O-2, and a+
b+c≧io−”; X is 0<x≦0.5, y is o
Examples include a phosphor represented by the composition formula <y≦0.2].
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
なるものであってもよい。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. There may be.
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ッカライド、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, and vinylidene chloride/chloride. Vinyl copolymer, polymethyl methacrylate, vinyl chloride/vinyl acetate copolymer, polyurethane, cellulose acetate butyrate,
Examples of binders include synthetic polymeric substances such as polyvinyl alcohol and linear polyester.
蛍τ′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 τ' 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た塗布液を調製する。First, the above-mentioned stimulable phosphor particles and binder are added to a suitable solvent (e.g., lower alcohol, ketone, ester, ether) and mixed thoroughly, so that the phosphor particles are dissolved in the binder solution. Prepare a uniformly dispersed coating 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
種類などによって異なるが、一般には結合剤と蛍光体粒
子との混合比は、l:l乃至1 : 100 (重量比
)の範囲であり、そして特にl: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 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 stimulable phosphor particles is in the range of 1:1 to 1:100 (weight ratio), and particularly preferably in the range of 1:8 to 1:40 (weight ratio).
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。The coating liquid contains a dispersant to improve the dispersibility of the phosphor particles in the coating liquid, and a dispersant to improve the bonding force between the binder and the phosphor particles in the phosphor layer after formation. Various additives, such as plasticizers, may be mixed to make the material more durable.
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−、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燥する。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. The formed coating film is then dried by gradually heating it.
蛍光体層の層厚は、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
などによって異なるが、通常は2071m乃至1mmと
する。ただし、この層厚は50乃至500ILm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, and is usually 2071 m to 1 mm. However, the thickness of this layer is preferably 50 to 500 ILm.
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、プラスチッ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.
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、塩化ビニル会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20pm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 pm.
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1選択しなければならない
。たとえば、光導電材料としてα−3tを使用する場合
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Z
nS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 stimulable phosphor and photoconductive material used in the present invention must be selected so that at least a part of the emission wavelength range of stimulated light overlaps at least a part of the light absorption wavelength range of the photoconductive material. Must be. For example, when α-3t is used as the photoconductive material, the stimulable phosphor is preferably a phosphor having a stimulated emission wavelength around 600 nm. In addition, as a stimulable phosphor, a divalent europium-activated alkaline earth metal fluoride halide phosphor (the peak wavelength of light emission is about 390 nm) has a stimulable emission wavelength in the near ultraviolet to visible range. When using a phosphor, the photoconductive material is Z
nS and CdS are preferred.
次に、本発明の放射線像検出方法について、添付図面の
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, a partial sectional view of the radiation image conversion panel shown in FIG.
A detailed explanation will be given with reference to an example of a partial sectional view of the photodetector shown in the figure and a circuit diagram of the photodetector shown in FIG.
第1図は、順に保護膜1.ts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 shows protective film 1. 1 is a partial cross-sectional view of a radiation image storage panel composed of a phosphor layer 2 containing a ts-exhaustive phosphor and a support 3. FIG.
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
Iま、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, radiation that has passed through the subject (or, if the subject itself emits radiation, that is, the subject, the radiation emitted from the subject) is made 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. It is formed.
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[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, the radiation image conversion panel and the photodetector are stacked together so that they are in close contact with each other, with the protection layer 1 of the panel shown in FIG. 1 and the insulating layer 4 of the photodetector shown in FIG. 2 facing inside.
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
フォトダイオード5と転送部であるM OS : F
E T (Metal 0xide Sem1cond
ucter: Field Effect Trans
istor ) 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ットするような光
透過性を備えている。フォトダイオード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−3i :
H層8、i型α−Si :H層9および二酸化スズ(
S n O2)の透明電極層10からなる。また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−3i:8層13、シリコン(S10□)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。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:F which is a transfer section.
E T (Metal Oxide Sem1cond
ucter: Field Effect Trans
istor ) 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 light in the wavelength range of excitation light. The photodiode 5 includes, in order, a metal layer 7 such as aluminum which is ground, and a p-type α-3i layer:
H layer 8, i-type α-Si: H layer 9 and tin dioxide (
The transparent electrode layer 10 is made of S n O2). Also MOS
: The FET 5 includes metal layers 11 and 12 such as aluminum provided at both ends, an α-3i:8 layer 13 provided in this order inside these metal layers, an insulator layer 14 of silicon (S10□), and aluminum etc. transfer electrode 15. This metal layer 12 is a drain and is connected to the transfer register.
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。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。FIG. 3 is a schematic circuit diagram of a photodetector.
一画素16は第2図に対応しており、受光部17と転送
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に接続されてい
る。転送レジスタ20には出力端子21が設けられてい
る。One pixel 16 corresponds to FIG. 2 and is composed of a light receiving section 17 and a transfer section 18. Each transfer section is connected to a scanning pulse generator 19 and a transfer register 20, respectively. The transfer register 20 is provided with an output terminal 21 .
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
感光素子のフィルターを兼ねた絶縁層4を通過してフォ
トダイオード5で受光され、フォトダイオード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, the support 3 of the radiation image conversion panel shown in FIG.
When electromagnetic waves in the excitation wavelength region of the stimulable phosphor are irradiated from the side, the accumulated radiation energy image formed on the phosphor layer 2 is emitted as fluorescence (stimulated luminescence). This fluorescence is proportional to the intensity of radiation energy absorbed by the phosphor layer 2. Only the emitted fluorescence passes through the insulating layer 4 which also serves as a filter of the photosensitive element shown in FIG. 2, and is received by the photodiode 5, where signal charges are generated. 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」二列の各画素に転送パルスを送ると、最上列の各
転送部のスイッチは1人」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。In the circuit diagram shown in FIG. 3, when the scanning pulse generator 19 sends a transfer pulse to each pixel in the two most rows, each transfer unit in the top row has one switch (in FIG. 2, the transfer electrode 15 A voltage is applied to the metal layers 11 and 12, and a current flows between the metal layers 11 and 12).
すなわち、第2図のフォトダイオード5で発生した信号
電荷は、MOS : FET6を通じて転送される。従
って、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20の出力端子21から
は一画素ずつの電気信号が一時系列的に取り出される。That is, the signal charges generated in the photodiode 5 in FIG. 2 are 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. From the output terminal 21 of the transfer register 20, electrical signals for each pixel are taken out in a temporal sequence.
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@)ら時系列的に出力される。In this way, from the top row to the bottom row in Figure 3,
A transfer pulse is sent from the scanning pulse generator 19 to each column,
Electrical signals from each pixel in each column having radiation image information are outputted in time series from the output terminal 21@).
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Nい。そして、得られた画像
は記録媒体によって記録されてもよいし、画像表示装置
によっ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熱記録材料上に記
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、CR
T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,
It is 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. Then, the obtained image may 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 heat-sensitive recording material using heat rays can be used. In addition, as an image display device, one that displays electronically on a CRT, etc.
Display devices based on various principles can be used, such as one in which a radiation image displayed on a T or the like is recorded 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20011.mX200pm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く430mmX354mm)とし
た場合には、光検出器は2150X1750画素から構
成される。Note that, for example, one pixel of the photosensitive element of the photodetector used in the present invention is about 20011. A size of m×200 pm can be used. When the size of the radiation image conversion panel and the photodetector is, for example, about the same size as a conventional radiation intensifying screen (430 mm x 354 mm), the photodetector is composed of 2150 x 1750 pixels.
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−3t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。α-3t 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 not limited to the above-mentioned size.
本発明において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んなる光検出器は、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 has a first
The configuration is not limited to the one illustrated in the figure, but as long as the radiation image of the subject or subject can be accumulated as an energy accumulation image and then emitted as photostimulated light.
Any configuration is possible. Furthermore, the photodetector consisting 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 method exemplified above. For example, the method of detecting a radiation image stored and recorded in the phosphor layer of a radiation image conversion panel may be Before the main operation, a preliminary operation by irradiating weak electromagnetic waves may be performed in order to measure the amount of photostimulated light, and based on the results of this preliminary operation, the amplification factor of the obtained electric signal can be set, and the reproduced image It is also possible to set processing conditions.
第1図は1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。
l: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:フォトダイオード、6:MOS :
FET、7:金属層、8:p型α−5i:H層、9:i
型α−Si:H層、lO:透明電極層、11.12:金
属層、13:α−3i :H層、14: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
出器の概略的な回路図である。
16:−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
特許出願人 富士写真フィルム株式会社代理人 弁
理士 柳川泰男
第1図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-5i: H layer, 9: i
Type α-Si: H layer, lO: transparent electrode layer, 11.12: metal layer, 13: α-3i: H layer, 14: insulator layer, 15
:Transfer electrode FIG. 3 is a schematic circuit diagram of a photodetector used in the radiation image detection method of the present invention. 16: - Pixel, 17: Light receiving section, 18: Transfer section 19: Scanning pulse generator, 20: Transfer register, 21': Output terminal Patent applicant Fuji Photo Film Co., Ltd. Agent Patent attorney Yasuo Yanagawa Figure 1
Claims (1)
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、
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
検出器とを重ね合わせたのち、該パネルに電磁波を照射
して、該パネルに蓄積S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゜L記感光素子が受光部と転送部とからなり、かつ該
受光部がフォトダイオードであり、該転送部がMOS)
ラジスタであることを特徴とする特許請求の範囲第1項
記載の放射線像検出方法。 3゜上記放射線像変換パネルが、支持体と、その上に設
けられた輝尽性蛍光体を分散状態で含有支持する結合剤
からなる蛍光体層とを有するものであることを特徴とす
る特許請求の範囲第1項記載の放射線像検出方法。 4゜上記輝尽性蛍光体が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であることを特徴
とする特許請求の範囲第1項乃至第3項のいずれかの項
記載の放射線像検出方法。[Claims] 1. 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, and then the panel and ,
After superimposing a photodetector consisting of a large number of photosensitive elements regularly arranged in two dimensions, the panel is irradiated with electromagnetic waves, and the radiation energy accumulated in the panel is converted into photostimulated light. A radiation image detection method comprising emitting photostimulated light and photoelectrically reading the stimulated light using the photodetector. 2゜L The photosensitive element consists of a light receiving part and a transfer part, and the light receiving part is a photodiode, and the transfer part is a MOS)
2. The radiation image detection method according to claim 1, wherein the radiation image detection method is a radiator. 3. A patent characterized in that the above-mentioned radiation image storage panel has a support and a phosphor layer provided thereon, which is made of a binder containing and supporting a stimulable phosphor in a dispersed state. A radiation image detection method according to claim 1. 4. The method according to any one of claims 1 to 3, wherein the stimulable phosphor is a divalent europium-activated alkaline earth metal fluorohalide phosphor. Radiographic image detection method.
Priority Applications (4)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP58086227A JPS59211264A (en) | 1983-05-16 | 1983-05-16 | Radiation image detecting method |
EP84105518A EP0125691B1 (en) | 1983-05-16 | 1984-05-15 | Method for dectecting radiation image |
US06/610,582 US4803359A (en) | 1983-05-16 | 1984-05-15 | Method for detecting 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 true JPS59211264A (en) | 1984-11-30 |
JPH0471347B2 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) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS6363985A (en) * | 1986-09-04 | 1988-03-22 | Toshiba Corp | Two-dimensional radiation detector |
JPS6478185A (en) * | 1987-09-21 | 1989-03-23 | Hitachi Ltd | Radiation detecting element |
JPH01165984A (en) * | 1987-11-10 | 1989-06-29 | Thomson Csf | Apparatus for converting video to electric signal |
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 |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS6363985A (en) * | 1986-09-04 | 1988-03-22 | Toshiba Corp | Two-dimensional radiation detector |
JPS6478185A (en) * | 1987-09-21 | 1989-03-23 | Hitachi Ltd | Radiation detecting element |
JPH01165984A (en) * | 1987-11-10 | 1989-06-29 | Thomson Csf | Apparatus for converting video to electric signal |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH0471347B2 (en) | 1992-11-13 |
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