JP2020101563A - Radiation detector and radiation image imaging method - Google Patents
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Abstract
Description
本開示は、放射線検出器及び放射線画像撮影方法に関する。 The present disclosure relates to a radiation detector and a radiation image capturing method.
放射線画像撮影に関する技術として、以下の技術が知られている。例えば、特許文献１には、放射線像貯蔵燐光体プレートと、金属フィルタ箔とを含むＸ線像形成カセットが記載されている。また、特許文献２には、支持体上の一方の側に輝尽性蛍光体層を有する放射線画像変換パネルを用いる放射線画像撮影方法において、Ｘ線照射時、該支持体のもう一方の側から被写体を介して輝尽性蛍光体層にＸ線が照射され、輝尽性蛍光体層側から読み取りを行うことが記載されている。 The following techniques are known as techniques relating to radiographic image capturing. For example, U.S. Pat. No. 5,837,037 describes an X-ray imaging cassette that includes a radiation image storage phosphor plate and a metal filter foil. Further, in Patent Document 2, in a radiographic image capturing method using a radiographic image conversion panel having a stimulable phosphor layer on one side of a support, the X-ray irradiation from the other side of the support is performed. It is described that the stimulable phosphor layer is irradiated with X-rays through an object to read from the stimulable phosphor layer side.
近年、輝尽性蛍光体層を有する放射線検出器について、金属製の試験体を検査対象とする非破壊検査に適したものが求められている。金属製の試験体は、その厚さ及び材料に応じた低いエネルギー領域の放射線を吸収する特性があり、通常、同じ材料同士では、厚さが厚いほど、より広い範囲のエネルギー領域の放射線を吸収する。したがって、金属製の試験体では、輝尽性蛍光体層に到達する放射線量が少なくなってしまい、鮮明な画像を得ることが難しい場合がある。この場合、放射線源の管電圧を高くし、照射する放射線の実効エネルギーを高くすることで、輝尽性蛍光体層に到達する放射線量を確保することが求められる。 In recent years, radiation detectors having a stimulable phosphor layer have been demanded to be suitable for nondestructive inspection in which a metal test body is an inspection target. Metal test specimens have the property of absorbing radiation in the low energy region depending on their thickness and materials.In general, the thicker the thickness of the same material, the more radiation it absorbs in the wider energy region. To do. Therefore, in the case of a metallic test body, the amount of radiation reaching the stimulable phosphor layer is small, and it may be difficult to obtain a clear image. In this case, it is required to secure the radiation dose reaching the stimulable phosphor layer by increasing the tube voltage of the radiation source and increasing the effective energy of the applied radiation.
一方、放射線源の管電圧を高くしても、一定以上の高いエネルギー領域の放射線は、輝尽性蛍光体層で吸収することができず透過してしまうので、輝尽性蛍光体層にそのエネルギーを蓄積することができず、感度が低下する場合がある。また、試験体に入射する放射線による前方散乱線が生じ、前方散乱線の影響により、得られる画像のコントラストが低下してしまう場合がある。 On the other hand, even if the tube voltage of the radiation source is increased, radiation in a high energy region above a certain level cannot be absorbed by the stimulable phosphor layer and is transmitted therethrough. Energy cannot be stored and sensitivity may decrease. In addition, the forward scattered rays may be generated by the radiation incident on the test body, and the contrast of the obtained image may be lowered due to the influence of the forward scattered rays.
本開示は、以上の事情を鑑みてなされたものであり、鮮明な画像を得ることができる放射線検出器及び放射線画像撮影方法を提供することを目的とする。 The present disclosure has been made in view of the above circumstances, and an object of the present disclosure is to provide a radiation detector and a radiation image capturing method capable of obtaining a clear image.
上記目的を達成するために、本開示の放射線検出器は、放射線が照射される側から順に、放射線のうち一部のエネルギー領域の放射線を吸収する第１のフィルタと、支持体と、輝尽性蛍光体層と、を備える。 In order to achieve the above object, a radiation detector according to the present disclosure includes a first filter that absorbs radiation in a partial energy region of radiation, a support, and a photostimulant in order from the side where the radiation is applied. Fluorescent phosphor layer.
なお、本開示の放射線検出器は、第１のフィルタが、金属板であり、第１のフィルタと支持体との間に設けられ、第１のフィルタに放射線が照射されることで発生する二次電子線を吸収する第２のフィルタを更に備えてもよい。 In the radiation detector of the present disclosure, the first filter is a metal plate, is provided between the first filter and the support, and is generated by irradiating the first filter with radiation. A second filter that absorbs the next electron beam may be further provided.
また、本開示の放射線検出器は、輝尽性蛍光体層の放射線が照射される側と反対側の面に接して設けられた保護層を更に備えてもよい。 Further, the radiation detector of the present disclosure may further include a protective layer provided in contact with the surface of the stimulable phosphor layer opposite to the side irradiated with the radiation.
また、本開示の放射線検出器は、輝尽性蛍光体層が、厚さが１２０μｍ以上であってもよい。 Further, in the radiation detector of the present disclosure, the stimulable phosphor layer may have a thickness of 120 μm or more.
また、本開示の放射線検出器は、輝尽性蛍光体層の放射線が照射される側と反対側に設けられ、後方散乱線を吸収する第３のフィルタを更に備えてもよい。 The radiation detector of the present disclosure may further include a third filter that is provided on the side of the stimulable phosphor layer opposite to the side on which the radiation is irradiated and that absorbs backscattered rays.
また、本開示の放射線検出器は、第３のフィルタが、放射線が照射される側と対向する側から順に、後方散乱線を吸収する第１の金属板と、第１の金属板に後方散乱線が照射されることで発生する二次電子線を吸収する第２の金属板と、第２の金属板に第１の金属板で発生する二次電子線が照射されることで発生する二次電子線を吸収する樹脂層と、を備えてもよい。 Further, in the radiation detector of the present disclosure, the third filter sequentially absorbs backscattered rays from the first metal plate that absorbs the backscattered rays in order from the side facing the side irradiated with the radiation, and backscatters on the first metal plate. A second metal plate that absorbs a secondary electron beam generated by irradiation with a beam, and a second metal plate that is generated by irradiating the second metal plate with a secondary electron beam generated by the first metal plate. And a resin layer that absorbs the next electron beam.
本開示の放射線画像撮影方法は、上記の放射線検出器を用いた放射線画像撮影方法であって、放射線として、管電圧が１３５ｋＶ以上の条件で出力されたＸ線若しくはγ線、又は実効エネルギーが８０ｋｅＶ以上のＸ線若しくはγ線を、第１のフィルタの側に配置された試験体を介して、放射線検出器に照射することを特徴とする。 A radiographic image capturing method of the present disclosure is a radiographic image capturing method using the above-described radiation detector, wherein X-rays or γ-rays output under a tube voltage of 135 kV or more or effective energy of 80 keV is used as radiation. The above-mentioned X-rays or γ-rays are applied to the radiation detector through a test body arranged on the side of the first filter.
なお、本開示の放射線画像撮影方法は、放射線が照射される側と反対側から輝尽性蛍光体層に励起光を照射して、輝尽性蛍光体層から輝尽光を発生させることにより、試験体の画像を取得することを特徴とするものであってもよい。 Incidentally, the radiation image capturing method of the present disclosure, by irradiating the stimulable phosphor layer with excitation light from the side opposite to the side irradiated with radiation, and generating stimulable light from the stimulable phosphor layer. Alternatively, it may be characterized by acquiring an image of the test body.
また、本開示の放射線画像撮影方法は、励起光の光量を選択することで、輝尽光を発生させる輝尽性蛍光体層の深さ位置を選択することを特徴とするものであってもよい。 Further, the radiation image capturing method of the present disclosure may be characterized by selecting the depth position of the stimulable phosphor layer that generates stimulable light by selecting the amount of excitation light. Good.
また、本開示の放射線画像撮影方法は、取得した試験体の画像を反転させる処理を更に含むことを特徴とするものであってもよい。 The radiographic image capturing method of the present disclosure may further include a process of inverting the acquired image of the test body.
また、本開示の放射線画像撮影方法は、試験体が、放射線の透過方向における厚さが７ｍｍ以上の金属であることを特徴とするものであってもよい。 Further, the radiation image capturing method of the present disclosure may be characterized in that the test body is a metal having a thickness of 7 mm or more in the radiation transmitting direction.
また、本開示の放射線画像撮影方法は、支持体と支持体に積層された輝尽性蛍光体層とを含むイメージングプレートに、支持体の側に配置された試験体を介して、管電圧が１３５ｋＶ以上の条件で出力されたＸ線若しくはγ線、又は実効エネルギーが８０ｋｅＶ以上のＸ線若しくはγ線を照射し、イメージングプレートの輝尽性蛍光体層の側から励起光を照射して、輝尽性蛍光体層から輝尽光を発生させることにより、試験体の画像を取得することを特徴とする。 Further, the radiation image capturing method of the present disclosure, an imaging plate including a support and a stimulable phosphor layer laminated on the support, via a test body arranged on the support side, the tube voltage is Irradiation with X-rays or γ-rays output under conditions of 135 kV or higher, or X-rays or γ-rays with an effective energy of 80 keV or higher, and excitation light from the side of the stimulable phosphor layer of the imaging plate It is characterized in that an image of the test body is acquired by generating stimulated emission from the stimulable phosphor layer.
本開示によれば、鮮明な画像を得ることができる放射線検出器及び放射線画像撮影方法を提供することができる。 According to the present disclosure, it is possible to provide a radiation detector and a radiation image capturing method capable of obtaining a clear image.
以下、図面を参照して、本開示の技術を実施するための形態例を詳細に説明する。本実施形態に係る放射線検出器１０は、図１に示すように、試験体Ｔを介して放射線が照射されることで試験体Ｔの透視画像を得ることができるものであり、特に試験体Ｔの内部に含まれるきずＦを検査する非破壊検査に適している。なお、本実施形態に係る放射線検出器１０は、用途を非破壊検査に限るものではなく、医療用画像の撮影等に用いることもできる。 Hereinafter, an example of a mode for carrying out the technique of the present disclosure will be described in detail with reference to the drawings. As shown in FIG. 1, the radiation detector 10 according to the present embodiment is capable of obtaining a fluoroscopic image of the test body T by being irradiated with radiation through the test body T, and in particular, the test body T It is suitable for nondestructive inspection for inspecting flaws F contained in the inside of. In addition, the radiation detector 10 according to the present embodiment is not limited to the application to the nondestructive inspection, but may be used to capture a medical image or the like.
まず、図２を参照して、本実施形態に係る放射線検出器１０の構成について説明する。図１に示すように、本実施形態に係る放射線検出器１０は、放射線が照射される側から順に、第１のフィルタ１４と、イメージングプレート（以下、「ＩＰ」という）２０と、を備える。ＩＰ２０は、放射線が照射される側から順に、支持体２２と、輝尽性蛍光体層２４と、を備える。なお、第１のフィルタ１４と、ＩＰ２０とは、接着されていてもよいし、着脱可能に構成されていてもよい。 First, the configuration of the radiation detector 10 according to the present exemplary embodiment will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 1, the radiation detector 10 according to the present embodiment includes a first filter 14 and an imaging plate (hereinafter, referred to as “IP”) 20 in order from the side on which the radiation is irradiated. The IP 20 includes a support 22 and a stimulable phosphor layer 24 in order from the side irradiated with radiation. The first filter 14 and the IP 20 may be adhered to each other, or may be detachable.
支持体２２は、外からの衝撃から輝尽性蛍光体層２４を保護し、適度な柔軟性及び強度を有する材料で構成される。支持体２２の材料の一例としては、２００〜４００μｍ程度の厚さを有するＰＥＴ（Polyethylene terephthalate：ポリエチレンテレフタレート）等の樹脂フィルム等が挙げられる。また、放射線検出器１０により得られる画像の画質を調整するため、支持体２２として、放射線の反射及び吸収特性を有する、透明ＰＥＴ、白色ＰＥＴ及び黒色ＰＥＴ等を適用してもよい。 The support 22 protects the stimulable phosphor layer 24 from an external impact and is made of a material having appropriate flexibility and strength. An example of the material of the support 22 is a resin film such as PET (Polyethylene terephthalate) having a thickness of about 200 to 400 μm. Further, in order to adjust the image quality of the image obtained by the radiation detector 10, as the support 22, transparent PET, white PET, black PET or the like having the reflection and absorption characteristics of radiation may be applied.
輝尽性蛍光体層２４は、放射線（Ｘ線、α線、β線、γ線及び紫外線等）を照射すると該放射線のエネルギーの一部を蓄積し、その後励起光を照射すると蓄積されたエネルギーに応じた輝尽光を発する輝尽性蛍光体（蓄積性蛍光体）をシート状としたものである。輝尽性蛍光体としては、例えば、ユーロピウムなどの希土類元素により付活されているハロゲン化バリウム蛍光体、セリウムなどの希土類元素により付活されているオキシハライド蛍光体などを用いることができる。 The stimulable phosphor layer 24 accumulates a part of the energy of the radiation when it is irradiated with radiation (X-rays, α-rays, β-rays, γ-rays, ultraviolet rays, etc.), and then accumulates the energy when it is irradiated with excitation light. The sheet is made of a stimulable phosphor (accumulative phosphor) that emits stimulated emission according to the above. As the stimulable phosphor, for example, a barium halide phosphor activated by a rare earth element such as europium or an oxyhalide phosphor activated by a rare earth element such as cerium can be used.
なお、ＩＰ２０の構成はこれに限らず、例えば、図１に示す支持体２２の面２２ｂと輝尽性蛍光体層２４の面２４ａとを接着し、一部の放射線を反射及び／又は吸収する下塗層を備えてもよい。また、例えば、静電気防止の導電層、及びエッジの破損防止のための縁貼等を適宜備えてもよい。 The configuration of the IP 20 is not limited to this, and for example, the surface 22b of the support 22 and the surface 24a of the stimulable phosphor layer 24 shown in FIG. 1 are adhered to reflect and/or absorb a part of the radiation. An undercoat layer may be provided. In addition, for example, a conductive layer for preventing static electricity and edge sticking for preventing edge damage may be appropriately provided.
ところで、近年、ＩＰ２０を用いた放射線検出器１０について、放射線の透過方向における厚さＨが７ｍｍ以上であるような、厚い金属製の試験体Ｔを検査対象とする非破壊検査に適したものが求められている。金属製の試験体Ｔは、その厚さＨ及び材料に応じた低いエネルギー領域の放射線を吸収する特性があり、同じ材料同士では、厚さＨが厚いほど、より広い範囲のエネルギー領域の放射線を吸収する。したがって、近年要望されている厚い金属製の試験体Ｔでは、薄い金属製の試験体Ｔと比較して、輝尽性蛍光体層２４に到達する放射線量が少なくなってしまうので、鮮明な画像を得ることが困難になる。この場合、放射線源の管電圧を高くし、照射する放射線の実効エネルギーを高くすることで、輝尽性蛍光体層２４に到達する放射線量を確保することが好ましい。 By the way, in recent years, the radiation detector 10 using the IP20 is suitable for the nondestructive inspection in which a thick metal test body T having a thickness H of 7 mm or more in the radiation transmitting direction is an inspection target. It has been demanded. The metallic test body T has a characteristic of absorbing radiation in a low energy region depending on its thickness H and a material. With the same material, the thicker the thickness H is, the more radiation in a wider energy region is absorbed. Absorb. Therefore, in the test piece T made of a thick metal, which has been recently demanded, as compared with the test piece T made of a thin metal, the radiation dose reaching the stimulable phosphor layer 24 becomes smaller, so that a clear image can be obtained. Will be difficult to obtain. In this case, it is preferable to increase the tube voltage of the radiation source and increase the effective energy of the irradiated radiation to secure the radiation dose reaching the stimulable phosphor layer 24.
一方、試験体Ｔが厚いために放射線源の管電圧を高くすると、透過線の量は増加するが、一定以上の高いエネルギー領域の放射線は、輝尽性蛍光体層２４で吸収することができず透過してしまうので、輝尽性蛍光体層２４にそのエネルギーを蓄積することができない。したがって、放射線源の管電圧を高くしても、感度が低下してしまい、十分に鮮明な画像を得るためにかかる時間が長くなってしまう。 On the other hand, when the tube voltage of the radiation source is increased because the test body T is thick, the amount of transmitted rays increases, but radiation in a high energy region above a certain level can be absorbed by the stimulable phosphor layer 24. Therefore, the energy cannot be stored in the stimulable phosphor layer 24. Therefore, even if the tube voltage of the radiation source is increased, the sensitivity is lowered, and the time required to obtain a sufficiently clear image becomes long.
そこで、輝尽性蛍光体層２４を厚くすることで、感度を向上させることが好ましい。例えば、本実施形態に係る放射線検出器１０において、輝尽性蛍光体層２４の厚さは、１２０μｍ以上であることが好ましい。輝尽性蛍光体層２４の厚さを１２０μｍ以上とすることで、放射線源の管電圧を高くしても、感度を向上することができる。したがって、厚い金属製の試験体Ｔを検査対象とする非破壊検査において、鮮明な画像を得ることに有利となる。なお、輝尽性蛍光体層２４の厚さを厚くしすぎると、得られる画像の解像度（鮮鋭度）が低下し、コストが上昇するので、バランスを鑑みて厚さを適宜選択することがより好ましい。 Therefore, it is preferable to increase the sensitivity by increasing the thickness of the stimulable phosphor layer 24. For example, in the radiation detector 10 according to this embodiment, the thickness of the stimulable phosphor layer 24 is preferably 120 μm or more. By setting the thickness of the stimulable phosphor layer 24 to 120 μm or more, the sensitivity can be improved even if the tube voltage of the radiation source is increased. Therefore, it is advantageous to obtain a clear image in the nondestructive inspection in which the thick metal test body T is inspected. If the thickness of the stimulable phosphor layer 24 is too thick, the resolution (sharpness) of the obtained image will decrease and the cost will increase. Therefore, it is more appropriate to select the thickness in consideration of balance. preferable.
また、試験体Ｔに入射する放射線のエネルギーが高いほど、試験体Ｔで発生する前方散乱線の量も多くなる。したがって、試験体Ｔが厚いために照射する放射線のエネルギーを高くすると、輝尽性蛍光体層２４に到達する前方散乱線の量も多くなり、画像のコントラストが低下してしまう場合がある。また、試験体Ｔで発生する前方散乱線は、入射される放射線のエネルギー、並びに試験体Ｔの厚さＨ及び材料等の条件に応じて、そのエネルギー領域が変化する。 Further, the higher the energy of the radiation incident on the test body T, the larger the amount of forward scattered rays generated on the test body T. Therefore, if the energy of the radiation to be applied is increased because the test body T is thick, the amount of forward scattered rays that reach the stimulable phosphor layer 24 also increases, and the image contrast may decrease. Further, the forward scattered radiation generated in the test body T changes its energy region in accordance with the energy of the incident radiation and the conditions such as the thickness H of the test body T and the material.
そこで、本実施形態に係る放射線検出器１０は、入射される放射線のうち、試験体Ｔで発生する前方散乱線を含む一部のエネルギー領域の放射線を吸収する第１のフィルタ１４を備える。第１のフィルタ１４の厚さ及び材料は、試験体Ｔで発生する前方散乱線のエネルギー領域（すなわち、第１のフィルタ１４での吸収を要求されるエネルギー領域）、並びに柔軟性及び強度等の機械的性質に応じて、適宜選択されることが好ましい。第１のフィルタ１４の例としては、０．３〜３ｍｍ程度の厚さを有する鉛、銅、タングステン、タンタル、鋼、ステンレス鋼、黄銅、アルミニウム、ニッケル、コバルト、銀、金、白金等の金属及び金属化合物、並びに、アクリル樹脂及びシリコン樹脂等の樹脂フィルム等が挙げられる。 Therefore, the radiation detector 10 according to the present embodiment includes the first filter 14 that absorbs, in the incident radiation, the radiation in a part of the energy region including the forward scattered rays generated in the test body T. The thickness and material of the first filter 14 depend on the energy range of the forward scattered rays generated in the test body T (that is, the energy range required to be absorbed by the first filter 14) and the flexibility and strength. It is preferably selected appropriately according to the mechanical properties. Examples of the first filter 14 include metals having a thickness of about 0.3 to 3 mm, such as lead, copper, tungsten, tantalum, steel, stainless steel, brass, aluminum, nickel, cobalt, silver, gold and platinum. And metal compounds, and resin films such as acrylic resin and silicon resin.
以上説明したように、本実施形態に係る放射線検出器１０は、放射線が照射される側から順に、放射線のうち一部のエネルギー領域の放射線を吸収する第１のフィルタ１４と、支持体２２と、輝尽性蛍光体層２４と、を備える。このような放射線検出器１０によれば、照射する放射線のエネルギーを高くしても、第１のフィルタ１４により、試験体Ｔで発生する前方散乱線が輝尽性蛍光体層２４に到達することを抑制することができる。したがって、前方散乱線による画像のコントラストの低下を抑制することができ、鮮明な画像を得ることができる。 As described above, the radiation detector 10 according to the present exemplary embodiment includes the first filter 14 that absorbs radiation in a partial energy region of the radiation and the support 22 in order from the side where the radiation is applied. And a stimulable phosphor layer 24. According to such a radiation detector 10, even if the energy of the irradiation radiation is increased, the forward scattered rays generated in the test body T reach the stimulable phosphor layer 24 by the first filter 14. Can be suppressed. Therefore, it is possible to suppress a decrease in the contrast of the image due to the forward scattered rays, and it is possible to obtain a clear image.
なお、放射線検出器１０は、第１のフィルタ１４が金属板である場合、図２に示すように、第１のフィルタ１４と支持体２２との間に設けられ、第１のフィルタ１４に放射線が照射されることで発生する二次電子線を吸収する第２のフィルタ１５を更に備えることが好ましい。第２のフィルタ１５としては、第１のフィルタ１４よりも比重が小さい金属を適用することができ、例えば、第１のフィルタ１４が鉛である場合、第２のフィルタ１５として、鉄又は銅を用いることができる。第１のフィルタ１４が金属板である場合、放射線が照射されることで二次電子線を放出し、画像にノイズとなって表れてしまう場合がある。そこで、第１のフィルタ１４で発生する二次電子線を吸収する第２のフィルタ１５を更に備えることで、より鮮明な画像を得ることができる。 When the first filter 14 is a metal plate, the radiation detector 10 is provided between the first filter 14 and the support 22 as shown in FIG. It is preferable to further include a second filter 15 that absorbs a secondary electron beam generated by being irradiated with. As the second filter 15, a metal having a smaller specific gravity than that of the first filter 14 can be applied. For example, when the first filter 14 is lead, iron or copper is used as the second filter 15. Can be used. When the first filter 14 is a metal plate, it may emit a secondary electron beam when irradiated with radiation, and may appear as noise in an image. Therefore, a clearer image can be obtained by further including the second filter 15 that absorbs the secondary electron beam generated by the first filter 14.
また、放射線検出器１０は、図３に示すように、輝尽性蛍光体層２４の放射線が照射される側と反対側の面２４ｂに接して設けられた保護層１６を更に備えることが好ましい。保護層１６としては、例えば、アクリル樹脂及びシリコン樹脂等の樹脂フィルムを適用することができる。また、保護層１６として、カセッテ等の着脱式の保護部材を用いてもよい。また、ＩＰ２０を挟み込むように保護層１６を設けてもよい。保護層１６によって、輝尽性蛍光体層２４を外からの衝撃による傷及び変形、並びに汚れ等から保護することができる。 Further, as shown in FIG. 3, the radiation detector 10 preferably further includes a protective layer 16 provided in contact with the surface 24b of the stimulable phosphor layer 24 opposite to the side irradiated with the radiation. .. As the protective layer 16, for example, a resin film of acrylic resin, silicone resin, or the like can be applied. A detachable protective member such as a cassette may be used as the protective layer 16. Further, the protective layer 16 may be provided so as to sandwich the IP 20. The protective layer 16 can protect the stimulable phosphor layer 24 from scratches and deformation due to external impact, stains, and the like.
また、放射線検出器１０は、図４に示すように、輝尽性蛍光体層２４の放射線が照射される側と反対側に設けられ、放射線検出器１０の後方にある障害物Ｂからの後方散乱線を吸収する第３のフィルタ３０を更に備えることが好ましい。第３のフィルタ３０によれば、障害物Ｂからの後方散乱線が輝尽性蛍光体層２４に入射することを防ぐことができるので、鮮明な画像を得ることに有利となる。 Further, as shown in FIG. 4, the radiation detector 10 is provided on the side opposite to the side of the stimulable phosphor layer 24 that is irradiated with radiation, and behind the radiation detector 10 from an obstacle B. It is preferable to further include a third filter 30 that absorbs scattered radiation. The third filter 30 can prevent backscattered rays from the obstacle B from entering the stimulable phosphor layer 24, which is advantageous in obtaining a clear image.
さらに、第３のフィルタ３０の詳細な構成としては、図４に示すように、放射線が照射される側と対向する側から順に、第１の金属板３２と、第２の金属板３４と、樹脂層３６と、を備えることが好ましい。第１の金属板３２は、例えば、鉛等の比較的比重が大きい金属で構成される。第２の金属板３４は、例えば、鉄又は銅等の第１の金属板３２よりも比重が小さい金属で構成される。樹脂層３６は、例えば、アクリル樹脂及びシリコン樹脂等の樹脂フィルムで構成される。第１の金属板３２、第２の金属板３４及び樹脂層３６のそれぞれの厚みは、後述するそれぞれの作用に応じて適宜定められればよい。 Further, as a detailed configuration of the third filter 30, as shown in FIG. 4, a first metal plate 32, a second metal plate 34, and a second metal plate 34 in order from the side facing the side irradiated with radiation. And a resin layer 36. The first metal plate 32 is made of a metal such as lead having a relatively large specific gravity. The second metal plate 34 is made of a metal such as iron or copper having a specific gravity smaller than that of the first metal plate 32. The resin layer 36 is made of, for example, a resin film of acrylic resin, silicon resin, or the like. The thicknesses of the first metal plate 32, the second metal plate 34, and the resin layer 36 may be appropriately determined according to their respective functions described later.
第１の金属板３２によって、障害物Ｂからの後方散乱線を吸収することができる。第２の金属板３４によって、第１の金属板３２に障害物Ｂからの後方散乱線が照射されることで発生する二次電子線を吸収することができる。樹脂層３６によって、第２の金属板３４に第１の金属板３２で発生する二次電子線が照射されることで発生する二次電子線を吸収することができる。第３のフィルタ３０をこのような層構成にすることで、障害物Ｂからの後方散乱線、及び後方散乱線を吸収するための金属板で発生する二次電子線が輝尽性蛍光体層２４に入射することを防ぐことができるので、鮮明な画像を得ることにより有利となる。 Backscattered rays from the obstacle B can be absorbed by the first metal plate 32. The second metal plate 34 can absorb the secondary electron beam generated by irradiating the first metal plate 32 with the backscattered rays from the obstacle B. The resin layer 36 can absorb the secondary electron beam generated by irradiating the second metal plate 34 with the secondary electron beam generated in the first metal plate 32. By making the third filter 30 have such a layer structure, the backscattered rays from the obstacle B and the secondary electron beam generated in the metal plate for absorbing the backscattered rays are stimulable phosphor layers. Since it is possible to prevent the light from entering 24, it is more advantageous to obtain a clear image.
なお、第３のフィルタ３０の詳細な構成は、上述した層構成に限らず、放射線検出器１０に照射される放射線のエネルギー等の条件に応じて、層の数及び種類を適宜変更してもよい。また、放射線検出器１０は、上述した第２のフィルタ１５、保護層１６及び第３のフィルタ３０を、適宜組み合わせた構成としてもよい。 The detailed configuration of the third filter 30 is not limited to the layer configuration described above, and the number and type of layers may be changed as appropriate according to conditions such as energy of the radiation with which the radiation detector 10 is irradiated. Good. Further, the radiation detector 10 may have a configuration in which the above-described second filter 15, protective layer 16, and third filter 30 are appropriately combined.
次に、図５〜図１２を参照して、本実施形態に係る放射線検出器１０を用いた放射線画像撮影方法について説明する。本実施形態に係る放射線画像撮影方法においては、放射線検出器１０に照射する放射線として、管電圧が１３５ｋＶ以上の条件で出力されたＸ線若しくはγ線、又は実効エネルギーが８０ｋｅＶ以上のＸ線若しくはγ線を用いる。 Next, a radiation image capturing method using the radiation detector 10 according to the present embodiment will be described with reference to FIGS. 5 to 12. In the radiation image capturing method according to the present embodiment, as the radiation to be applied to the radiation detector 10, X-rays or γ-rays output under the condition that the tube voltage is 135 kV or more, or X-rays or γ having an effective energy of 80 keV or more. Use lines.
図５は、通常用いられる放射線画像撮影方法を概略的に示す図である。図６は、本実施形態に係る放射線画像撮影方法を概略的に示す図である。図５及び６に示すＥ１〜Ｅ５は、エネルギーごとの放射線を模式的に表したものであり、Ｅ１が最もエネルギーが低く、Ｅ５が最もエネルギーが高いことを意味する。また、放射線Ｅ１〜Ｅ４のそれぞれが照射された箇所に励起光が照射された場合に発生する輝尽光を、ＰＳＬ１〜ＰＳＬ４として示している。以下、放射線Ｅ１〜Ｅ５を区別しない場合は放射線Ｅといい、輝尽光ＰＳＬ１〜ＰＳＬ４を区別しない場合は輝尽光ＰＳＬという。図６において、放射線検出器１０が備える第１のフィルタ１４の図示は省略している。 FIG. 5 is a diagram schematically showing a commonly used radiation image capturing method. FIG. 6 is a diagram schematically showing the radiation image capturing method according to the present embodiment. E1 to E5 shown in FIGS. 5 and 6 are schematic representations of radiation for each energy, meaning that E1 has the lowest energy and E5 has the highest energy. In addition, photostimulable light generated when the excitation light is irradiated to the portions irradiated with the radiations E1 to E4 is shown as PSL1 to PSL4. Hereinafter, when the radiations E1 to E5 are not distinguished, they are referred to as the radiation E, and when the stimulated light PSL1 to PSL4 are not distinguished, they are referred to as the stimulated light PSL. In FIG. 6, the illustration of the first filter 14 included in the radiation detector 10 is omitted.
図５に示すように、通常、ＩＰを用いた放射線画像撮影方法では、ＩＰ２０の輝尽性蛍光体層２４が配置された側の面２４ｂ側から、試験体Ｔ（不図示）を介して放射線Ｅを照射する。励起光も同じく、面２４ｂ側から照射し、輝尽性蛍光体層２４の面２４ｂから、輝尽光ＰＳＬを発生させる。以下、この通常用いられる放射線画像撮影方法を、「表面照射」という。 As shown in FIG. 5, normally, in the radiation image capturing method using IP, radiation is emitted from the surface 24b side of the IP 20 on which the stimulable phosphor layer 24 is arranged, through the test body T (not shown). Irradiate with E. Similarly, excitation light is also irradiated from the surface 24b side to generate stimulable light PSL from the surface 24b of the stimulable phosphor layer 24. Hereinafter, this commonly used radiographic image capturing method will be referred to as "surface irradiation".
一方、図６に示すように、本実施形態に係る放射線画像撮影方法は、ＩＰ２０の支持体２２が配置された側の面２２ａ側（図示を省略した第１のフィルタ１４の側）から、試験体Ｔ（不図示）を介して放射線Ｅを照射する。励起光は、放射線が照射される側と反対側であるＩＰ２０の輝尽性蛍光体層２４が配置された側の面２４ｂ側から照射し、輝尽性蛍光体層２４の面２４ｂから、輝尽光ＰＳＬを発生させる。以下、この本実施形態に係る放射線画像撮影方法を、「裏面照射」という。 On the other hand, as shown in FIG. 6, in the radiation image capturing method according to the present embodiment, the test is performed from the surface 22a side (the first filter 14 side (not shown)) on the side where the support 22 of the IP 20 is arranged. Radiation E is emitted through the body T (not shown). Excitation light is emitted from the surface 24b side of the IP20, which is the side opposite to the side irradiated with radiation, on the side where the stimulable phosphor layer 24 is disposed, and the excitation light is emitted from the surface 24b of the stimulable phosphor layer 24. Exhaust PSL is generated. Hereinafter, the radiographic image capturing method according to this embodiment will be referred to as "back surface irradiation".
管電圧が１３５ｋＶ以上の条件で出力されたＸ線若しくはγ線、又は実効エネルギーが８０ｋｅＶ以上のＸ線若しくはγ線のような、エネルギーが高い放射線を放射線検出器１０に照射する場合、上述したように、一定以上の高いエネルギー領域の放射線Ｅが、輝尽性蛍光体層２４を透過する。図５に例示する表面照射では、放射線Ｅ３〜Ｅ５のような高いエネルギー領域の放射線は、輝尽性蛍光体層２４を透過してしまい、吸収することができない。したがって、輝尽性蛍光体層２４に到達する放射線量が少なくなってしまうので、鮮明な画像を得ることが困難になる。また、放射線Ｅ１及びＥ２のような低いエネルギー領域の放射線を吸収することはできるが、このような低いエネルギー領域の放射線には前方散乱線等に起因するノイズが含まれる場合が多く、低いエネルギー領域の放射線のみで鮮明な画像を得ることは難しい。 When the radiation detector 10 is irradiated with radiation having high energy, such as X-rays or γ-rays output under the condition that the tube voltage is 135 kV or more, or X-rays or γ-rays having an effective energy of 80 keV or more, it is as described above. In addition, the radiation E in a high energy region above a certain level is transmitted through the stimulable phosphor layer 24. In the surface irradiation illustrated in FIG. 5, radiation in a high energy region such as radiations E3 to E5 passes through the stimulable phosphor layer 24 and cannot be absorbed. Therefore, the amount of radiation reaching the stimulable phosphor layer 24 decreases, and it becomes difficult to obtain a clear image. Further, although the radiation in the low energy region such as the radiations E1 and E2 can be absorbed, the radiation in the low energy region often includes noise due to forward scattered rays and the like, and thus the low energy region is low. It is difficult to obtain a clear image only with the radiation.
一方、図６に例示する裏面照射では、放射線が先に支持体２２を透過し、その後輝尽性蛍光体層２４に到達する。したがって、放射線Ｅ３及びＥ４のような高いエネルギー領域の放射線は、支持体２２を透過する間に減衰するので、放射線Ｅ３及びＥ４を、輝尽性蛍光体層２４で吸収させることができる。また、放射線Ｅ１及びＥ２のような低いエネルギー領域の放射線を、支持体２２で吸収し、輝尽性蛍光体層２４に到達させないようにすることができるので、前方散乱線等に起因するノイズを抑制することができる。すなわち、裏面照射では、前方散乱線等のノイズを抑制しつつ、輝尽性蛍光体層２４に到達する放射線量を確保することができるので、鮮明な画像を得ることができる。 On the other hand, in the backside irradiation illustrated in FIG. 6, the radiation first passes through the support 22 and then reaches the stimulable phosphor layer 24. Therefore, the radiation in the high energy region, such as the radiations E3 and E4, is attenuated while passing through the support 22, so that the radiations E3 and E4 can be absorbed by the stimulable phosphor layer 24. Further, since it is possible to prevent the radiation in the low energy region such as the radiations E1 and E2 from being absorbed by the support 22 so as not to reach the stimulable phosphor layer 24, the noise caused by the forward scattered radiation or the like is reduced. Can be suppressed. That is, in the back surface irradiation, it is possible to secure the radiation amount that reaches the stimulable phosphor layer 24 while suppressing noise such as forward scattered rays, so that a clear image can be obtained.
図７及び図８を参照して、裏面照射の効果を説明する。図７は、放射線のエネルギーに対する感度について、１０ｋｅＶを基準として相対的に示す図である。図７から、１０ｋｅＶにおける感度を１とした場合、２０ｋｅＶ〜３００ｋｅＶ程度のエネルギー領域において、裏面照射が表面照射よりも感度が上回っていることが分かる。すなわち、裏面照射を採用する本実施形態に係る放射線画像撮影方法は、特に管電圧が１３５ｋＶ以上の条件で出力されたＸ線若しくはγ線、又は実効エネルギーが８０ｋｅＶ以上のＸ線若しくはγ線に対して感度を向上させることができ、鮮明な画像を得ることに有利であることが分かる。 The effect of backside illumination will be described with reference to FIGS. 7 and 8. FIG. 7 is a diagram relatively showing the sensitivity to radiation energy with 10 keV as a reference. It can be seen from FIG. 7 that, when the sensitivity at 10 keV is 1, the sensitivity of the back surface irradiation is higher than that of the front surface irradiation in the energy range of about 20 keV to 300 keV. That is, the radiation image capturing method according to the present embodiment that employs backside irradiation is particularly effective for X-rays or γ-rays output under conditions where the tube voltage is 135 kV or higher, or X-rays or γ-rays whose effective energy is 80 keV or higher. It can be seen that the sensitivity can be improved, which is advantageous in obtaining a clear image.
図８は、放射線のエネルギーに対する感度について、１００ｋｅＶを基準として相対的に示す図である。図８から、１００ｋｅＶにおける感度を１とした場合、略５０ｋｅＶ以下のエネルギー領域では、裏面照射の方が表面照射よりも感度を抑制することができることが分かる。すなわち、裏面照射を採用する本実施形態に係る放射線画像撮影方法によれば、略５０ｋｅＶ以下のエネルギー領域の放射線に対する感度を抑えることができるので、ノイズを抑制することができ、鮮明な画像を得ることができることが分かる。 FIG. 8 is a diagram relatively showing the sensitivity to radiation energy with 100 keV as a reference. It can be seen from FIG. 8 that when the sensitivity at 100 keV is 1, the sensitivity of the back surface irradiation can be suppressed more than that of the front surface irradiation in the energy range of about 50 keV or less. That is, according to the radiographic image capturing method of the present embodiment that employs backside irradiation, it is possible to suppress the sensitivity to radiation in the energy region of approximately 50 keV or less, so that noise can be suppressed and a clear image can be obtained. You can see that you can.
図９及び図１０は、表面照射及び裏面照射について、ＪＩＳ Ｚ ３１１０（「溶接継手の放射線透過試験方法−デジタル検出器によるＸ線及びγ線撮影技術」）に規定される放射線透過試験用透過度計を用いた試験結果を示す写真である。表面照射については、放射線の照射時間を６０秒とし、ＪＩＳ Ｚ ３１１０で推奨される０．１ｍｍの前置鉛フィルタを用いている。裏面照射については、放射線の照射時間を４０秒とし、フィルタは用いていない。その他の条件は以下の通りである。
試験体厚さ：１２．１ｍｍ
管電圧 ：１７０ｋＶ
管電流 ：３．０ｍＡ
焦点径 ：１．０ｍｍ
線源と検出器間の距離：７０ｃｍ
FIGS. 9 and 10 show the transmittance for the radiation transmission test specified in JIS Z 3110 (“Radiation transmission test method for welded joints—X-ray and γ-ray imaging technology using digital detector”) for front-side irradiation and back-side irradiation. It is a photograph which shows the test result using a meter. For the surface irradiation, the irradiation time of the radiation is set to 60 seconds, and a 0.1 mm pre-lead filter recommended by JIS Z 3110 is used. For backside irradiation, the irradiation time of radiation was set to 40 seconds and no filter was used. Other conditions are as follows.
Specimen thickness: 12.1mm
Tube voltage: 170kV
Tube current: 3.0mA
Focal diameter: 1.0 mm
Distance between source and detector: 70 cm
図９は、表面照射及び裏面照射について、画像として暗く表れている母材部と、画像として明るく表れている余盛部と、における、ＪＩＳ Ｚ ２３０６（「放射線透過試験用透過度計」）に規定される針金形透過度計を用いた試験結果を示す。図９における「Ｗｎ」（ｎ＝１１、１２、・・・、１６）は、針金の直径別に定められた針金番号を示し、ｎが大きいほど針金は細くなる。 FIG. 9 shows a JIS Z 2306 (“transmission meter for radiation transmission test”) of a base material portion that appears dark as an image and a surplus portion that appears as an image for front-side irradiation and back-side irradiation. The test result using the specified wire-type penetrometer is shown. “Wn” (n=11, 12,..., 16) in FIG. 9 indicates a wire number determined for each wire diameter, and the larger n is, the thinner the wire is.
図９から、表面照射においては、識別最小線径Ｗ１４（０．１６ｍｍ）までの針金の画像が得られることが分かる。一方、裏面照射においては、識別最小線径Ｗ１６（０．１０ｍｍ）までの針金の画像が得られることが分かる。すなわち、裏面照射は、特に管電圧が１３５ｋＶ以上の条件で出力されたＸ線若しくはγ線、又は実効エネルギーが８０ｋｅＶ以上のＸ線若しくはγ線に対して感度を向上させ、鮮明な画像を得ることに有利となっていることが分かる。 It can be seen from FIG. 9 that images of wires up to the minimum discriminating wire diameter W14 (0.16 mm) can be obtained in front surface irradiation. On the other hand, in the backside irradiation, it can be seen that an image of the wire up to the identification minimum wire diameter W16 (0.10 mm) can be obtained. That is, the backside irradiation can improve the sensitivity particularly to X-rays or γ-rays output under the condition that the tube voltage is 135 kV or more, or X-rays or γ-rays having an effective energy of 80 keV or more to obtain a clear image. It turns out that it is advantageous to.
図１０は、表面照射及び裏面照射について、ＪＩＳ Ｚ ２３０６に規定される有孔形透過度計を用いた試験結果を示す。有孔形透過度計は、板に、板の厚さＴと同じ直径の１Ｔ孔、板の厚さＴの２倍の直径の２Ｔ孔、及び板の厚さＴの４倍の直径の４Ｔ孔を、貫通して設けたものである。図１０の右にいくほど板の厚さＴ及び孔の大きさは小さくなる。 FIG. 10 shows the test results for front-side irradiation and back-side irradiation using a perforated penetrometer defined in JIS Z 2306. The perforated permeation meter has a plate with a 1T hole having the same diameter as the plate thickness T, a 2T hole having a diameter twice the plate thickness T, and a 4T having a diameter four times the plate thickness T. The holes are provided so as to penetrate therethrough. The plate thickness T and the hole size become smaller toward the right side of FIG.
図１０から、裏面照射の方が、板の厚さＴ及び孔の大きさが小さくても、２Ｔ孔を鮮明に写すことができていることが分かる。さらに、孔の像が明瞭である。これは、上述したように、裏面照射においては、ノイズを含む低いエネルギー領域の放射線に対する感度を抑えることができるためであると考えられる。 From FIG. 10, it can be seen that the backside irradiation can clearly capture the 2T hole even if the plate thickness T and the size of the hole are small. Moreover, the image of the holes is clear. It is considered that this is because, as described above, the sensitivity to radiation in a low energy region including noise can be suppressed in backside irradiation.
以上説明したように、本実施形態に係る放射線画像撮影方法は、本実施形態に係る放射線検出器１０を用いた放射線画像撮影方法であって、放射線として、管電圧が１３５ｋＶ以上の条件で出力されたＸ線若しくはγ線、又は実効エネルギーが８０ｋｅＶ以上のＸ線若しくはγ線を、ＩＰ２０の支持体２２が配置された側の面２２ａ側（第１のフィルタ１４の側）に配置された試験体Ｔを介して、放射線検出器１０に照射することを特徴とする。このような放射線画像撮影方法によれば、上述した放射線検出器１０を用いるので、照射する放射線のエネルギーが高くても、鮮明な画像を得ることができる。 As described above, the radiation image capturing method according to the present embodiment is a radiation image capturing method using the radiation detector 10 according to the present embodiment, and the radiation is output under the condition that the tube voltage is 135 kV or more. The X-ray or γ-ray, or the X-ray or γ-ray having an effective energy of 80 keV or more, is placed on the surface 22a side (the side of the first filter 14) on the side where the support 22 of the IP20 is placed. It is characterized in that the radiation detector 10 is irradiated via T. According to such a radiation image capturing method, since the radiation detector 10 described above is used, a clear image can be obtained even if the energy of the irradiation radiation is high.
なお、本実施形態に係る放射線画像撮影方法は、励起光の光量を選択することで、輝尽光を発生させる輝尽性蛍光体層２４の深さ位置を選択することが好ましい。図１１は、本実施形態に係る放射線画像撮影方法において、輝尽光を発生させる輝尽性蛍光体層２４の深さ位置を選択する形態を概略的に示す図である。図１１に示す白い矢印は、エネルギーごとの放射線を模式的に表したものであり、図１１の左にいくほどエネルギーが低く、右にいくほどエネルギーが高いことを意味する。また、励起光を格子縞の矢印で示し、輝尽光を黒い矢印で示している。図１１において、放射線検出器１０が備える第１のフィルタ１４は図示を省略している。 In the radiation image capturing method according to the present embodiment, it is preferable to select the depth position of the stimulable phosphor layer 24 that generates stimulable light by selecting the light amount of the excitation light. FIG. 11 is a diagram schematically showing a mode in which the depth position of the stimulable phosphor layer 24 for generating stimulating light is selected in the radiation image capturing method according to the present embodiment. The white arrow shown in FIG. 11 schematically shows the radiation for each energy, and means that the energy is lower toward the left and higher toward the right in FIG. 11. Further, the excitation light is shown by the arrow of the lattice stripe, and the stimulated light is shown by the black arrow. In FIG. 11, the first filter 14 included in the radiation detector 10 is not shown.
図１１に示すように、輝尽性蛍光体層２４に入射する放射線は、そのエネルギーに応じて、輝尽性蛍光体層２４中の到達する深さ位置が異なる。そこで、励起光の光量を、輝尽性蛍光体層２４の一定の深さ位置まで到達する程度の光量となるよう選択することで、輝尽光を発生させる深さ位置を選択することができる。すなわち、放射線の透過方向における浅い位置（面２４ａに近い位置）に到達した低いエネルギー領域の放射線による輝尽光を発生させずに、深い位置（面２４ｂに近い位置）に到達した高いエネルギー領域の放射線による輝尽光のみを発生させることができる。 As shown in FIG. 11, the radiation incident on the stimulable phosphor layer 24 has different depth positions in the stimulable phosphor layer 24 depending on its energy. Therefore, by selecting the light amount of the excitation light so that it reaches a certain depth position of the stimulable phosphor layer 24, the depth position where the stimulable light is generated can be selected. .. That is, a high energy region reaching a deep position (a position close to the surface 24b) is generated without causing photostimulation by the radiation of a low energy region reaching a shallow position (a position close to the surface 24a) in the radiation transmission direction. Only photostimulation due to radiation can be generated.
図１２は、励起光の光量の相対値をそれぞれ１．０及び０．１とした場合の感度を示すグラフである。図１２から、特に１００ｋｅＶ以下のエネルギー領域において、光量を０．１と選択した場合に、感度が向上していることが分かる。このように、励起光の光量を選択することで、輝尽光を発生させる輝尽性蛍光体層２４の深さ位置を選択し、ノイズを含む低いエネルギー領域の放射線による輝尽光を除去することができるので、鮮明な画像を得ることに有利となる。 FIG. 12 is a graph showing the sensitivities when the relative values of the amount of excitation light are set to 1.0 and 0.1, respectively. It can be seen from FIG. 12 that the sensitivity is improved particularly when the light amount is selected to be 0.1 in the energy range of 100 keV or less. In this way, by selecting the amount of excitation light, the depth position of the stimulable phosphor layer 24 that generates stimulating light is selected, and stimulating light due to radiation in a low energy region including noise is removed. Therefore, it is advantageous to obtain a clear image.
また、本実施形態に係る放射線画像撮影方法では、裏面照射を行うため、取得する試験体Ｔの画像が反転（ミラー反転）する。したがって、本実施形態に係る放射線画像撮影方法は、取得した試験体Ｔの画像を反転させる処理を更に含んでもよい。 Further, in the radiation image capturing method according to the present embodiment, since the back surface irradiation is performed, the image of the test body T to be acquired is inverted (mirror inversion). Therefore, the radiation image capturing method according to this embodiment may further include a process of inverting the acquired image of the test body T.
また、本実施形態に係る放射線画像撮影方法において、放射線検出器１０は、第１のフィルタ１４を備えていなくてもよい。したがって、本実施形態に係る放射線画像撮影方法は、支持体２２と支持体２２に積層された輝尽性蛍光体層２４とを含むＩＰ２０に、支持体２２の側に配置された試験体Ｔを介して、管電圧が１３５ｋＶ以上の条件で出力されたＸ線若しくはγ線、又は実効エネルギーが８０ｋｅＶ以上のＸ線若しくはγ線を照射し、ＩＰ２０の輝尽性蛍光体層２４の側から励起光を照射して、輝尽性蛍光体層２４から輝尽光を発生させることにより、試験体Ｔの画像を取得するものであってもよい。 Further, in the radiation image capturing method according to this embodiment, the radiation detector 10 may not include the first filter 14. Therefore, in the radiation image capturing method according to the present embodiment, the test body T arranged on the support 22 side is attached to the IP 20 including the support 22 and the stimulable phosphor layer 24 laminated on the support 22. Via the X-ray or γ-ray output under the condition that the tube voltage is 135 kV or more, or the X-ray or γ-ray having an effective energy of 80 keV or more, and the excitation light is emitted from the side of the stimulable phosphor layer 24 of IP20. Alternatively, the image of the test body T may be acquired by irradiating the photostimulable phosphor layer 24 to generate photostimulable light from the photostimulable phosphor layer 24.
次に、図１３Ａ及び図１３Ｂを参照して、本実施形態に係る放射線検出器１０が備えるＩＰ２０から画像を読み取る場合の、画像読取装置５０へのＩＰ２０の装填方法を説明する。画像読取装置５０としては、ＩＰ２０に励起光を照射し、発生する輝尽光を受光することで、画像を読み取ることができる公知の画像読取装置（例えば、ＤｙｎａｍＩｘ ＨＲ２（富士フイルム株式会社製）等）を用いることができる。図１３Ａ及び図１３Ｂには、画像読取装置５０の一部の概略構成として、ＩＰ２０を装填するための受け台５４、及び金具５２を備える手差トレイを示している。図１３Ａ及び図１３Ｂの右側に、図示しない励起光の照射部及び輝尽光の受光部等が設けられている。 Next, with reference to FIGS. 13A and 13B, a method of loading the IP 20 into the image reading device 50 when reading an image from the IP 20 included in the radiation detector 10 according to the present embodiment will be described. As the image reading device 50, a publicly known image reading device (for example, Dynamix HR2 (manufactured by FUJIFILM Corporation)) that can read an image by irradiating the IP 20 with excitation light and receiving generated photostimulable light, etc. ) Can be used. 13A and 13B show a manual tray including a pedestal 54 for loading the IP 20 and a metal fitting 52 as a schematic configuration of a part of the image reading device 50. On the right side of FIGS. 13A and 13B, an excitation light irradiation unit, a photostimulation light reception unit, and the like, which are not shown, are provided.
図１３Ａに示すように、本実施形態に係る放射線検出器１０が備えるＩＰ２０は、画像読取装置５０に装填する場合に、保護層１６Ａ及び１６Ｂで挟み込まれることが好ましい。保護層１６Ａ及び１６Ｂは、上述した保護層１６と同様のものであり、撮影用ケースのカバー等を用いることができる。そして、ＩＰ２０を受け台５４に装填した後、図１３Ｂに示すように、保護層１６Ａを金具５２に載せたうえで、ＩＰ２０を矢印方向に押し出す。 As shown in FIG. 13A, the IP 20 included in the radiation detector 10 according to the present embodiment is preferably sandwiched by the protective layers 16A and 16B when it is loaded into the image reading device 50. The protective layers 16A and 16B are the same as the protective layer 16 described above, and a cover of a photographing case or the like can be used. Then, after the IP 20 is loaded on the pedestal 54, the protection layer 16A is placed on the metal fitting 52 and the IP 20 is pushed out in the arrow direction as shown in FIG. 13B.
以上のような画像読取装置５０へのＩＰ２０の装填方法によれば、ＩＰ２０から画像を読み取る直前まで、輝尽性蛍光体層２４を外からの衝撃による傷及び変形、並びに汚れ等から保護することができる。また、保護層１６Ａ及び１６Ｂにより、可視光等により輝尽性蛍光体層２４が感光してしまうことを抑制することができるので、鮮明な画像を得ることに有利となる。 According to the method of loading the IP 20 on the image reading device 50 as described above, the stimulable phosphor layer 24 is protected from scratches and deformation due to external impact, dirt, and the like until just before the image is read from the IP 20. You can Further, the protective layers 16A and 16B can prevent the stimulable phosphor layer 24 from being exposed to visible light or the like, which is advantageous in obtaining a clear image.
また、表面照射で用いられるＩＰ２０に、本開示の第１のフィルタ１４及び第２のフィルタ１５のような前方散乱線を含む一部のエネルギー領域の放射線を吸収するフィルタを設ける場合、これらのフィルタは、輝尽性蛍光体層２４の面２４ｂと接して設けられる。この場合、第１のフィルタ１４又は第２のフィルタ１５を設ける際に、輝尽性蛍光体層２４が傷付いてしまう場合がある。一方、本実施形態に係る放射線検出器１０が備えるＩＰ２０は、上述したように、裏面照射で用いられる。裏面照射の場合は、第１のフィルタ１４又は第２のフィルタ１５と支持体２２の面２２ａが接するため、第１のフィルタ１４又は第２のフィルタ１５が輝尽性蛍光体層２４の面２４ｂを傷付けることはない。さらに、面２４ｂと接する保護層１６Ｂの面を柔軟な材質とすることにより、輝尽性蛍光体層２４の面２４ｂを保護することができる。 Further, when the IP20 used for surface irradiation is provided with a filter that absorbs radiation in a partial energy region including forward scattered rays, such as the first filter 14 and the second filter 15 of the present disclosure, these filters are used. Is provided in contact with the surface 24b of the stimulable phosphor layer 24. In this case, the stimulable phosphor layer 24 may be damaged when the first filter 14 or the second filter 15 is provided. On the other hand, the IP 20 included in the radiation detector 10 according to the present embodiment is used for backside irradiation, as described above. In the case of back surface irradiation, the first filter 14 or the second filter 15 and the surface 22a of the support 22 are in contact with each other, so that the first filter 14 or the second filter 15 is the surface 24b of the stimulable phosphor layer 24. Will not hurt. Further, the surface 24b of the stimulable phosphor layer 24 can be protected by making the surface of the protective layer 16B in contact with the surface 24b a flexible material.
１０ 放射線検出器
１４ 第１のフィルタ
１５ 第２のフィルタ
１６、１６Ａ、１６Ｂ 保護層
２０ イメージングプレート（ＩＰ）
２２ 支持体
２２ａ、２２ｂ、２４ａ、２４ｂ 面
２４ 輝尽性蛍光体層
３０ 第３のフィルタ
３２ 第１の金属板
３４ 第２の金属板
３６ 樹脂層
５０ 画像読取装置
５２ 金具
５４ 受け台
Ｂ 障害物
Ｅ、Ｅ１〜Ｅ５ 放射線
Ｆ きず
Ｈ （試験体Ｔの放射線の透過方向における）厚さ
ＰＳＬ、ＰＳＬ１〜ＰＳＬ４ 輝尽光
Ｔ 試験体
10 Radiation Detector 14 First Filter 15 Second Filter 16, 16A, 16B Protective Layer 20 Imaging Plate (IP)
22 Supports 22a, 22b, 24a, 24b Surface 24 Photostimulable phosphor layer 30 Third filter 32 First metal plate 34 Second metal plate 36 Resin layer 50 Image reading device 52 Metal fitting 54 Receiving stand B Obstacle E, E1 to E5 Radiation F Flaw H Thickness (in the radiation transmission direction of test body T) Thickness PSL, PSL1 to PSL4 Photostimulated T test body
Claims (12)
前記放射線のうち一部のエネルギー領域の放射線を吸収する第１のフィルタと、
支持体と、
輝尽性蛍光体層と、
を備えた放射線検出器。 From the side that is irradiated with radiation,
A first filter that absorbs radiation in a partial energy region of the radiation;
A support,
A stimulable phosphor layer,
Radiation detector equipped with.
前記第１のフィルタと前記支持体との間に設けられ、前記第１のフィルタに前記放射線が照射されることで発生する二次電子線を吸収する第２のフィルタを更に備えた
請求項１に記載の放射線検出器。 The first filter is a metal plate,
The second filter which is provided between the first filter and the support and which absorbs a secondary electron beam generated by irradiating the first filter with the radiation is further provided. The radiation detector according to.
請求項１又は２に記載の放射線検出器。 The radiation detector according to claim 1 or 2, further comprising a protective layer provided in contact with a surface of the stimulable phosphor layer opposite to a side on which the radiation is irradiated.
請求項１から３の何れか１項に記載の放射線検出器。 The radiation detector according to claim 1, wherein the stimulable phosphor layer has a thickness of 120 μm or more.
請求項１から４の何れか１項に記載の放射線検出器。 The radiation according to any one of claims 1 to 4, further comprising a third filter that is provided on a side of the stimulable phosphor layer opposite to a side on which the radiation is irradiated and that absorbs backscattered rays. Detector.
前記後方散乱線を吸収する第１の金属板と、
前記第１の金属板に前記後方散乱線が照射されることで発生する二次電子線を吸収する第２の金属板と、
前記第２の金属板に前記第１の金属板で発生する二次電子線が照射されることで発生する二次電子線を吸収する樹脂層と、
を備えた請求項５に記載の放射線検出器。 The third filter, in order from the side facing the side irradiated with the radiation,
A first metal plate that absorbs the backscattered radiation,
A second metal plate that absorbs a secondary electron beam generated by irradiating the first metal plate with the backscattered rays;
A resin layer that absorbs a secondary electron beam generated by irradiating the second metal plate with a secondary electron beam generated by the first metal plate;
The radiation detector according to claim 5, further comprising:
前記放射線として、管電圧が１３５ｋＶ以上の条件で出力されたＸ線若しくはγ線、又は実効エネルギーが８０ｋｅＶ以上のＸ線若しくはγ線を、前記第１のフィルタの側に配置された試験体を介して、前記放射線検出器に照射する
ことを特徴とする放射線画像撮影方法。 A radiation image capturing method using the radiation detector according to claim 1.
As the radiation, X-rays or γ-rays output under the condition that the tube voltage is 135 kV or more, or X-rays or γ-rays having an effective energy of 80 keV or more are passed through the test body arranged on the side of the first filter. And then irradiating the radiation detector.
ことを特徴とする請求項７に記載の放射線画像撮影方法。 By irradiating the photostimulable phosphor layer with excitation light from the side opposite to the side irradiated with the radiation, and generating photostimulable light from the photostimulable phosphor layer, an image of the test body is obtained. The radiation image capturing method according to claim 7, wherein
ことを特徴とする請求項８に記載の放射線画像撮影方法。 The radiation image capturing method according to claim 8, wherein a depth position of the stimulable phosphor layer that generates the stimulable light is selected by selecting a light amount of the excitation light.
請求項８又は請求項９に記載の放射線画像撮影方法。 The radiation image capturing method according to claim 8, further comprising a process of inverting the acquired image of the test body.
請求項７から１０の何れか１項に記載の放射線画像撮影方法。 The radiation image capturing method according to claim 7, wherein the test body is a metal having a thickness of 7 mm or more in the radiation transmitting direction.
前記イメージングプレートの前記輝尽性蛍光体層の側から励起光を照射して、前記輝尽性蛍光体層から輝尽光を発生させることにより、前記試験体の画像を取得する
放射線画像撮影方法。 X output from the imaging plate including a support and a photostimulable phosphor layer laminated on the support under the condition that the tube voltage is 135 kV or more via the test body disposed on the support side. Irradiating X-rays or γ-rays with an effective energy of 80 keV or more,
Irradiation with excitation light from the side of the stimulable phosphor layer of the imaging plate to generate stimulable light from the stimulable phosphor layer to obtain an image of the test body. ..
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