JP2004002746A - Needle-shaped columnar storage phosphor crystal - Google Patents
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Abstract
Description
【0001】
発明の分野
本発明は刺激放射線によって刺激された後に優れた解像度を与える寸法を有する貯蔵燐光体に関する。
【0002】
特に、本発明は、被覆された後の円柱体の形の針状貯蔵燐光体の充填密度、染料の役割(前記針状貯蔵燐光体の積み重ねられた層に又はその層に隣接して存在するなら)、及びアルカリ土類金属、希土類金属並びに油状化合物又はゴミのような不純物の存在を避けるための必要性に関連する。
【0003】
発明の背景
増感ルミネセント燐光体スクリーンがルミネセント線を直接放出し、かつ前記スクリーンが貯蔵媒体でない従来の放射線写真とは対照的に、刺激性燐光体スクリーン、シート又はパネルとして言及される、放射線像貯蔵パネルを利用する放射線像記録及び再生技術は刺激性燐光体を与えられている。放射線像記録及び再生技術を用いると、放射線像貯蔵パネルの刺激性燐光体は被写体の像情報を担持するか又は試料から放射された放射線を吸収させられる。前記刺激性燐光体は可視光又は赤外線の如き刺激線に露光され、それはその照射露光中その上に貯蔵されたエネルギーの量に比例して刺激性燐光体に光を放出させる。
【0004】
放出された蛍光は次いで電気信号を得るために光電気的に検出される。電気信号はさらに処理され、処理された電気信号は記録材料上に可視像を再生するために利用される。中間貯蔵媒体として貯蔵燐光体シート又はパネルを利用する、この作業方法はまた、“コンピュータ放射線写真”と称される。この作業方法はCsI,KI,RbI,CdS,ZnxCd1−xS,CdWO3,GaySe、Gd2O2S、La2O2S又はPbOzの如きルミネセント材料について例えばUS−A 5171996に記載されているようにX線照射時に放射線を直接放出するシンチレータ材料による放射線検出とは明らかに異なる。
【0005】
放射線写真では放射線医が患者の状態の正確な評価を行うために優れた像品質を持つことが重要であるので、重要な像品質面は解像性及び像信号対ノイズ比である。
【0006】
コンピュータ放射線写真について信号対ノイズ比は多数の要因に依存する。
【0007】
第一に、貯蔵燐光体スクリーンによって吸収されるX線量子の数が重要である。信号対ノイズ比は吸収された量子の数の平方根に比例するだろう。
【0008】
第二に、いわゆる蛍光ノイズが重要である。このノイズは吸収されたX線量子について検出された光刺激された光(PSL)量子の数が小さいという事実によって生じる。多数のPSL光がコンピュータ放射線写真における検出プロセスで失われるので、蛍光ノイズは信号対ノイズ比に対する重要な貢献を有する。平均して少なくとも一つの光子が吸収されたX線量子ごとに検出されることが重要である。もしこのとおりでないなら、多くの吸収されたX線量子が像に寄与せず、信号対ノイズ比が極めて悪いだろう。
【0009】
この状況はX線量子が低いエネルギーで使用されるマンモグラフィにおいて最も危機的である。軟らかいX線ほど少ないPSL中心(PSL centers)を生じ、それゆえ硬いX線より少ないPSL光子を生じるだろう。
【0010】
コンピュータ放射線写真では、PSL中心の数は吸収されたX線量子によって作られる。全てのPSL中心がピクセル刺激のために利用可能な時間の制限のため及び利用可能なレーザ出力の制限のため、読み出しプロセスにおいて刺激されるとは限らない。実際には、PSL中心の約30%だけが刺激されてPSL光子を生じる。これらの光子は全ての方向に放出及び散乱されるので、PSL光子の50%だけが貯蔵燐光体スクリーンの上側で放出され、そこでそれらは検出システムによって検出されることができる。放出されたPSL光子は光ガイドによって検出器の方に案内される。この光ガイドは貯蔵燐光体スクリーンの上に矩形の検出領域を形成しかつ検出側で円形横断面を有する光ファイバーの配列からなってもよい。このタイプの光ガイドはたった30%の開口数しか有さず、それは放出されたPSL光子の3つのうち1つだけが検出器に案内されることを意味する。光ガイドと検出器の間にはフィルターが置かれ、それは貯蔵燐光体スクリーンによって反射される刺激光を遮断し、スクリーンによって放出されるPSL光を透過する。このフィルターはまた、PSL光の小さな吸収及び反射を有し、PSL光子の約75%だけを透過する。コンピュータ放射線写真では光増倍管は一般にPSL信号を電気信号に変形するために使用される。440nmにおいて光増倍管は約20%の量子効率を有する。これは光増倍管に到達する5PSL量子のうち1つだけが検出されることを意味する。
【0011】
要するに、貯蔵燐光体スクリーンだけで作られる1000PSL中心について:
1000×0.3×0.5×0.3×0.75×0.2=6.75
のPSL光子が検出される。
【0012】
もしX線量子ごとに少なくとも一つの検出されるPSL光子を生じることが要求されるなら、X線量子によって作られるPSL中心の数は十分に大きいべきである。あるいは、逆にPSL中心を作るために必要なX線エネルギーは十分に小さいべきである。
【0013】
マンモグラフィでは、X線源の通常のセッティングは28kVpである。これはX線量子の平均エネルギーが15keVのオーダーであるX線スペクトルに導く。このエネルギーを有するX線量子に対して、少なくとも一つの検出されたPSL光子を生じるためには、PSL中心を作るために必要なエネルギーは:
15000×6.75/1000=100eV
未満であるべきである。
【0014】
さらに多くのX線医療像形成システム、特にマンモグラフィに対して微細なディテールの視覚化、高解像高コントラスト像が要求されることが良く知られている。X線フィルム/スクリーン及びデジタルマンモグラフィシステムの解像度はそれぞれ現在20線対/mm及び10線対/mmに制限されている。この制限の主な理由の一つは現在使用されるX線スクリーンにおける燐光体粒子サイズと関連する。特に、燐光体粒子による光散乱及びそれらの粒子境界は像における空間解像度及びコントラストの損失を生じる。解像度及びコントラストを増加するために、可視光の散乱を減少しなければならない。散乱は燐光体の発光効率を維持しながら燐光体粒子サイズを減少することによって減少されることができる。さらに、X線から光への変換効率、量子検出効率(例えば刺激後に放出された光に変換可能な吸収されたX線の部分)及びスクリーン効率(例えば刺激線での照射後にスクリーンから逃避する放出された光の部分)は燐光体粒子サイズの減少によって否定的な方法で影響されるべきではない。特別な利益として以下に与えられるコンピュータ放射線写真記録及び再生技術は従来の放射線写真におけるより顕著に低い放射線量で得られる多量の情報を含む放射線像を示す。放射線像記録及び再生技術は特に医療診断のためのX線像記録の如き直接放射線写真に対して効率的である。
【0015】
無症候の女性母集団の臨床診断及び日常のスクリーニングについて、スクリーン−フィルムマンモグラフィは今日なお、乳癌の早期発見のための技術水準を表す。しかしながら、スクリーン−フィルムマンモグラフィはその効果を低下する制限を持つ。乳房組織での放射線吸収密度の極めて低い差異のため、像コントラストは本質的に低い。フィルムノイズ及び散乱放射線はコントラストをさらに低減し、微小石灰化像の検出を表示像において困難にする。従って、例えばフィルム階調は幅広いラティチュードに対する必要性に対してバランスさせなければならない。
【0016】
コンピュータ放射線写真(CR)システムは第1デジタルシステムと第2デジタルシステムとして広く分類されることができる。第1デジタルシステムはデジタル像を形成するためにセンサー上の入射放射線の使用可能な電気信号への直接変換を意味する。他方、第2デジタルシステムはデジタル像への放射線の変換において中間工程を含む。例えば、デジタルX線透視検査法では、X線を可視像へ中間変換し、それを次いでビデオカメラを使用してデジタル像に変換するために映像増強器が使用される。例えばUS−A 5171996に記載されたシンチレータ材料は読み出すために走査手順を必要としない。なぜならば刺激性又は貯蔵燐光体材料におけるようなエネルギーの貯蔵は全くないからである。X線量子は放出された光に直接変換され、それは光導電層において電荷をさらに生成し、それによって可視像の生成を与える。直接放出された光の散乱は刺激光の散乱が貯蔵されたエネルギーの光刺激の源として極めて重要であるデジタルX線システムに使用される貯蔵燐光体の鮮鋭度とは対照的に鮮鋭度に対して決定的である。光刺激されたルミネセンス(PSL)プレートを利用するシステムで生成されるデジタルX線像はまず可視像をエネルギーとして貯蔵する。第二工程では、貯蔵されたエネルギーは電気信号に変換され、レーザを使用してPSLプレートを走査してデジタル像を形成する。
【0017】
さらに、CRシステムのために走査モードでシリコン光ダイオードアレーを使用する様々な方式が使用される。しかしながら、これらの光ダイオードアレーは10keV以上のエネルギーでのアレーの量子効率(感度)の急激な落ち込みのため、X線を可視光に変換するための中間燐光体スクリーンを必要とする。
【0018】
上記第2デジタルシステムは解像度の損失を含む幾つかの欠点を有する。しかしながら、最近の技術進歩は半導体X線検出器を利用可能なX線像を生成するために使用可能にすることによってこれらの困難を克服することができる。高品質半導体X線検出器は多年にわたって知られているが、これらの検出器は使用のために好適な信号を生成するために極めて感受性の前置増幅器を必要とする。高密度アナログ相補型金属酸化膜半導体(CMOS)集積回路技術及び半導体チップ間の高密度相互接続における最近の進歩によって、センサーチップと称される単一ハイブリッド集積回路上で前置増幅器を有するこれらの検出要素の数千の集積が現在可能である。X線半導体センサーと被写体からのX線の間に位置される吸収層を有する半導体検出器は例えばUS−A 4905265に開示されている。
【0019】
放射線散乱ノイズ、かぶり、ぼけ、斑点及び人工物のような要因によって生ずる劣ったフィルム像品質のために繰り返される露光に対する必要性を除去するために臨床像品質の有意な改良が実現され、そこではデジタル放射線写真技術は医者が像デジタル化によって定量的放射線写真を実施することができ、例えばコンピュータネットワーク上の遠隔部位へのマンモグラムの送信及び微小石灰化像の縁補強の如き有用な補強技術によってそれらを行い、スクリーン−フィルムマンモグラフィと比較して少なくとも7倍の患者によって受けられる吸収された放射線量を有利に減少し、さらにリスク均等化に対する利益を有意に増強することによる35才以上の年齢のグループの無症候母集団の日常のスクリーニングに対するマンモグラフィを容易にし、さらに10回の露光を要求しうる針局所生検法中の患者への吸収される線量を有意に減少する。US−P 5596200に述べられているように、その発明の別の利点は写真フィルムの代わりに標準磁気又は光学ディスク媒体の使用を通して像データの改良された貯蔵及び検索を提供することであり、さらに現在のX線像形成システムと資本コストで負けず、写真フィルム及び関連薬剤、暗室及び他の周辺機器を除去しかつフィルム処理のための技術者の時間を減らすことによって材料コスト及び処理時間を減らす装置を提供することである。その中で所望の半導体材料を決定する際には製造の容易性、X線吸収、及び操作温度のような側面を考慮しなければならない。マンモグラフィ用途に対しては、二つの代替検出材料、シリコン及びヒ化ガリウムが好ましい。シリコン検出器はGaAs検出器より製造がずっと容易であるが、シリコンX線光子量子吸収係数はGaAsよりずっと低い。約25keVより大きいX線エネルギーを有する主要なX線デジタル像形成システムにおける用途に対しては、ずっと高いX線吸収特性を有するセンサー材料が必要とされる。結果として、GaAs、テルル化カドミウム、CdZnTe、アンチモン化インジウム及びゲルマニウムの検出材料が25keVより大きいエネルギーで使用されるべきである。検出器の行及び列の数及びそれらの長さ及び分離はX線像形成システムの特定のデザイン条件によってさらに変更されることができる。例えば列の長さ及び列の数は機械的走査の限界以下であればいかなる所望の値であることができる。アレー状方式でセンサーチップを置くことも考えられる。
【0020】
生成した像は走査中に生成したアラビア数字のマトリックスに対して同形であるので、好適なソフトウェアで信号処理ユニット60によって処理されることができる。例えば、信号の信号対ノイズ比は処理を通して改良されることができる。信号処理からのデータは写真フィルムの代わりに標準的な磁気又は光学ディスク媒体に記憶及び保存されることが有利である。記憶ステーションからのデータは次いで像処理ユニットに送られ、そこで様々な処理操作が像上で実施されることができる。例えば、像処理ユニットは(1)拡大;(2)コントラスト増強及びウインドウ生成;(3)鮮鋭度及び縁階調の増強;(4)像品質の増強のためにグレー又はカラースケールの添付;及び(5)像減算の像操作を実施することができる。像処理によって生成される像はビデオディスプレー、プリンター、フィルム上に表示されることができ又は像送信ネットワークを介して送られることができ、そのネットワークは実質的にリアルタイムの像解釈及び診断のために遠隔の放射線実験室から中央にいる放射線医に像データを送るための衛星又はコンピュータネットワークを含むことができる。他の領域の臨床像形成における用途は、例えば乳房コンピュータ断層撮影(CT)における低い線量の低いコスト用途;コンピュータ補助診断システム(CAD)のためのインテリジェントソフトウェアにおける使用;生検針の定位コンピュータ設定;及び核医療における用途のための放射線制御、鑑視及び非侵襲性像形成システムとして可能である。患者の乳房を横切って像形成信号及びレシーバを走査し、次いで走査に基づいた時間遅延積分複合像を構成することによって患者の乳房を像形成するための装置はUS−A 5526394に記載されている。前記レシーバは放射線感受性検出要素のアレーを含み、そこではアレーの読み出しは位置エンコーダからの出力に基づいてレシーバの走査運動と同期され、従って同期は走査駆動変化にかかわらず維持される。特定の像形成条件に基づいた適切な放射線フィルターの選択を可能にするための装置もまた、そこに開示されている。
【0021】
US−A 6300640は特に、支持体に食刻された極めて小さい溝(微小溝)に配置されたナノ結晶サイズの燐光体(ナノ燐光体)を使用して、放射線、特にX線を検出するための複合燐光体スクリーンに関する。
【0022】
特定の検出器を利用して、X線像形成、特にマンモグラフィ用途においていつも望まれるようなさらなる改良が以下に述べられる。
【0023】
発明の概要
本発明の目的は最適化された光学的特性、より詳細には平坦な貯蔵燐光体プレート又はパネルにおいて燐光体結晶を使用するときに光透明性と解像度、即ち鮮鋭度の間の最適化された関係を得るために所望の寸法を有する燐光体結晶を提供することである。
【0024】
本発明のさらなる目的はマンモグラフィ像形成の場合のように低いエネルギーを有するX線量子を使用するときであっても、良好な信号対ノイズ比で像形成を可能にするコンピュータ放射線写真システムを提供することである。
【0025】
上述の目的は1μm〜30μm(より好ましくは2μm〜15μm)の範囲の平均横断面直径、100μm〜1000μm(より好ましくは100μm〜500μm)の範囲の円柱体の筒部(casing)に沿って測定された平均長さを有する円柱体の形の針状CsBr:Eu2+貯蔵燐光体粒子を提供することによって実現される。
【0026】
特に針状燐光体結晶の寸法に関する本発明の好ましい例についての特別な特徴は従属請求項に述べられている。
【0027】
本発明のさらなる利点及び具体例は以下の記載及び図面から明らかになるだろう。上述の有利な効果は請求項1に述べられた特別な特徴を有することによって実現される。本発明の好ましい例についての特別な特徴は従属請求項に述べられている。本発明のさらなる利点及び具体例は以下の記載(及び図面)から明らかになるだろう。
【0028】
図面の簡単な記述
図1は寸法を示した、円柱体の形の燐光体粒子を有する典型的な針状貯蔵燐光体パネルの写真を示す。
【0029】
発明の詳細な記述
円柱体の形の好ましいCsBr:Eu2+貯蔵燐光体又は刺激性燐光体のような針状燐光体から得られた解像度に関する出発点として、極めて小さい横断面を有する針状結晶は刺激時に得られる刺激された放射線が通過できず、一方極めて大きい直径を有する針状結晶は放射線を容易に通過させるが、不鮮鋭な像に導くことが、実験的に証明された。それゆえ円柱体の形の針状CsBr:Eu2+貯蔵燐光体粒子が選択され、前記燐光体粒子は十分な鮮鋭度を与えるために1μm〜30μm、より好ましくは2μm〜15μmの範囲の平均横断面直径、十分なスピードを与えるために100μm〜1000μm、より好ましくは100μm〜500μmの範囲の前記円柱体の筒部に沿って測定された平均長さを有する。
【0030】
粒子サイズを1μm以下に減少する主要な挑戦の一つは燐光体発光効率の急激な減少にある。これは1μm〜0.01μmの領域において優勢である表面関連非放射プロセスのためである:理論的境界として直径は決して実際の波長を表す440nmより小さくなるべきではなく、従ってその波長から十分に逸脱する境界値として1μmの選択が正当化される。
【0031】
針状構造が描かれるように十分な数の針状結晶をさらに存在させるべきである。なぜならばピクセルサイズでの干渉が除外されないからである。マンモグラフィでは、例えば一つの針状結晶に対して30μmの直径がピクセルの1/2の存在を与えるように60μmのピクセルサイズが通常使用される。ピクセルあたり四つの針状結晶が与えられ、その場合には“エイリアシング(aliasing)”が起こる最小値と一致する。本発明によるさらに好ましい例では、針状燐光体は2μm〜15μmの範囲の平均直径を有するべきである。
【0032】
好ましい化学蒸着(CVD)技術による針状結晶の製造中、針状構造から逸脱するわずかにアモルファスな(amorf)層が支持体と接触して形成されることが観察される:“核層”と称されるこの層はCDVプロセスにおける蒸着パラメータに依存して約30μmの平均厚さを有する。感度と信号対ノイズ比の間の最も好ましい妥協を示す作用システムを得るために、アモルファス核層の厚さの少なくとも2倍を越える針状結晶の長さを有する針状結晶を与えることが推奨される。結果として100μmがほぼ境界である。それより小さな針状結晶長さは感度及び十分に高い信号対ノイズ値を不足するからである。
【0033】
さらに1000μmより大きな針状結晶長さはレーザ光の強度が弱められ針状結晶の底に到達できないので望ましくない。1000μmを越える針状層は読み出されることができず、かつ所望の信号に寄与しない。刺激された放射線によって放出された光として多くが1000μmより大きい厚さを有する針状層から逃避することができないだろう。本発明によるさらに好ましい例では、針状燐光体は100μm〜500μmの範囲の平均長さを有するべきである。
【0034】
さらにCsBr:Eu2+貯蔵針状燐光体母集団についてのさらに好ましい(無次元の)パラメータは針状母集団における円柱直径に対する長さの平均比であり、それは5〜200の範囲、より好ましくは20〜100の範囲である。この範囲を計算するために、針状結晶の平均長さは多数の針状燐光体円柱体の平均長さと同様に計算され、両方の比から対応する数字が得られる。
【0035】
微小溝として作用する円柱体の壁はナノ燐光体によって放出された光を微小溝円柱体の下方へ電子装置の如き好適な光収集装置に反射するように配置される。光は極端な収差又は偏向がなければ良好に案内されるので、円柱被覆内に滑らかな表面を有する壁を与えることが推奨される。
【0036】
CsBr:Eu2+貯蔵針状燐光体母集団を特徴づける別の重要なパラメータは平均横断面直径及び平均筒部長さについての変動係数であり、光出力の効率及び鮮鋭度を表示する。好ましい例では、前記変動係数は0.30未満であり、さらに好ましい例では0.20未満、最も好ましくは最大0.10である。
【0037】
本発明による針状CsBr:Eu2+貯蔵燐光体粒子は17mg/cm2〜400mg/cm2の範囲の前記貯蔵燐光体粒子についての量で本発明による貯蔵燐光体プレート又はパネルに被覆されることが好ましい。
【0038】
本発明の明細書に述べられたような寸法を有する針状CsBr:Eu2+貯蔵燐光体は高い変換効率を有し、そのためPSL中心を作るために低い量のX線エネルギーが必要とされる。PSL中心を作るために必要とされるX線エネルギーの量が100eV未満であり、さらに請求項に表現されたような所望の寸法を有する燐光体が発明されている。さらに、高い品質を有するこの燐光体に導く製造法が与えられる。
【0039】
本発明によれば、貯蔵燐光体スクリーン又はパネルが与えられ、前記スクリーン又はパネルは前記スクリーン又はパネルに衝突したX線から貯蔵されたエネルギーを有する燐光体粒子の刺激後に放射線を放出し、前記パネルは:
− 平坦な表面を有する支持体;
− 支持体の表面上に延びる多数の円柱体針状燐光体(前記燐光体は前述の円柱体の形の針状CsBr:Eu2+貯蔵燐光体粒子である)。
【0040】
好ましい例では前記多数の針状燐光体は結合剤のない燐光体層を形成する。
【0041】
基本構造として放射線像貯蔵パネルは、刺激性燐光体層が自己支持性を有する場合でない限り、支持体と、その支持体の一つの表面上に横たわる刺激性燐光体層を含む。刺激性燐光体層が自己支持性を有する場合、放射線像貯蔵パネルは必ずしも支持体を与えられる必要はない。別の例では針状燐光体は例えば支持体がいわゆる“中空繊維”から構成されるときのように、(構造化された又はされていない)支持体層に蒸着されている。一般に刺激性燐光体層は結合剤層と前記結合剤に分散された刺激性燐光体を含む層から構成される。しかしながら、好ましい化学蒸着技術によって蒸着された後に、本発明のような寸法を有する針状柱状燐光体は蒸着層として規則的に配列された方法で下塗りされた支持体に垂直に積み上げられ、前記規則的に配列された層はUS−A 5171996のように予め形成されたパターンによって予め決定されない。
【0042】
本発明のような寸法を有する針状燐光体を与えられた放射線像貯蔵パネルは支持体材料に隣接する支持体を別にして、反射又は反射防止層及び/又は染料含有ハレーション防止層を持ってもよい。反射防止特性を有する層は例えばMgF2のような無機材料から構成されてもよいが、それに限定されない。
【0043】
本発明による放射線像貯蔵パネルは支持体、所望により光反射層及び/又は染料含有ハレーション防止層、及び刺激性燐光体層を含む典型的な構成を有する放射線像貯蔵パネルをとることによって以下にさらに記載されるだろう。
【0044】
支持体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、ポリアミド、ポリイミド、トリアセテート、ポリカーボネート、Kevlar(登録商標)のようなプラスチック物質のフィルム、アルミニウム箔及びアルミニウム合金箔の如き金属シート、普通紙、バリタ紙、樹脂被覆紙、二酸化チタンの如き顔料を含有する顔料紙、及びポリビニルアルコールなどでサイジングした紙の如き公知の放射線像貯蔵パネルに一般に使用される様々な種類の支持体材料から選択される材料から構成されてもよい。
【0045】
あるいは、支持体はガラス支持体(着色又は非着色を含む)又は耐熱性の合成樹脂材料であってもよく、蒸着された金属層を与えられてもよい。これに関して電子回路(PCB)に通常使用される材料は支持体として使用するために極めて好適である。その一例としてPERTINAX(登録商標)と称される合成材料(上に10μm〜200μmの範囲の厚さを有する銅の層が蒸着されている)は使用のために極めて好適である。この合成材料は250℃を超える温度までの加熱による破壊に抵抗し、従って劣化のない蒸着を与える。
【0046】
かかる合成樹脂材料のX線吸収は極めて低いので、X線量を測定するために合成支持体の後にX線検出器(いわゆるAEC検出器)を装着してもよい。結果としてアルミニウムはその厚さが十分に低いときに金属層として使用するために好適であるにすぎない。
【0047】
蒸着された材料としての銅は脆性及びフレアーのようなガラス支持体の不利な特性を示さない合成支持体材料に対して極めて良好な接着性を有する反射金属層を与える。
【0048】
本発明の放射線像貯蔵パネルの支持体の燐光体層と、中間染料含有ハレーション防止層と、又は形成された反射もしくは反射防止層との接着性を改良するために、接着性付与層が推奨され、前記層は針状燐光体の蒸着工程に使用される高温に抵抗する高分子量材料から構成される。
【0049】
光反射(防止)層は、光反射(防止)物質、結合剤、及び溶媒を含有する被覆組成物を作り、その被覆組成物を支持体表面上に均一に適用して被覆組成物の被覆フィルムを形成することによって形成されてもよい。結合剤及び光反射(防止)層の形成のための溶媒は刺激性燐光体層の形成のために使用される結合剤及び溶媒から選択されてもよい。通常、光反射層の形成のための被覆組成物における例えば白色顔料に対する結合剤の混合比は1:1〜1:50の範囲から選択されてもよく、前記個々の数字は重量比として表示される。光反射(防止)層の反射(防止)特性の見地から、結合剤の割合はできるだけ低いことが好ましい。光反射(防止)層の形成の容易性及び放射線像貯蔵パネルの機械的及び物理的強度を考慮するとき、光反射(防止)層の形成のための被覆組成物における例示された顔料に対する結合剤の混合比は1:2〜1:20(重量比として表示)の範囲から選択されることが好ましい。光反射層の厚さは5μm〜100μmの範囲内にあることが好ましい。光反射層の形成のための被覆組成物はドクターブレード、ロールコータ、又はナイフコータの如き通常の被覆手段で適用されてもよい。被覆組成物の被覆フィルムが支持体表面上に形成された後に、被覆フィルムは少しずつ加熱され乾燥される。
【0050】
顔料又は染料は染料蒸着が可能であるという条件で、刺激性燐光体とともに刺激性燐光体針状結晶の間の隙間に蒸着されてもよい。それゆえ、分解されない染料又は顔料を持つことが要求され、その光学的特性は貯蔵燐光体とともに蒸着中に増大した温度の影響下で変わらないことが要求される。かかる場合では、刺激性燐光体と染料又は顔料の比(重量比)は1000000:1〜1000:1の範囲内にあることが好ましい。顔料が刺激性燐光体層中に貯蔵燐光体とともに導入される場合には、刺激線を反射する光反射層は刺激性燐光体層の一つの表面上に形成されてもよい。本発明の範囲内で使用するために好適な染料の例はメチレンブルー(C16H18ClN3)、アズレB(C15H17ClN3S)、トルイジンブルー0(C15H16N3SCl)、チオニン(C12H10ClN3S)、インドシアニングリーン(IGC)(C43H47N2O6S2Na)、マグネシウムフタロシアニン、オキサトリカルボシアニン、インドトリカルボシアニン、亜鉛フタロシアニン、オキサジン、クリプトシアニン及びテトラ−1−ブチル−ナフタロシアニンであるが、最も好ましい顔料染料として、上述の種類中で最も化学的に安定した染料であるβ−銅フタロシアニン(CuC32N6H16)が選択される。針状燐光体結晶の間の望ましくない間隙なしに極めて薄い均質に着色された層の被覆が達成される。好ましい染料顔料は青着色されているので、赤色のレーザ放射線の極めて良好な吸収及び青色の光の極めて良好な透過が可能である。前記β−銅フタロシアニンはCiba−Geigy、スイスから入手可能である。
【0051】
本発明によれば針状像燐光体プレートに染料又は顔料を混入するための方法が提供される。顔料又は染料が溶解されるアルコール溶液に浸漬された後、前記燐光体プレートは存在するアルコールを蒸発するため及び燐光体プレート中の染料を不動化するために風乾されることが好ましい。本発明による好ましい例では、結合剤は前記方法に使用されるアルコール染料溶液に、低量で、好ましくは1重量%から10重量%の量で存在させる。染料の存在は一つの針状結晶から別の(隣接する)針状結晶への光の移動を避け、針状構造の有利な効果を増強する:これはわずかなスピード減少が検出されるが、さらに一層改良された鮮鋭度又は解像度を生じる。本発明によれば貯蔵燐光体プレート又はパネルは1μg/m2〜1000μg/m2の量で一種以上の染料を含むことが好ましい。
【0052】
既に前述したように円柱体被覆内に滑らかな表面を有する壁を与えることが推奨される。好ましい例では前記円柱体の壁は衝突する刺激放射線を吸収する染料又は顔料で着色される。
【0053】
本発明によれば貯蔵燐光体スクリーンは刺激を実施した後に前記燐光体によって放出される放射線を少なくとも部分的に(最も好ましくは全体的に)反射するように配置された、前記円柱体の壁に沿って配置された光反射性被覆を有する。
【0054】
別の例では反射性被覆は前記円柱体の壁に沿って配置され、より好ましくは前記反射性被覆は金属被覆である。金属被覆の場合には金、銀、プラチナ、パラジウム、ニッケル及びアルミニウムからなる群から選択される金属が最も好ましい。
【0055】
刺激性燐光体層を物理的及び化学的に保護するためのプラスチック材料から構成される透明保護フィルムは刺激性燐光体層の表面上に一般に形成され、その表面は支持体側表面の反対である。本発明による放射線像貯蔵パネルはかかる透明保護フィルムを与えられることが好ましい。保護フィルムは、例えばプラスチックフィルムが前もって作られ、次いで接着剤で刺激性燐光体層の表面に接着される技術を用いて刺激性燐光体層上に形成されてもよい。あるいは、保護フィルムは、被覆組成物を含有する保護フィルム材料が刺激性燐光体層の表面上に適用され、次いで乾燥される技術を用いて刺激性燐光体層上に形成されてもよい。
【0056】
微細な粒子充填剤は干渉不均一性を減少するため及び放射線像の像品質を増強するために保護層に含められてもよい。光透過性プラスチックフィルムの製造のために適切な樹脂の例はポリエチレンテレフタレート及びポリエチレンナフタレートの如きポリエステル樹脂;及びセルローストリアセテートの如きセルロースエステル誘導体を含む。光透過性プラスチックフィルムの製造のために、ポリオレフィン及びポリアミドの如き様々な樹脂材料を使用してもよい。保護フィルムの厚さはほぼ数μm(例えば鮮鋭度のためには3μm〜約20μm)の範囲内にあることが好ましい。保護被覆に隣接して反射防止層、例えばMgF2の層をさらに加えてもよい。
【0057】
前記貯蔵燐光体スクリーンは放射線を選択的に減衰するように配置された針状円柱体燐光体粒子の少なくとも一部に被覆された放射線減衰手段を含むことが好ましい。好ましい例では前記スクリーンは微小溝に配置された被覆を含む放射線減衰手段を与えられる。
【0058】
本発明による貯蔵燐光体スクリーンは刺激時に貯蔵燐光体によって放出された放射線を収集するための手段をさらに含む。
【0059】
さらに良く知られているようにデジタル医療X線像形成器を製造するために多くの試みがなされている。像平面におけるX線のエネルギー分布は照射された対象物、人の組織及び骨によって決定され、結果として空間的にかつ強度スケールでほとんど連続的なエネルギースペクトルを生じる。像は一般にグレートーンが正確な診断のために保護されることが必要である低コントラスト像である。かかるX線像は一般にアナログ方式でフィルム上に連続的に記録される。しかしながら、本発明のようなデジタル記録装置は写真要素又はピクセル上で平均化された強度を決定する。
【0060】
物理的検出プロセス及びピクセルの間隔は装置の解像度を決定する。各ピクセルにおける強度は通常、有限数のレベルの一つに入れられる。従って、グレースケール解像度は連続スペクトルの値であるよりむしろこのレベル数に制限される。全ての公知の装置は解像度及びグレースケール性能を最適化することを意図するが、通常いずれかの側面に制限される。直接変換装置はX線を減衰し、好適な電極によって収集のための自由電子ホール対を生成するためのセレンの層の使用を含む。それらはまた、固体又は気体媒体におけるX線の変換に続いて、ピクセル化CCDカメラにおける放出された電子の増加、変換及び電荷収集の如き他の手段を含む。間接変換装置はX線の可視光への変換のために上述のような光刺激性燐光体を利用し、そこでは前記光刺激性燐光体は赤色光によって後での活性化のために像を貯蔵する。燐光体は走査レーザによって“読み出される”ことができ、貯蔵された像と一致する青色光を放出する。さらに放出された光は光増倍管によって収集及び検出される。
【0061】
前に開示されたような貯蔵燐光体粒子とともに顔料染料を被覆することを別として、前記顔料染料はファイバーオプティックプレート(FOP)(クリアなガラスから構成されることが好ましい)上の極めて薄い層に被覆されてもよく、一般に知られているようにかかるFOPの収集効率は他の光学的構成要素よりずっと良好である。結果として前記顔料染料でカバーされたかかるFOPを介してCCD装置に理想的な方法で導かれるように刺激後に針状燐光体によって放出される光を与える機会が提供される。前記染料顔料は既に前述したようなアルコール染料溶液から被覆されることができ又は蒸着されることができる。
【0062】
針状燐光体における及び対応する針状燐光体貯蔵パネルにおける不純物の不存在が大いに望まれることが確立される。
【0063】
まずドーパントからの不純物が存在しないことが望ましい。選択されるCsBr:Eu2+燐光体はアルカリ金属(イオン)、特にリチウム、ナトリウム、カリウム及びルビジウムから選択されるもの;ストロンチウムのようなアルカリ土類金属;並びにタリウムを含有しないことが好ましい。同時にサマリウムが存在することがさらに望ましい。
【0064】
しかしながら、もし存在するなら、製造方法によって、それらの元素の分析は0.01mol%未満、より好ましくは0.001mol%未満の量で上記元素の存在を示すべきである。p.p.m.量ではそれらの不純物は100p.p.m.未満、より好ましくは10p.p.m.未満の量で存在させるべきである。
【0065】
本発明によれば、針状CsBr:Eu2+貯蔵燐光体粒子を有する貯蔵燐光体プレート又はパネルは、もしアルカリ土類金属Li,Na,K,Rbのいずれか一つ;アルカリ土類金属Sr又はランタナイドSm,Tm及びPrのいずれか一つを含むなら、その100p.p.m.以下の量、より好ましくは10p.p.m.以下の量であることが好ましい。
【0066】
上述の不純物を別にして油及びゴミが存在しないことが大いに望まれる。油の存在は蒸着ユニットからの油の損失によるかもしれず、それによって針状燐光体の針状結晶間の油の浸透を生じる。材料はその表面において望ましくないまぶしさを生じるとき及びそれがより透明になるとき、これらの現象は反射及び散乱特性の変化を明らかに示す。散乱が低下すると増大した鮮鋭度をもたらすが、再生できない量の油の存在は制御不可能な製造工程の一部をなすものとして認められることができない。そうでなければ制御された製造工程において少量の油を加え(例えばスプレーし)、過剰量の油から表面を清浄する(表面の油の存在を避け、かくして針状燐光体粒子間に浸透した油を与える)機会が与えられる。しかしながら、もし本発明による貯蔵プレート又はパネル上に存在するなら、油又はゴミは約10p.p.m.を越えない量で存在させることが好ましい。
【0067】
支持体の温度は形成中針状結晶の直径に影響を有するので、充填密度にも影響を有することは明らかである。針状燐光体粒子の蒸着中の支持体の好ましい温度は約250℃の範囲である。
【0068】
好ましくは結合剤のない燐光体スクリーンは例えばアルゴンのような不活性ガス雰囲気下の蒸着によって作られる。蒸着中の支持体の温度及び不活性ガスの圧力を調整することによって、針状結晶の結晶寸法及び充填密度を所望のレベルに調整することができる。
【0069】
蒸着中に使用するために好適な不活性ガスとしてArが好ましい。蒸着装置中に入る気流の温度は0℃〜100℃の温度に維持されることが有利である。好ましくは気流は室温で、即ち約20℃〜約30℃で保持される。蒸着装置に入る冷却気流は蒸着前の蒸気及び支持体の両方を冷却することができる。前記支持体を50℃≦T≦300℃、より好ましくは90℃≦T≦200℃の温度Tで保持することが好ましい。Ar圧力は最大10Paであることが好ましく、より好ましくは1Pa〜3Paに保持されることが好ましい。
【0070】
燐光体スクリーンが上述の条件下で作られるとき針状結晶の肉眼で見える寸法に影響しうることを見出した:上述の方法が使用されるとき、2μm〜10μmの直径を有する薄い針状結晶が得られた。これは燐光体又は燐光体プリカーサの蒸着速度が1mg/cm2・minより上のときに特にそうであった。針状結晶の充填密度は70%〜90%である。
【0071】
ディスプレースクリーン被覆では、燐光体はディスプレースクリーンの最適な明るさが得られうるように高い充填密度を有するべきである。さらにディスプレイスクリーン被覆中の燐光体は均質に分布されるべきである。即ち、感光性燐光体懸濁液は乾燥プロセスにおいて“泡”及び“ピンホール”を形成すべきではない。ディスプレースクリーン被覆中の個々のピクセルは高い解像度を示してシャドウマスク構造を正確に再現すべきである。燐光体の色は被覆プロセスにおいてそれらの色純度を保持するべきである。さらに、ディスプレースクリーン被覆は十分に接着するべきであり、ディスプレイスクリーンの非露光領域はくもりがないべきである。
【0072】
平坦な貯蔵燐光体スクリーン又はパネルの構成におけるさらなる改良に向けられた本願では、それらの燐光体スクリーンの製造及び操作はスクリーンの光出力を増加するために使用される被覆又は層配置の適用によって、特に円柱形を有する蒸着された貯蔵燐光体結晶の寸法を改良することによって最適化される。X線エネルギーを単一露光で検出されうるようにするスクリーンに適用されたX線エネルギーの選択的フィルタリング及び/又は減衰は、所望時に光を反射し、さらにX線に対して透過であるように配置された被覆によってさらに与えられてもよい。前述したようなこの範囲内の貯蔵燐光体スクリーンに関する改良は、EP−A 1065525,1103846及び1113458;WO 01/003156及びUS出願0159004;及びEP−A 1286362,1286363,1286364,1286365;並びにEP出願No.01000694,01000695,01000696,01000697(2001年12月3日出願)及びEP出願No.01000711(2001年12月5日出願)のような過去の出願に記載されている。
【0073】
本発明によれば、前述のような放射線像貯蔵燐光体パネルがさらに使用され、そこでは放射線像を貯蔵及び再生するための像形成方法においてその方法は被写体を通過した又は前記被写体によって放出された放射線エネルギーで前記放射線像貯蔵パネルを露光し、前記像貯蔵パネル上に潜像の形で前記放射線エネルギーを貯蔵し;可視又は赤外領域の刺激線での照射によって光の形で貯蔵されたエネルギーを放出し、それによって紫外又は可視波長領域からの光を放出し;貯蔵パネルから放出された前記光を光収集手段によって収集し;収集された光を一連の電気信号に変換し;かつ電気信号から潜像に対応する像を生成する工程を含む。
【0074】
本発明をその好ましい例と関連した実施例において以下記載するが、本発明をそれらの例に限定することを意図しないことが理解されるだろう。
【0075】
実施例
針状像燐光体プレートに染料又は顔料を混入するために、顔料又は染料をアルコール溶液に溶解した。前記燐光体プレートをアルコール溶液に浸漬し、風乾した:アルコールが蒸発するにつれて、染料は燐光体プレート中で不動化された。前記アルコール染料溶液においてMOWILITH CT5(ビニルアセテート及びクロトン酸のコポリマー、Hoechst AG,Frankfurt、ドイツの商標名)を5重量%の量で結合剤として存在させた。
【0076】
別の実験ではCsBr:Eu2+貯蔵燐光体の針状燐光体層はガラス上に蒸着された。感度(スピード)及び均質性が測定された。
【0077】
蒸着された針状結晶間への油の浸透を与えるために柔らかい組織を有する燐光体層の表面上に一滴の油を広げた。表面のまぶしさ及び透明性の増加が視覚的に観察された。
【0078】
感度(スピード)及び均質性が再び測定された:スピードは2〜3倍減少したが、均質性は得られた像のように悪影響を与え、強く異なる“くもり”部位が観察された。これは油汚染の影響が部位(2mm〜5mmの範囲の最大直径を有する部位)間で異なるので組織中の局部的な相異を示す。スピードは新たなアニール工程を実施した後でなくても、その最高の元のレベルに到達するために後で回復されることはできない。
【0079】
感度(スピード)及び均質性は14日後に再び測定された:油滴の添加直後に測定されたものによれば、同一の結果が得られた。
【0080】
これらの測定から油の影響が永続的であることが確立されることができる。
【0081】
本発明の好ましい例を詳細に記載したが、添付の請求項に規定されたような本発明の範囲を逸脱しない限り多数の変更をその中でなしうることが当業者には明らかであるだろう。
【図面の簡単な説明】
【図1】寸法を示した、円柱体の形の燐光体粒子を有する典型的な針状貯蔵燐光体パネルの写真を示す。[0001]
Field of the invention
The present invention relates to storage phosphors having dimensions that give excellent resolution after being stimulated by stimulating radiation.
[0002]
In particular, the present invention relates to the packing density of the acicular storage phosphor in the form of a cylinder after being coated, the role of the dye (in the stacked layer of said acicular storage phosphor or in the vicinity of said layer). If) and the need to avoid the presence of alkaline earth metals, rare earth metals and impurities such as oily compounds or debris.
[0003]
Background of the Invention
Radiation image storage, referred to as stimulable phosphor screens, sheets or panels, in contrast to conventional radiography in which a sensitized luminescent phosphor screen emits luminescent lines directly and said screen is not a storage medium Radiation image recording and reproduction techniques utilizing panels have been provided with stimulable phosphors. Using radiation image recording and reproduction techniques, the stimulable phosphor of the radiation image storage panel carries image information of the subject or absorbs radiation emitted from the sample. The stimulable phosphor is exposed to a stimulating ray, such as visible light or infrared light, which causes the stimulable phosphor to emit light in proportion to the amount of energy stored thereon during the irradiation exposure.
[0004]
The emitted fluorescence is then detected opto-electrically to obtain an electrical signal. The electrical signal is further processed and the processed electrical signal is used to reproduce a visible image on a recording material. This method of operation, utilizing a storage phosphor sheet or panel as an intermediate storage medium, is also referred to as "computer radiography". This working method is CsI, KI, RbI, CdS, ZnxCd1-xS, CdWO3, GaySe, Gd2O2S, La2O2Luminescent materials such as S or PbOz are distinctly different from radiation detection by scintillator materials which emit radiation directly upon irradiation with X-rays, for example as described in US-A-5171996.
[0005]
In radiography, it is important for a radiologist to have good image quality in order to make an accurate assessment of a patient's condition, so the important aspects of image quality are resolution and image signal to noise ratio.
[0006]
For computer radiography, the signal to noise ratio depends on a number of factors.
[0007]
First, the number of X-ray quanta absorbed by the storage phosphor screen is important. The signal-to-noise ratio will be proportional to the square root of the number of quantum absorbed.
[0008]
Second, so-called fluorescent noise is important. This noise is caused by the fact that the number of photostimulated light (PSL) quanta detected for the absorbed X-ray quanta is small. Fluorescence noise has a significant contribution to the signal-to-noise ratio because a lot of PSL light is lost in the detection process in computer radiography. It is important that on average at least one photon is detected for each absorbed X-ray quantum. If not, many absorbed X-ray quanta will not contribute to the image and the signal-to-noise ratio will be very poor.
[0009]
This situation is most critical in mammography where X-ray quanta are used at low energies. Soft X-rays will produce fewer PSL centers (PSL @ centers) and therefore will produce fewer PSL photons than hard X-rays.
[0010]
In computer radiography, the number of PSL centers is created by absorbed X-ray quanta. Not all PSL centers are stimulated in the readout process due to the limited time available for pixel stimulation and the available laser power. In practice, only about 30% of the PSL centers are stimulated to produce PSL photons. As these photons are emitted and scattered in all directions, only 50% of the PSL photons are emitted above the storage phosphor screen, where they can be detected by the detection system. The emitted PSL photons are guided by a light guide towards a detector. This light guide may consist of an array of optical fibers forming a rectangular detection area on the storage phosphor screen and having a circular cross section on the detection side. Light guides of this type have only a 30% numerical aperture, which means that only one out of three emitted PSL photons is guided to the detector. A filter is placed between the light guide and the detector, which blocks the stimulating light reflected by the storage phosphor screen and transmits the PSL light emitted by the screen. This filter also has small absorption and reflection of PSL light and transmits only about 75% of the PSL photons. In computer radiography, photomultipliers are commonly used to transform PSL signals into electrical signals. At 440 nm, the photomultiplier has a quantum efficiency of about 20%. This means that only one of the 5 PSL quanta reaching the photomultiplier is detected.
[0011]
In short, for a 1000 PSL center made with a storage phosphor screen only:
1000 × 0.3 × 0.5 × 0.3 × 0.75 × 0.2 = 6.75
Of PSL photons are detected.
[0012]
If it is required to produce at least one detected PSL photon per X-ray quantum, the number of PSL centers created by the X-ray quantum should be large enough. Alternatively, conversely, the X-ray energy required to create a PSL center should be small enough.
[0013]
In mammography, the usual setting of the X-ray source is 28 kVp. This leads to an X-ray spectrum in which the average energy of the X-ray quanta is of the order of 15 keV. For an X-ray quantum having this energy, to generate at least one detected PSL photon, the energy required to create the PSL center is:
15000 × 6.75 / 1000 = 100 eV
Should be less than.
[0014]
It is well known that many X-ray medical imaging systems, especially mammography, require fine detail visualization and high resolution and high contrast images. The resolution of X-ray film / screen and digital mammography systems is currently limited to 20 line pairs / mm and 10 line pairs / mm, respectively. One of the main reasons for this limitation relates to the phosphor particle size in currently used X-ray screens. In particular, light scattering by the phosphor particles and their particle boundaries results in loss of spatial resolution and contrast in the image. In order to increase resolution and contrast, scattering of visible light must be reduced. Scattering can be reduced by reducing the phosphor particle size while maintaining the phosphor's emission efficiency. In addition, X-ray to light conversion efficiency, quantum detection efficiency (e.g., the portion of absorbed X-rays that can be converted to light emitted after stimulation) and screen efficiency (e.g., emission that escapes from the screen after irradiation with stimulation light) (The fraction of light emitted) should not be negatively affected by the reduction in phosphor particle size. Computer radiographic recording and reproduction techniques, given below as special benefits, show radiological images containing a large amount of information obtained at significantly lower radiation doses than in conventional radiography. Radiation image recording and reproduction techniques are particularly efficient for direct radiography, such as X-ray image recording for medical diagnostics.
[0015]
For clinical diagnosis and routine screening of an asymptomatic female population, screen-film mammography still represents the state of the art for early detection of breast cancer. However, screen-film mammography has limitations that reduce its effectiveness. Due to the very low difference in radiation absorption density in breast tissue, the image contrast is inherently low. Film noise and scattered radiation further reduce contrast, making detection of microcalcified images difficult in displayed images. Thus, for example, film gradations must be balanced against the need for a wide latitude.
[0016]
Computer radiography (CR) systems can be broadly classified as first digital systems and second digital systems. The first digital system refers to the direct conversion of incident radiation on a sensor into usable electrical signals to form a digital image. On the other hand, the second digital system includes an intermediate step in the conversion of radiation into a digital image. For example, in digital fluoroscopy, an image intensifier is used to intermediately convert X-rays to a visible image, which is then converted to a digital image using a video camera. For example, the scintillator material described in US-A-5171996 does not require a scanning procedure to read out. Because there is no storage of energy as in stimulable or storage phosphor materials. The X-ray quanta are converted directly into the emitted light, which further creates a charge in the photoconductive layer, thereby providing a visible image. The scatter of the directly emitted light is sharper than the sharpness of the storage phosphor used in digital X-ray systems, where the scatter of the stimulating light is very important as a source of photostimulation of the stored energy. Is decisive. Digital X-ray images generated by systems utilizing photostimulated luminescence (PSL) plates first store the visible image as energy. In a second step, the stored energy is converted to electrical signals and a laser is used to scan the PSL plate to form a digital image.
[0017]
In addition, various schemes using silicon photodiode arrays in scan mode for CR systems are used. However, these photodiode arrays require an intermediate phosphor screen to convert X-rays into visible light due to the sharp drop in quantum efficiency (sensitivity) of the array at energies of 10 keV and higher.
[0018]
The second digital system has several disadvantages, including loss of resolution. However, recent technological advances can overcome these difficulties by enabling semiconductor X-ray detectors to generate usable X-ray images. Although high quality solid state x-ray detectors have been known for many years, these detectors require a very sensitive preamplifier to produce a signal suitable for use. Due to recent advances in high density analog complementary metal oxide semiconductor (CMOS) integrated circuit technology and high density interconnects between semiconductor chips, those having a preamplifier on a single hybrid integrated circuit called a sensor chip. Thousands of sensing element integrations are currently possible. A semiconductor detector having an X-ray semiconductor sensor and an absorption layer located between X-rays from a subject is disclosed, for example, in US Pat. No. 4,905,265.
[0019]
Significant improvements in clinical image quality have been realized to eliminate the need for repeated exposure due to poor film image quality caused by factors such as radiation scatter noise, fog, blur, speckles and artifacts, where Digital radiography techniques allow physicians to perform quantitative radiography by image digitization, which can be performed by useful augmentation techniques such as transmitting mammograms to remote sites on a computer network and edge enhancement of microcalcified images. A group of 35 years or older by advantageously reducing the absorbed radiation dose received by the patient at least 7 times compared to screen-film mammography and further significantly increasing the benefit to risk equalization Mammography for routine screening of asymptomatic populations in Japan To be significantly reduced an additional 10 times absorbed dose to the patient the needle local production in Kenho that may require exposure. Another advantage of the invention, as described in U.S. Pat. No. 5,596,200, is to provide improved storage and retrieval of image data through the use of standard magnetic or optical disk media instead of photographic film, and Competitive with current X-ray imaging systems in capital costs, reducing material costs and processing time by eliminating photographic film and related chemicals, darkrooms and other peripherals and reducing technician time for film processing It is to provide a device. In determining the desired semiconductor material, aspects such as manufacturability, X-ray absorption, and operating temperature must be considered. For mammography applications, two alternative detection materials, silicon and gallium arsenide, are preferred. Silicon detectors are much easier to manufacture than GaAs detectors, but the silicon X-ray photon quantum absorption coefficient is much lower than GaAs. For applications in primary X-ray digital imaging systems having X-ray energies greater than about 25 keV, sensor materials with much higher X-ray absorption properties are required. As a result, GaAs, cadmium telluride, CdZnTe, indium antimonide and germanium sensing materials should be used at energies greater than 25 keV. The number of rows and columns of detectors and their length and separation can be further modified by the specific design conditions of the x-ray imaging system. For example, the length of the rows and the number of rows can be any desired value below the limit of the mechanical scan. It is also conceivable to place the sensor chips in an array-like manner.
[0020]
Since the generated image is isomorphic to the matrix of Arabic numerals generated during scanning, it can be processed by the signal processing unit 60 with suitable software. For example, the signal-to-noise ratio of the signal can be improved through processing. The data from the signal processing is advantageously stored and stored on standard magnetic or optical disk media instead of photographic film. The data from the storage station is then sent to an image processing unit, where various processing operations can be performed on the image. For example, the image processing unit may include (1) enlargement; (2) contrast enhancement and window generation; (3) sharpness and edge gradation enhancement; (4) gray or color scale attachment for enhanced image quality; (5) Image operation of image subtraction can be performed. The image produced by the image processing can be displayed on a video display, printer, film, or sent via an image transmission network, which provides substantially real-time image interpretation and diagnostics. A satellite or computer network for transmitting image data from a remote radiation laboratory to a central radiologist can be included. Applications in other areas of clinical imaging include, for example, low cost, low cost applications in breast computed tomography (CT); use in intelligent software for computer-aided diagnostic systems (CAD); stereotactic computer settings of biopsy needles; It is possible as a radiation control, visual and non-invasive imaging system for applications in nuclear medicine. An apparatus for imaging a patient's breast by scanning the imaging signal and receiver across the patient's breast and then constructing a scan-based time-delay integrated compound image is described in US-A 5,526,394. . The receiver includes an array of radiation sensitive detection elements, where the readout of the array is synchronized with the scanning motion of the receiver based on the output from the position encoder, so that synchronization is maintained regardless of scan drive changes. An apparatus for allowing selection of an appropriate radiation filter based on specific imaging conditions is also disclosed therein.
[0021]
US Pat. No. 6,300,640 specifically uses a nanocrystal-sized phosphor (nanophosphor) arranged in very small grooves (microgrooves) etched in a support for detecting radiation, especially X-rays. And a composite phosphor screen.
[0022]
Further improvements utilizing the particular detector, as always desired in x-ray imaging, especially in mammography applications, are described below.
[0023]
Summary of the Invention
It is an object of the present invention to optimize optimized optical properties, more particularly between light transparency and resolution, i.e. sharpness, when using phosphor crystals in flat storage phosphor plates or panels. It is to provide a phosphor crystal having the desired dimensions to obtain the relationship.
[0024]
It is a further object of the present invention to provide a computer radiography system which allows imaging with a good signal-to-noise ratio even when using X-ray quanta having low energies as in mammographic imaging. That is.
[0025]
The above objectives are measured along an average cross-sectional diameter in the range 1 μm to 30 μm (more preferably 2 μm to 15 μm), and a cylindrical casing in the range 100 μm to 1000 μm (more preferably 100 μm to 500 μm). CsBr: Eu in the form of a cylinder having an average length2+This is achieved by providing storage phosphor particles.
[0026]
Particular features of preferred embodiments of the invention, in particular with regard to the size of the acicular phosphor crystals, are set out in the dependent claims.
[0027]
Further advantages and embodiments of the present invention will become apparent from the following description and drawings. The above-mentioned advantageous effects are realized by having the special features stated in claim 1. Particular features of preferred embodiments of the invention are set out in the dependent claims. Further advantages and embodiments of the present invention will become apparent from the following description (and drawings).
[0028]
Brief description of drawings
FIG. 1 shows a photograph of a typical acicular storage phosphor panel having phosphor particles in the form of cylinders, with dimensions indicated.
[0029]
Detailed description of the invention
Preferred CsBr: Eu in cylindrical form2+As a starting point for the resolution obtained from needle-shaped phosphors such as storage phosphors or stimulable phosphors, needle-shaped crystals with a very small cross section cannot pass the stimulated radiation obtained during stimulation, while It has been experimentally demonstrated that needle-shaped crystals having a large diameter allow radiation to pass easily, but lead to sharp images. Therefore, needle-shaped CsBr: Eu in the form of a cylinder2+Storage phosphor particles are selected, said phosphor particles having an average cross-sectional diameter in the range of 1 μm to 30 μm to provide sufficient sharpness, more preferably 2 μm to 15 μm, 100 μm to 1000 μm to provide sufficient speed, More preferably, it has an average length measured along the cylindrical portion of the cylinder in the range of 100 μm to 500 μm.
[0030]
One of the major challenges in reducing the particle size below 1 μm is in the sharp decrease in phosphor luminous efficiency. This is due to a surface-related non-radiative process that is predominant in the region from 1 μm to 0.01 μm: as a theoretical boundary the diameter should never be smaller than 440 nm, representing the actual wavelength, and therefore well deviate from that wavelength The choice of 1 μm is justified as the boundary value to be used.
[0031]
There should also be a sufficient number of needle-like crystals so that the needle-like structures are drawn. This is because interference at the pixel size is not excluded. In mammography, for example, a pixel size of 60 μm is usually used so that a diameter of 30 μm gives one half of a pixel for one needle crystal. Four needles are provided per pixel, which is consistent with the minimum at which "aliasing" occurs. In a further preferred example according to the invention, the needle-shaped phosphor should have an average diameter in the range from 2 μm to 15 μm.
[0032]
During the manufacture of needle crystals by the preferred chemical vapor deposition (CVD) technique, it is observed that a slightly amorphous layer (amorph) deviating from the needle structure is formed in contact with the support: This layer referred to has an average thickness of about 30 μm, depending on the deposition parameters in the CDV process. In order to obtain a working system that exhibits the most favorable compromise between sensitivity and signal-to-noise ratio, it is recommended to provide needles having a needle length greater than at least twice the thickness of the amorphous nucleation layer. You. As a result, 100 μm is almost the boundary. Because smaller needle crystal lengths lack sensitivity and sufficiently high signal-to-noise values.
[0033]
Further, a needle crystal length greater than 1000 μm is not desirable because the intensity of the laser beam is weakened and cannot reach the bottom of the needle crystal. Needle layers exceeding 1000 μm cannot be read out and do not contribute to the desired signal. Many of the light emitted by the stimulated radiation will not be able to escape from the acicular layer having a thickness greater than 1000 μm. In a further preferred example according to the invention, the needle-shaped phosphor should have an average length in the range from 100 μm to 500 μm.
[0034]
Further, CsBr: Eu2+A further preferred (dimensionless) parameter for the stored needle phosphor population is the average ratio of length to cylinder diameter in the needle population, which ranges from 5 to 200, more preferably from 20 to 100. is there. To calculate this range, the average length of the acicular crystals is calculated similarly to the average length of a number of acicular phosphor cylinders, and a corresponding figure is obtained from both ratios.
[0035]
The walls of the cylinder acting as microgrooves are arranged to reflect the light emitted by the nanophosphor below the microgroove cylinder to a suitable light collection device, such as an electronic device. It is recommended to provide a wall with a smooth surface within the cylindrical coating, since the light is well guided without extreme aberrations or deflections.
[0036]
CsBr: Eu2+Another important parameter that characterizes the stored needle phosphor population is the coefficient of variation for the average cross-sectional diameter and the average barrel length, which indicates the efficiency and sharpness of light output. In a preferred example, the coefficient of variation is less than 0.30, in a more preferred example less than 0.20, most preferably a maximum of 0.10.
[0037]
Acicular CsBr: Eu according to the present invention2+17 mg / cm storage phosphor particles2~ 400mg / cm2Preferably, the storage phosphor plate or panel according to the present invention is coated in an amount for said storage phosphor particles in the range of.
[0038]
Acicular CsBr: Eu having dimensions as stated in the description of the invention2+Storage phosphors have high conversion efficiencies, so that low amounts of X-ray energy are required to create PSL centers. Phosphors have been invented in which the amount of X-ray energy required to create a PSL center is less than 100 eV and further has the desired dimensions as set forth in the claims. Furthermore, a manufacturing method is provided which leads to this phosphor with high quality.
[0039]
According to the invention, a storage phosphor screen or panel is provided, said screen or panel emitting radiation after stimulation of phosphor particles having stored energy from X-rays impinging on said screen or panel, said panel or panel comprising: Is:
A support having a flat surface;
-A number of cylindrical needle-shaped phosphors extending on the surface of the support, said phosphors being needle-shaped needle-shaped CsBr: Eu2+Storage phosphor particles).
[0040]
In a preferred embodiment, the multiple needle phosphors form a binderless phosphor layer.
[0041]
As a basic structure, a radiation image storage panel comprises a support and a stimulable phosphor layer lying on one surface of the support, unless the stimulable phosphor layer is self-supporting. If the stimulable phosphor layer is self-supporting, the radiation image storage panel need not necessarily be provided with a support. In another example, the acicular phosphor is deposited on a (structured or unstructured) support layer, such as when the support is comprised of so-called "hollow fibers". Generally, the stimulable phosphor layer comprises a binder layer and a layer containing the stimulable phosphor dispersed in the binder. However, after being deposited by the preferred chemical vapor deposition technique, the needle-shaped columnar phosphors having dimensions as in the present invention are stacked vertically on a primed support in a regularly arranged manner as a deposited layer, wherein said ordered The ordered layers are not predetermined by a pre-formed pattern as in US-A-5171996.
[0042]
Radiation image storage panels provided with acicular phosphors having dimensions as in the present invention have, apart from the support adjacent to the support material, a reflective or antireflective layer and / or a dye-containing antihalation layer. Is also good. The layer having antireflection properties is, for example, MgF2However, the present invention is not limited thereto.
[0043]
The radiation image storage panel according to the present invention is further described below by taking a radiation image storage panel having a typical configuration comprising a support, optionally a light reflecting layer and / or a dye-containing antihalation layer, and a stimulable phosphor layer. Will be described.
[0044]
The support may be a film of a plastic material such as cellulose acetate, polyester, polyethylene terephthalate, polyamide, polyimide, triacetate, polycarbonate, Kevlar®, a metal sheet such as aluminum foil and aluminum alloy foil, plain paper, barita paper, resin. Consisting of materials selected from various types of support materials commonly used in known radiation image storage panels, such as coated paper, pigmented paper containing pigments such as titanium dioxide, and paper sized with polyvinyl alcohol and the like. You may.
[0045]
Alternatively, the support may be a glass support (including colored or uncolored) or a heat-resistant synthetic resin material, and may be provided with a deposited metal layer. In this connection, the materials commonly used for electronic circuits (PCBs) are very suitable for use as supports. By way of example, a synthetic material called PERTINAX® (on which a layer of copper having a thickness in the range of 10 μm to 200 μm is deposited) is very suitable for use. This synthetic material resists destruction by heating up to temperatures above 250 ° C., thus providing a deposition without degradation.
[0046]
Since the X-ray absorption of such a synthetic resin material is extremely low, an X-ray detector (so-called AEC detector) may be mounted after the synthetic support to measure the X-ray dose. As a result, aluminum is only suitable for use as a metal layer when its thickness is low enough.
[0047]
Copper as a deposited material provides a reflective metal layer with very good adhesion to synthetic support materials that do not exhibit the disadvantageous properties of glass supports such as brittleness and flare.
[0048]
In order to improve the adhesion between the phosphor layer of the support of the radiation image storage panel of the present invention, the intermediate dye-containing antihalation layer, or the formed reflection or antireflection layer, an adhesion-imparting layer is recommended. The layer is composed of a high temperature resistant high molecular weight material used in the needle phosphor deposition process.
[0049]
The light reflection (prevention) layer forms a coating composition containing a light reflection (prevention) substance, a binder, and a solvent, and uniformly applies the coating composition on the surface of the support to form a coating film of the coating composition. May be formed. The binder and the solvent for forming the light reflecting (preventing) layer may be selected from the binders and solvents used for forming the stimulable phosphor layer. Generally, the mixing ratio of the binder to the white pigment, for example, in the coating composition for forming the light reflecting layer may be selected from the range of 1: 1 to 1:50, and the individual figures are expressed as weight ratios. You. From the viewpoint of the reflection (prevention) characteristics of the light reflection (prevention) layer, the proportion of the binder is preferably as low as possible. Binders for the exemplified pigments in the coating composition for the formation of the light-reflective (anti-) layer when considering the ease of forming the light-reflective (anti-) layer and the mechanical and physical strength of the radiation image storage panel Is preferably selected from the range of 1: 2 to 1:20 (expressed as a weight ratio). The thickness of the light reflecting layer is preferably in the range of 5 μm to 100 μm. The coating composition for forming the light reflecting layer may be applied by conventional coating means such as a doctor blade, a roll coater, or a knife coater. After the coating film of the coating composition is formed on the surface of the support, the coating film is heated and dried little by little.
[0050]
Pigments or dyes may be deposited in the interstices between the stimulable phosphor needles along with the stimulable phosphor, provided that dye deposition is possible. Therefore, it is required to have a dye or pigment that does not decompose, and its optical properties, together with the storage phosphor, need not change under the influence of increased temperature during the deposition. In such a case, the ratio (weight ratio) of the stimulable phosphor to the dye or pigment is preferably in the range of 1,000,000: 1 to 1000: 1. If a pigment is introduced into the stimulable phosphor layer together with the storage phosphor, a light reflecting layer reflecting the stimulating rays may be formed on one surface of the stimulable phosphor layer. An example of a dye suitable for use within the scope of the present invention is methylene blue (C16H18ClN3), Azure B (CFifteenH17ClN3S), Toluidine Blue 0 (CFifteenH16N3SCl), thionine (C12H10ClN3S), indocyanine green (IGC) (C43H47N2O6S2Na), magnesium phthalocyanine, oxatricarbocyanine, indotricarbocyanine, zinc phthalocyanine, oxazine, cryptocyanine and tetra-1-butyl-naphthalocyanine, but the most preferred pigment dyes are the most chemically Β-copper phthalocyanine (CuC)32N6H16) Is selected. Coating of a very thin homogeneously colored layer is achieved without undesired gaps between the acicular phosphor crystals. Preferred dye pigments are blue-tinted, so that a very good absorption of the red laser radiation and a very good transmission of the blue light are possible. The β-copper phthalocyanine is available from Ciba-Geigy, Switzerland.
[0051]
According to the present invention there is provided a method for incorporating a dye or pigment into a needle image phosphor plate. After being immersed in an alcohol solution in which the pigment or dye is dissolved, the phosphor plate is preferably air-dried to evaporate the alcohol present and to immobilize the dye in the phosphor plate. In a preferred embodiment according to the invention, the binder is present in the alcohol dye solution used in the process in a low amount, preferably in an amount of 1% to 10% by weight. The presence of the dye avoids the transfer of light from one needle to another (adjacent) needle and enhances the beneficial effect of the needle structure: although a slight speed reduction is detected, Produces even improved sharpness or resolution. According to the invention, the storage phosphor plate or panel is 1 μg / m2~ 1000 μg / m2Preferably contains one or more dyes.
[0052]
As already mentioned above, it is recommended to provide a wall with a smooth surface within the cylindrical coating. In a preferred embodiment, the walls of the cylinder are colored with a dye or pigment that absorbs impinging stimulating radiation.
[0053]
According to the invention, a storage phosphor screen is provided on the wall of the cylinder, arranged to at least partially (most preferably totally) reflect the radiation emitted by the phosphor after performing the stimulation. A light-reflective coating disposed along it.
[0054]
In another example, the reflective coating is disposed along a wall of the cylinder, more preferably the reflective coating is a metal coating. In the case of a metal coating, a metal selected from the group consisting of gold, silver, platinum, palladium, nickel and aluminum is most preferred.
[0055]
A transparent protective film composed of a plastic material for physically and chemically protecting the stimulable phosphor layer is generally formed on the surface of the stimulable phosphor layer, the surface being opposite to the support side surface. The radiation image storage panel according to the invention is preferably provided with such a transparent protective film. The protective film may be formed on the stimulable phosphor layer using, for example, a technique in which a plastic film is preformed and then adhered to the surface of the stimulable phosphor layer with an adhesive. Alternatively, the protective film may be formed on the stimulable phosphor layer using a technique in which the protective film material containing the coating composition is applied onto the surface of the stimulable phosphor layer and then dried.
[0056]
Fine particle fillers may be included in the protective layer to reduce interference non-uniformity and to enhance the image quality of the radiation image. Examples of suitable resins for the production of light transmissive plastic films include polyester resins such as polyethylene terephthalate and polyethylene naphthalate; and cellulose ester derivatives such as cellulose triacetate. Various resin materials such as polyolefins and polyamides may be used for the production of the light-transmitting plastic film. Preferably, the thickness of the protective film is in the range of approximately a few μm (eg 3 μm to about 20 μm for sharpness). An anti-reflective layer, eg MgF, adjacent to the protective coating2May be further added.
[0057]
Preferably, the storage phosphor screen comprises radiation attenuating means coated on at least a portion of the acicular cylindrical phosphor particles arranged to selectively attenuate radiation. In a preferred embodiment, the screen is provided with radiation attenuating means comprising a coating arranged in the microgrooves.
[0058]
The storage phosphor screen according to the invention further comprises means for collecting the radiation emitted by the storage phosphor upon stimulation.
[0059]
Many attempts have been made to manufacture digital medical X-ray imagers, as is well known. The energy distribution of the X-rays in the image plane is determined by the illuminated object, human tissue and bone, resulting in an almost continuous energy spectrum on a spatial and intensity scale. The image is generally a low contrast image where the gray tones need to be protected for an accurate diagnosis. Such X-ray images are generally recorded continuously on film in analog fashion. However, digital recording devices such as the present invention determine the averaged intensity on a photographic element or pixel.
[0060]
The physical detection process and pixel spacing determine the resolution of the device. The intensity at each pixel is typically put into one of a finite number of levels. Thus, the grayscale resolution is limited to this number of levels, rather than being a continuous spectrum value. All known devices are intended to optimize resolution and gray scale performance, but are usually limited to any aspect. Direct conversion devices involve the use of a layer of selenium to attenuate x-rays and create free electron hole pairs for collection by suitable electrodes. They also include other means such as increasing the emitted electrons in a pixelated CCD camera, converting and collecting charge following conversion of X-rays in a solid or gaseous medium. Indirect converters utilize photostimulable phosphors as described above for the conversion of x-rays to visible light, where the photostimulable phosphors image red light for later activation. Store. The phosphor can be "read out" by a scanning laser and emits blue light consistent with the stored image. Further emitted light is collected and detected by the photomultiplier.
[0061]
Apart from coating the pigment dye with the storage phosphor particles as previously disclosed, the pigment dye is applied to a very thin layer on a fiber optic plate (FOP), which preferably comprises clear glass. The collection efficiency of such FOPs, which may be coated and is generally known, is much better than other optical components. As a result, an opportunity is provided to provide the light emitted by the acicular phosphor after stimulation so as to be guided in an ideal manner to the CCD device via such a FOP covered with the pigment dye. The dye pigment can be coated or deposited from an alcohol dye solution as already described above.
[0062]
It is established that the absence of impurities in the needle phosphor and in the corresponding needle phosphor storage panel is highly desired.
[0063]
First, it is desirable that no impurities from the dopant exist. CsBr to be selected: Eu2+The phosphor is preferably free of alkali metals (ions), especially those selected from lithium, sodium, potassium and rubidium; alkaline earth metals such as strontium; and thallium. More preferably, samarium is present at the same time.
[0064]
However, if present, depending on the method of manufacture, analysis of those elements should indicate the presence of said elements in an amount of less than 0.01 mol%, more preferably less than 0.001 mol%. p. p. m. In terms of quantity, these impurities are 100 p. p. m. Less than 10 p. p. m. Should be present in less than an amount.
[0065]
According to the present invention, acicular CsBr: Eu2+The storage phosphor plate or panel having the storage phosphor particles may include any one of the alkaline earth metals Li, Na, K, and Rb; any one of the alkaline earth metals Sr or the lanthanides Sm, Tm, and Pr. If included, its 100p. p. m. The following amount, more preferably 10 p. p. m. The following amounts are preferred.
[0066]
It is highly desirable that there be no oil and debris apart from the impurities mentioned above. The presence of oil may be due to loss of oil from the deposition unit, thereby causing oil penetration between the needle crystals of the needle phosphor. These phenomena clearly show a change in reflection and scattering properties when the material produces an undesirable glare on its surface and as it becomes more transparent. While reduced scattering results in increased sharpness, the presence of non-renewable amounts of oil cannot be recognized as part of an uncontrollable manufacturing process. Otherwise add a small amount of oil (eg spraying) in a controlled manufacturing process and clean the surface from excess oil (avoid the presence of oil on the surface, thus penetrating the oil between the acicular phosphor particles) Is given). However, if present on a storage plate or panel according to the present invention, the oil or debris is about 10 p. p. m. Is preferably present in an amount not exceeding.
[0067]
Since the temperature of the support has an effect on the diameter of the needles during formation, it is clear that it also has an effect on the packing density. The preferred temperature of the support during deposition of the acicular phosphor particles is in the range of about 250 ° C.
[0068]
Preferably the binderless phosphor screen is made by vapor deposition under an inert gas atmosphere such as argon. By adjusting the temperature of the support and the pressure of the inert gas during the deposition, the crystal size and packing density of the acicular crystals can be adjusted to desired levels.
[0069]
Ar is preferred as an inert gas suitable for use during deposition. Advantageously, the temperature of the air stream entering the vapor deposition device is maintained at a temperature between 0C and 100C. Preferably, the air stream is maintained at room temperature, i. The cooling airflow entering the vapor deposition device can cool both the vapor and the support prior to vapor deposition. The support is preferably maintained at a temperature T of 50 ° C ≦ T ≦ 300 ° C., more preferably 90 ° C. ≦ T ≦ 200 ° C. The Ar pressure is preferably at most 10 Pa, more preferably 1 Pa to 3 Pa.
[0070]
It has been found that when the phosphor screen is made under the conditions described above, the macroscopic dimensions of the needles can be affected: when the above method is used, thin needles having a diameter of 2 μm to 10 μm are obtained. Obtained. This is because the deposition rate of the phosphor or phosphor precursor is 1 mg / cm.2-Especially when it was above min. The packing density of the needle crystals is 70% to 90%.
[0071]
For display screen coating, the phosphor should have a high packing density so that optimal brightness of the display screen can be obtained. Furthermore, the phosphor in the display screen coating should be homogeneously distributed. That is, the photosensitive phosphor suspension should not form "bubbles" and "pinholes" in the drying process. Individual pixels in the display screen coating should exhibit high resolution to accurately reproduce the shadow mask structure. Phosphor colors should retain their color purity during the coating process. In addition, the display screen coating should adhere well and the unexposed areas of the display screen should be free of fogging.
[0072]
In the present application, which is directed to further improvements in the construction of flat storage phosphor screens or panels, the manufacture and operation of those phosphor screens depends on the application of the coating or layer arrangement used to increase the light output of the screen. In particular, it is optimized by improving the dimensions of the deposited storage phosphor crystals having a cylindrical shape. Selective filtering and / or attenuation of the X-ray energy applied to the screen, which allows the X-ray energy to be detected in a single exposure, reflects light when desired, and is also transparent to X-rays. It may be further provided by a placed coating. Improvements on storage phosphor screens within this range as described above are described in EP-A Nos. 10655525, 1103846 and 111458; WO 01/003156 and U.S. Pat. No. 1,159,004; . 01000694, 01000695, 01000696, 01000697 (filed on December 3, 2001) and EP Application No. No. 01000711 (filed on Dec. 5, 2001).
[0073]
According to the present invention, there is further used a radiation image storage phosphor panel as described above, wherein in a method of imaging for storing and reproducing a radiation image, the method has passed through or emitted by an object. Exposing said radiation image storage panel with radiation energy and storing said radiation energy in the form of a latent image on said image storage panel; energy stored in the form of light by irradiation with stimulating rays in the visible or infrared region And thereby emit light from the ultraviolet or visible wavelength range; collecting the light emitted from the storage panel by light collection means; converting the collected light into a series of electrical signals; Generating an image corresponding to the latent image from the image.
[0074]
While the invention will be described in the following in connection with preferred embodiments thereof, it will be understood that it is not intended to limit the invention to those embodiments.
[0075]
Example
To incorporate the dye or pigment into the needle image phosphor plate, the pigment or dye was dissolved in an alcohol solution. The phosphor plate was dipped in an alcohol solution and air-dried: as the alcohol evaporated, the dye was immobilized in the phosphor plate. In the alcohol dye solution MOWILITH @ CT5 (copolymer of vinyl acetate and crotonic acid, Hoechst @ AG, Frankfurt, trade name of Germany) was present as a binder in an amount of 5% by weight.
[0076]
In another experiment, CsBr: Eu2+The acicular phosphor layer of the storage phosphor was deposited on glass. Sensitivity (speed) and homogeneity were measured.
[0077]
A drop of oil was spread over the surface of the phosphor layer with a soft texture to provide oil penetration between the deposited needles. An increase in surface glare and transparency was visually observed.
[0078]
Sensitivity (speed) and homogeneity were measured again: speed was reduced by a factor of 2-3, but homogeneity was adversely affected, as in the resulting image, and strongly different "cloudy" sites were observed. This indicates a local difference in the tissue as the effect of oil contamination is different between sites (sites having a maximum diameter in the range of 2-5 mm). The speed cannot be restored later to reach its highest original level, even after performing a new annealing step.
[0079]
Sensitivity (speed) and homogeneity were measured again after 14 days: identical results were obtained according to those measured immediately after addition of the oil droplets.
[0080]
From these measurements, the effects of oilIs permanentThat can be established.
[0081]
Having described preferred embodiments of the invention in detail, it will be apparent to those skilled in the art that numerous changes may be made therein without departing from the scope of the invention as defined in the appended claims. .
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 shows a photograph of a typical acicular storage phosphor panel having phosphor particles in the form of cylinders, with dimensions indicated.
Claims (6)
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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