JP3333278B2 - Radiation image detection method and radiation image detector - Google Patents
Radiation image detection method and radiation image detectorInfo
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Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、シンチレータと固体検
出器との組合せを利用する放射線画像検出方法および放
射線画像検出器に関するものである。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a radiation image detecting method and a radiation image detector using a combination of a scintillator and a solid state detector.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来より、医療診断を目的とする放射線
撮影の医療用放射線撮影、物質の被破壊検査等を目的と
する工業用放射線撮影等の種々の分野における放射線撮
影において、増感紙と放射線写真フイルムとを組合せた
いわゆる放射線写真法が利用されている。この方法によ
れば、被写体を透過したＸ線等の放射線が増感紙に入射
すると，増感紙に含まれる蛍光体はこの放射線のエネル
ギーを吸収して蛍光（瞬時発光）を発する。この発光に
より、増感紙に密着させるように重ね合わされた放射線
写真フイルムが感光し、放射線写真フイルム上には放射
線画像が形成される。このようにして放射線画像は直接
に放射線フイルム上に可視化された画像として得ること
ができる。2. Description of the Related Art Conventionally, intensifying screens have been used in various fields of radiography such as medical radiography for radiography for medical diagnosis and industrial radiography for destructive inspection of substances. A so-called radiographic method in combination with a radiographic film is used. According to this method, when radiation such as X-rays transmitted through the subject enters the intensifying screen, the phosphor contained in the intensifying screen absorbs the energy of the radiation and emits fluorescence (instantaneous emission). By this light emission, the radiographic film superimposed on the intensifying screen is exposed, and a radiographic image is formed on the radiographic film. In this way, the radiation image can be obtained directly as an image visualized on the radiation film.
【０００３】一方、放射線写真フイルムに記録された放
射線画像を光電的に読み取って画像信号を得、この画像
信号に適切な画像処理を施した後、画像を再生記録する
ことが種々の分野で行われている。たとえば、後の画像
処理に適合するように設計されたガンマ値の低いフィル
ムを用いてＸ線画像を記録し、このＸ線画像が記録され
たフィルムからＸ線画像を読み取って電気信号に変換
し、この電気信号（画像信号）に画像処理を施した後コ
ピー写真等に可視像として再生することにより、コント
ラスト，シャープネス，粒状性等の画質性能の良好な再
生画像を得ることが行われている（特公昭61-5193 号公
報参照）。On the other hand, in various fields, a radiographic image recorded on a radiographic film is photoelectrically read to obtain an image signal, the image signal is subjected to appropriate image processing, and the image is reproduced and recorded. Have been done. For example, an X-ray image is recorded using a film having a low gamma value designed to be compatible with the subsequent image processing, and the X-ray image is read from the film on which the X-ray image is recorded and converted into an electric signal. By subjecting the electric signal (image signal) to image processing and reproducing it as a visible image in a copy photograph or the like, a reproduced image having good image quality performance such as contrast, sharpness, and granularity is obtained. (See Japanese Patent Publication No. 61-5193).
【０００４】また本願出願人により、放射線（Ｘ線，α
線，β線，γ線，電子線，紫外線等）を照射するとこの
放射線エネルギーの一部が蓄積され、その後可視光等の
励起光を照射すると蓄積されたエネルギーに応じて輝尽
発光を示す蓄積性蛍光体（輝尽性蛍光体）を利用して、
人体等の被写体の放射線画像情報を一旦シート状の蓄積
性蛍光体に記録し、この蓄積性蛍光体シートをレーザー
光等の励起光で走査して輝尽発光光を生ぜしめ、得られ
た輝尽発光光を光電的に読み取って画像信号を得、この
画像データに基づき被写体の放射線画像を写真感光材料
等の記録材料、ＣＲＴ等に可視像として出力させる放射
線画像記録再生システムがすでに提案されている（特開
昭55-12429号，同56-11395号，同55-163472 号，同56-1
04645 号，同55- 116340号等）。Further, according to the applicant of the present invention, radiation (X-ray, α
Radiation, β-rays, γ-rays, electron beams, ultraviolet rays, etc.), a part of this radiation energy is accumulated, and then, when irradiated with excitation light such as visible light, the accumulated light shows stimulable emission according to the accumulated energy. Using stimulable phosphor (stimulable phosphor)
The radiation image information of a subject such as a human body is temporarily recorded on a sheet-shaped stimulable phosphor, and the stimulable phosphor sheet is scanned with an excitation light such as a laser beam to generate stimulated emission light. A radiation image recording / reproducing system has already been proposed in which the emitted light is photoelectrically read to obtain an image signal, and a radiation image of the subject is output as a visible image to a recording material such as a photographic material or a CRT based on the image data. (JP-A-55-12429, JP-A-56-11395, JP-A-55-163472, and JP-A-56-1)
04645, 55-116340, etc.).
【０００５】このシステムは、従来の銀塩写真を用いる
放射線写真システムと比較して極めて広い放射線露出域
にわたって画像を記録しうるという実用的な利点を有し
ている。すなわち、蓄積性蛍光体においては、放射線露
光量に対して蓄積後に励起によって輝尽発光する発光光
の光量が極めて広い範囲にわたって比例することが認め
られており、従って種々の撮影条件により放射線露光量
がかなり大幅に変動しても、蓄積性蛍光体シートより放
射される輝尽発光光の光量を読取ゲインを適当な値に設
定して光電変換手段により読み取って電気信号に変換
し、この電気信号を用いて写真感光材料等の記録材料、
ＣＲＴ等の表示装置に放射線画像を可視像として出力さ
せることによって、放射線露光量の変動に影響されない
放射線画像を得ることができる。[0005] This system has the practical advantage of being able to record images over a very wide radiation exposure area compared to conventional radiographic systems using silver halide photography. That is, in the case of the stimulable phosphor, it has been recognized that the amount of emitted light that is stimulated by excitation after accumulation is proportional to the radiation exposure amount over an extremely wide range. Even if fluctuates considerably, the amount of the stimulating light emitted from the stimulable phosphor sheet is read by the photoelectric conversion means with the reading gain set to an appropriate value and converted into an electric signal. Recording materials such as photographic photosensitive materials using
By outputting a radiation image as a visible image on a display device such as a CRT, it is possible to obtain a radiation image that is not affected by a change in radiation exposure.
【０００６】しかしながら、このような放射線写真シス
テムにより放射線画像を得るためには、上述した放射線
画像を直接可視化する際に、撮影に用いる放射線写真フ
イルムと増感シートとの感度領域を一致させて撮影を行
う必要がある。However, in order to obtain a radiographic image using such a radiographic system, when the above-described radiographic image is directly visualized, the radiographic film used for radiography and the sensitizing sheet are made to have the same sensitivity area. Need to do.
【０００７】また、上述した放射線写真フイルム、蓄積
性蛍光体シートを用いて光電的に放射線画像を読み取る
システムにおいては、上述したように放射線画像に画像
処理をおこなって目的に応じた濃度およびコントラスト
を有するように調整したり、放射線画像を一旦電気信号
に変換しなければならず、そのための画像読取装置を用
いて読取り走査を行う必要があり、放射線画像を得るた
めの操作が煩雑なものとなり、放射線画像を得るまでの
時間がかかるものとなっている。Further, in the above-described system for reading a radiographic image photoelectrically using the radiographic film and the stimulable phosphor sheet, as described above, the radiographic image is subjected to image processing to obtain a density and contrast according to the purpose. It has to be adjusted to have a radiation image once converted into an electrical signal, it is necessary to perform scanning using an image reading device for that, the operation to obtain the radiation image becomes complicated, It takes a long time to obtain a radiation image.
【０００８】そこで、放射線写真システムによる上記の
ような問題点を解決するために、放射線画像検出器が提
案されている（例えば特開昭59-211263 号公報、特開平
2-164067号公報、ＰＣＴ国際公開番号ＷＯ92/06501号、
Signal,noise,and read outconsiderations in the dev
elopment of amorphous silicon photodiode arrays fo
r radiotherapy and diagnostic x-ray imaging，L.E.A
ntonuk et.al ，University of Michigan，R.A.Street
Xerox，PARC，SPIE Vol.1443 Medical Imaging V;Ima
ge Physics(1991) ，p.108-119 ）。Therefore, in order to solve the above-mentioned problems caused by the radiographic system, a radiographic image detector has been proposed (for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. Sho 59-211263,
2-164067, PCT International Publication No.WO92 / 06501,
Signal, noise, and read outconsiderations in the dev
elopment of amorphous silicon photodiode arrays fo
r radiotherapy and diagnostic x-ray imaging, LEA
ntonuk et.al, University of Michigan, RAStreet
Xerox, PARC, SPIE Vol.1443 Medical Imaging V; Ima
ge Physics (1991), pp. 108-119).
【０００９】この放射線画像検出器は、例えば厚さ3mm
の石英ガラスからなる基板にアモルファス半導体膜を挟
んで透明導電膜と導電膜とからなる複数の信号線と走査
線とがそれぞれ直交するようにマトリクス上にパターン
形成して構成されている固体検出器に放射線を可視光に
変換するシンチレータを積層することにより構成されて
なるものである。This radiation image detector has a thickness of, for example, 3 mm.
A solid-state detector formed by patterning a matrix on a substrate made of quartz glass with a plurality of signal lines and scanning lines each consisting of a transparent conductive film and a conductive film sandwiching an amorphous semiconductor film so as to be orthogonal to each other And a scintillator for converting radiation into visible light.
【００１０】この放射線画像検出器をシンチレータが放
射線入射側の面を向くように配置し、放射線画像検出器
に被写体を透過した放射線を照射することにより、放射
線がシンチレータに直接入射して可視光に変換され、こ
の変換された可視光が固体検出器により検出されて放射
線画像情報を担持する画像信号に光電変換される。この
画像信号は、所定の画像処理がなされた後にＣＲＴ等の
再生手段により再生される。このような放射線画像検出
器を用いることにより、被写体の放射線画像を煩雑な操
作を行うことなくただちに再生することができ、直ちに
リアルタイムで放射線画像を得ることができ、上述した
放射線写真システムの欠点を解消することができる。The radiation image detector is disposed so that the scintillator faces the radiation incident side, and the radiation image detector is irradiated with radiation transmitted through the subject, so that the radiation is directly incident on the scintillator and becomes visible light. The converted visible light is detected by the solid state detector and photoelectrically converted into an image signal carrying radiation image information. This image signal is reproduced by a reproducing means such as a CRT after predetermined image processing is performed. By using such a radiation image detector, a radiation image of a subject can be immediately reproduced without performing a complicated operation, and a radiation image can be immediately obtained in real time. Can be eliminated.
【００１１】[0011]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上述し
た放射線画像検出器に用いられるシンチレータは、その
厚み方向に対して放射線の入射面に近い方が放射線がよ
り多く吸収されるため、発光量も多いものである。した
がって、上述した放射線画像検出器においては、固体検
出器は放射線の入射方向に対してシンチレータの後方に
配置される構成であるため、シンチレータにより変換さ
れた可視光が固体検出器に到達するまでにシンチレータ
自身により吸収もしくは散乱されてしまい、固体検出器
における可視光の検出効率が低下し、得られる放射線画
像の鮮鋭度が低下してしまうものであった。However, the scintillator used in the above-described radiation image detector has a large amount of light emission because the radiation is absorbed more when it is closer to the radiation incident surface in the thickness direction. Things. Therefore, in the above-described radiation image detector, the solid state detector is arranged behind the scintillator with respect to the incident direction of the radiation, so that the visible light converted by the scintillator reaches the solid state detector. The light is absorbed or scattered by the scintillator itself, the detection efficiency of visible light in the solid state detector is reduced, and the sharpness of the obtained radiation image is reduced.
【００１２】本発明は上記事情に鑑み、固体検出器にお
ける可視光の検出効率を向上させ、得られた放射線画像
の画質を向上させることができる放射線画像検出方法お
よび放射線画像検出器を提供することを目的とするもの
である。The present invention has been made in view of the above circumstances, and provides a radiation image detection method and a radiation image detector capable of improving the detection efficiency of visible light in a solid state detector and improving the quality of an obtained radiation image. It is intended for.
【００１３】[0013]
【課題を解決するための手段】本発明による放射線画像
検出方法は、照射された放射線を可視光に変換するシン
チレータと、該シンチレータにより変換された可視光を
検出して放射線画像を表す電気信号に変換する固体検出
器とにより前記放射線画像を検出する放射線画像検出方
法において、前記放射線が照射される側に前記固体検出
器を、該放射線が照射される側とは反対側に前記シンチ
レータを配して、前記固体検出器を透過した前記放射線
を前記シンチレータによって変換することにより得られ
た前記可視光を検出することを特徴とするものである。SUMMARY OF THE INVENTION A radiation image detecting method according to the present invention comprises a scintillator for converting irradiated radiation into visible light, and an electric signal representing a radiation image by detecting the visible light converted by the scintillator. In a radiation image detection method of detecting the radiation image by a solid detector to be converted, the solid detector is disposed on a side irradiated with the radiation, and the scintillator is disposed on a side opposite to a side irradiated with the radiation. And detecting the visible light obtained by converting the radiation transmitted through the solid state detector by the scintillator.
【００１４】本発明による放射線画像検出器は、照射さ
れた放射線を可視光に変換するシンチレータと、該シン
チレータにより変換された可視光を検出して放射線画像
を表す電気信号に変換する固体検出器とからなる放射線
画像検出器において、前記放射線が照射される側に前記
固体検出器を、該放射線が照射される側とは反対側に前
記シンチレータを配したことを特徴とするものである。A radiation image detector according to the present invention comprises: a scintillator for converting irradiated radiation into visible light; and a solid state detector for detecting the visible light converted by the scintillator and converting it into an electric signal representing a radiation image. Wherein the solid-state detector is arranged on the side irradiated with the radiation, and the scintillator is arranged on the side opposite to the side irradiated with the radiation.
【００１５】なお、本発明による放射線画像検出器にお
いては、前記固体検出器がアモルファスシリコンからな
ることが好ましい。In the radiation image detector according to the present invention, it is preferable that the solid state detector is made of amorphous silicon.
【００１６】また、前記シンチレータが、Ｇｄ２ Ｏ
２ ＳまたはＣｓＩを主成分とする蛍光体からなること
が好ましい。The scintillator may be composed of Gd 2 O
It is preferably formed of a phosphor mainly composed of 2 S or CsI.
【００１７】さらに、前記固体検出器が、所定の厚さお
よび／または所定の放射線吸収率を有する基板上に形成
されてなることが好ましい。Further, it is preferable that the solid state detector is formed on a substrate having a predetermined thickness and / or a predetermined radiation absorptivity.
【００１８】ここで、所定の厚さとは、放射線の吸収量
が放射線画像の画質を低下させるほどに大きくない程度
の厚さをいうが、具体的には固体検出器を支持するため
のある程度の強度が必要であるため、数百ミクロン程度
であることをいう。また、所定の放射線吸収率とは、放
射線の吸収量が放射線画像の画質を低下させるほどに大
きくない程度の吸収率であることをいうものである。こ
のような条件を満たす材料としては、例えば樹脂シート
または石英ガラスが挙げられる。Here, the predetermined thickness refers to a thickness such that the amount of absorbed radiation is not so large as to degrade the quality of a radiographic image. Specifically, the predetermined thickness is a certain thickness for supporting the solid state detector. Since strength is required, it means that it is about several hundred microns. In addition, the predetermined radiation absorptivity refers to an absorptivity such that the amount of absorbed radiation is not large enough to degrade the quality of a radiation image. Examples of a material satisfying such conditions include a resin sheet and quartz glass.
【００１９】さらに、本発明による放射線画像検出器に
おいては、前記基板が樹脂シートまたは石英ガラスから
なることが好ましい。Further, in the radiation image detector according to the present invention, it is preferable that the substrate is made of a resin sheet or quartz glass.
【００２０】[0020]
【作用】本発明によれば、放射線が照射される側に固体
検出器を、放射線が照射される側とは反対側にシンチレ
ータを配したため、固体検出器に照射された放射線はそ
れほど吸収されることなくシンチレータに到達し、この
シンチレータによって可視光に変換される。シンチレー
タは放射線の入射面に近い部分においてより多くの放射
線が吸収され可視光の発光量も多いものである。このた
め、シンチレータにより変換された可視光は、ほとんど
散乱されたり吸収されたりすることなく固体検出器に検
出されることとなる。したがって、固体検出器における
可視光の検出効率は向上され、本発明による放射線画像
検出方法および放射線画像検出器により得られる放射線
画像の鮮鋭度を向上させることができ、全体として高画
質の放射線画像を得ることができる。According to the present invention, the solid-state detector is arranged on the side irradiated with the radiation and the scintillator is arranged on the side opposite to the side irradiated with the radiation, so that the radiation irradiated on the solid-state detector is absorbed so much. The light reaches the scintillator without being converted into visible light by the scintillator. The scintillator absorbs more radiation in a portion near the radiation incident surface and emits a large amount of visible light. For this reason, the visible light converted by the scintillator is detected by the solid state detector almost without being scattered or absorbed. Therefore, the detection efficiency of visible light in the solid state detector is improved, and the sharpness of the radiation image obtained by the radiation image detection method and the radiation image detector according to the present invention can be improved. Obtainable.
【００２１】また、固体検出器をアモルファスシリコン
で形成することにより、大面積を有する均一な固体検出
器を構成することができる。Further, by forming the solid state detector from amorphous silicon, a uniform solid state detector having a large area can be constructed.
【００２２】さらに、基板を樹脂シートまたは石英ガラ
スで構成することにより、固体検出器を透過する放射線
の減衰をより少なくすることができる。Further, when the substrate is made of a resin sheet or quartz glass, the attenuation of radiation passing through the solid state detector can be further reduced.
【００２３】[0023]
【実施例】以下図面を参照して本発明の実施例について
説明する。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
【００２４】図１は本発明による放射線画像検出器の実
施例を表す図である。図１に示すように本発明の実施例
による放射線画像検出器１は、固体検出器２とシンチレ
ータ３とを積層させてなるものであり、固体検出器２が
Ｘ線が照射される側に配置されている。ここで、固体検
出器２は、図２に示すように樹脂シートからなる基板11
の上にパターン成形した導電膜からなる信号線12A ，12
B があり、アモルファスシリコン13と透明電極14とから
なるフォトダイオード15およびアモルファスシリコン16
からなる薄膜トランジスタ17により固体検出素子18が多
数形成されてなるものである。そしてこの上にＧｄ２
Ｏ２ Ｓ，ＣｓＩ等の蛍光体からなるシンチレータ３が
積層されているものである。ここで、シンチレータ３
は、数十ミクロンから数百ミクロン程度の厚みを有す
る。また、固体検出器２の樹脂シート11の厚さは数百ミ
クロン程度であり、Ｘ線吸収率は低いものである。ま
た、アモルファスシリコン13の厚さは１ミクロン程度で
ある。FIG. 1 is a diagram showing an embodiment of a radiation image detector according to the present invention. As shown in FIG. 1, a radiation image detector 1 according to an embodiment of the present invention is configured by stacking a solid state detector 2 and a scintillator 3, and the solid state detector 2 is arranged on the side irradiated with X-rays. Have been. Here, the solid state detector 2 is, as shown in FIG.
Signal lines 12A and 12 made of a conductive film pattern-formed on
B, a photodiode 15 comprising an amorphous silicon 13 and a transparent electrode 14 and an amorphous silicon 16
A large number of solid-state detection elements 18 are formed by thin film transistors 17 made of. And on top of this, Gd 2
The scintillator 3 made of a phosphor such as O 2 S and CsI is laminated. Here, the scintillator 3
Has a thickness on the order of tens to hundreds of microns. The thickness of the resin sheet 11 of the solid state detector 2 is about several hundred microns, and the X-ray absorptivity is low. The thickness of the amorphous silicon 13 is about 1 micron.
【００２５】Ｘ線源４より発せられたＸ線５は被写体６
に照射され、被写体６を透過する。被写体６を透過した
Ｘ線５は放射線画像検出器１に照射される。放射線画像
検出器１に照射されたＸ線５は固体検出器２を透過し、
シンチレータ３に到達する。なお、Ｘ線５が固体検出器
２を透過する際において、樹脂シートからなる基板11は
Ｘ線の吸収率は低く、また、アモルファスシリコン層13
の厚さも１ミクロン程度であることから、Ｘ線５はほと
んど減衰されることなくシンチレータ３に到達する。ま
た、このときアモルファスシリコン層13に吸収されたＸ
線５はそのまま信号に寄与される。シンチレータ３は到
達したＸ線５の強度に応じた強度の可視光を発光し、こ
の可視光はアモルファスシリコン層13により検出され
る。そしてこの可視光が光電変換され発光強度に応じて
アモルファスシリコン層13内に電荷が蓄積される。その
後この電荷が読み出され、電気信号としての画像信号Ｓ
が出力される。The X-ray 5 emitted from the X-ray source 4 is
And is transmitted through the subject 6. The X-rays 5 transmitted through the subject 6 are applied to the radiation image detector 1. X-rays 5 applied to the radiation image detector 1 pass through the solid-state detector 2,
The scintillator 3 is reached. When the X-rays 5 pass through the solid state detector 2, the substrate 11 made of a resin sheet has a low X-ray absorptivity, and the amorphous silicon layer 13
The X-rays 5 reach the scintillator 3 with almost no attenuation because the thickness of the X-rays is about 1 micron. At this time, X absorbed in the amorphous silicon layer 13
Line 5 is directly contributed to the signal. The scintillator 3 emits visible light having an intensity corresponding to the intensity of the arrived X-ray 5, and this visible light is detected by the amorphous silicon layer 13. Then, the visible light is photoelectrically converted, and charges are accumulated in the amorphous silicon layer 13 according to the emission intensity. Thereafter, this charge is read out, and the image signal S as an electric signal is read.
Is output.
【００２６】出力された画像信号Ｓは情報処理手段７に
入力されて所定の画像処理等がなされ、処理がなされた
処理済画像信号Ｓ′は再生手段８に入力されて被写体６
の放射線画像が可視像として再生される。The output image signal S is input to the information processing means 7 and is subjected to predetermined image processing and the like. The processed image signal S 'which has been processed is input to the reproducing means 8 and
Is reproduced as a visible image.
【００２７】なお、再生手段８としては、ＣＲＴ等の電
子的に表示するもの、ＣＲＴ等に表示された放射線画像
をビデオプリンタ等に記録するものなど種々のものを採
用することができる。また、被写体６の放射線画像は磁
気テープ、光ディスク等の記録保存するようにしてもよ
い。As the reproducing means 8, various means such as a means for electronically displaying a CRT or the like and a means for recording a radiation image displayed on the CRT or the like in a video printer or the like can be employed. Further, the radiation image of the subject 6 may be recorded and stored on a magnetic tape, an optical disk, or the like.
【００２８】また、上述した実施例においては、固体検
出器の基板として樹脂シートを用いているが、これに限
定されるものではなく、放射線画像を吸収しない数百ミ
クロン程度の厚さであれば、石英ガラス等の無機材料を
用いるようにしてもよい。Further, in the above-described embodiment, the resin sheet is used as the substrate of the solid state detector. However, the present invention is not limited to this. If the thickness is about several hundred microns, which does not absorb the radiation image. Alternatively, an inorganic material such as quartz glass may be used.
【００２９】さらに上述した実施例においては、半導体
層としてアモルファスシリコン層を用いているが、これ
に限定されるものではなく、いかなる半導体層を用いる
ようにしてもよいものである。Further, in the above-described embodiment, the amorphous silicon layer is used as the semiconductor layer. However, the present invention is not limited to this, and any semiconductor layer may be used.
【００３０】[0030]
【発明の効果】以上詳細に説明したように、本発明によ
れば、放射線が入射される側に、放射線吸収率の低い基
板上に形成された固体検出器を配するようにしたため、
放射線を減衰させることなくシンチレータまで到達せし
めることができる。これにより、シンチレータにより変
換された可視光の検出効率は向上され、本発明による放
射線検出方法および放射線画像検出器により得られる放
射線画像の鮮鋭度を向上させることができ、全体として
高画質の放射線画像を得ることができる。As described above in detail, according to the present invention, a solid state detector formed on a substrate having a low radiation absorptivity is arranged on the side where radiation is incident.
The radiation can reach the scintillator without attenuation. Thereby, the detection efficiency of the visible light converted by the scintillator is improved, and the sharpness of the radiation image obtained by the radiation detection method and the radiation image detector according to the present invention can be improved. Can be obtained.
【図１】本発明による放射線画像検出器の実施例を表す
図FIG. 1 is a diagram showing an embodiment of a radiation image detector according to the present invention.
【図２】本発明による放射線画像検出器の実施例に用い
られる固体検出器を表す一部拡大図FIG. 2 is a partially enlarged view showing a solid state detector used in an embodiment of the radiation image detector according to the present invention.
１ 放射線画像検出器 ２ 固体検出器 ３ シンチレータ ４ Ｘ線源 ５ Ｘ線 ６ 被写体 ７ 情報処理手段 ８ 再生手段 11 基板 13 アモルファスシリコン層 18 固体検出素子 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Radiation image detector 2 Solid state detector 3 Scintillator 4 X-ray source 5 X-ray 6 Subject 7 Information processing means 8 Reproduction means 11 Substrate 13 Amorphous silicon layer 18 Solid state detection element
フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) G01T 1/20 H04N 5/32 Continuation of the front page (58) Field surveyed (Int.Cl. 7 , DB name) G01T 1/20 H04N 5/32
Claims (6)
ンチレータと、該シンチレータにより変換された可視光
を検出して放射線画像を表す電気信号に変換する、該シ
ンチレータと略同一面積を有する固体検出器とにより前
記放射線画像を検出する放射線画像検出方法において、 前記放射線が照射される側に前記固体検出器を、該放射
線が照射される側とは反対側に前記シンチレータを配し
て、前記固体検出器を透過した前記放射線を前記シンチ
レータによって変換することにより得られた前記可視光
を検出することを特徴とする放射線画像検出方法。1. A scintillator for converting irradiated radiation into visible light, and a solid state detector having substantially the same area as the scintillator for detecting the visible light converted by the scintillator and converting it into an electric signal representing a radiation image. A radiation image detecting method for detecting the radiation image by a detector, wherein the solid detector is disposed on a side on which the radiation is irradiated, and the scintillator is disposed on a side opposite to a side on which the radiation is irradiated, and the solid is disposed. A radiation image detecting method, wherein the visible light obtained by converting the radiation transmitted through a detector by the scintillator is detected.
ンチレータと、該シンチレータにより変換された可視光
を検出して放射線画像を表す電気信号に変換する、該シ
ンチレータと略同一面積を有する固体検出器とからなる
放射線画像検出器において、 前記放射線が照射される側に前記固体検出器を、該放射
線が照射される側とは反対側に前記シンチレータを配し
たことを特徴とする放射線画像検出器。2. A scintillator for converting irradiated radiation into visible light, and a solid state detector having substantially the same area as the scintillator for detecting the visible light converted by the scintillator and converting it into an electric signal representing a radiation image. A radiation image detector comprising: a solid state detector on a side on which the radiation is irradiated; and a scintillator disposed on a side opposite to a side on which the radiation is irradiated. .
からなることを特徴とする請求項２記載の放射線画像検
出器。3. The radiation image detector according to claim 2, wherein said solid state detector is made of amorphous silicon.
またはＣｓＩを主成分とする蛍光体からなることを特徴
とする請求項２または３記載の放射線画像検出器。4. The method according to claim 1, wherein the scintillator is Gd 2 O 2 S
4. The radiation image detector according to claim 2, wherein the radiation image detector is made of a phosphor containing CsI as a main component.
または所定の放射線吸収率を有する基板上に形成されて
なることを特徴とする請求項２から４のいずれか１項記
載の放射線画像検出器。5. The method according to claim 5, wherein the solid state detector has a predetermined thickness and / or
The radiation image detector according to any one of claims 2 to 4, wherein the radiation image detector is formed on a substrate having a predetermined radiation absorptance.
からなることを特徴とする請求項５記載の放射線画像検
出器。6. The radiation image detector according to claim 5, wherein said substrate is made of a resin sheet or quartz glass.
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Cited By (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP2273286A2 (en) | 2009-07-10 | 2011-01-12 | Fujifilm Corporation | Radiation image detection apparatus and manufacturing method of the same |
| JP2012137439A (en) * | 2010-12-27 | 2012-07-19 | Fujifilm Corp | Radiation image detection device and method for manufacturing the same |
| CN102985848A (en) * | 2010-07-26 | 2013-03-20 | 富士胶片株式会社 | Radiation detector panel |
| CN103282968A (en) * | 2010-12-27 | 2013-09-04 | 富士胶片株式会社 | Radiographic image conversion panel, manufacturing method for radiographic image conversion panel, and radiographic image detection device |
| WO2014069284A1 (en) | 2012-11-01 | 2014-05-08 | 東レ株式会社 | Radiation detection device and manufacturing method therefor |
| WO2014077178A1 (en) | 2012-11-16 | 2014-05-22 | 東レ株式会社 | Scintillator panel |
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| US8754375B2 (en) | 2010-12-27 | 2014-06-17 | Fujifilm Corporation | Radiological image detection apparatus and method of manufacturing the same |
| US8841621B2 (en) | 2010-12-17 | 2014-09-23 | Fujifilm Corporation | Radiographic imaging apparatus |
| US9176239B2 (en) | 2010-12-27 | 2015-11-03 | Fujifilm Corporation | Radiological image conversion panel, method of manufacturing the same, and radiological image detection apparatus |
| US9976897B2 (en) | 2013-07-24 | 2018-05-22 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiation imaging apparatus |
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Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| JP5129473B2 (en) * | 2005-11-15 | 2013-01-30 | 富士フイルム株式会社 | Radiation detector |
| US7745798B2 (en) | 2005-11-15 | 2010-06-29 | Fujifilm Corporation | Dual-phosphor flat panel radiation detector |
| JP2010096616A (en) * | 2008-10-16 | 2010-04-30 | Fujifilm Corp | Radiographic image detector |
| JP5313632B2 (en) * | 2008-11-04 | 2013-10-09 | 富士フイルム株式会社 | Radiation image detector |
| JP5448877B2 (en) * | 2010-01-25 | 2014-03-19 | 富士フイルム株式会社 | Radiation detector |
| JP5693174B2 (en) | 2010-11-22 | 2015-04-01 | キヤノン株式会社 | Radiation detection apparatus and radiation detection system |
| JP5693173B2 (en) | 2010-11-22 | 2015-04-01 | キヤノン株式会社 | Radiation detection apparatus and radiation detection system |
| US9535169B2 (en) | 2011-01-04 | 2017-01-03 | Hamamatsu Photonics K.K. | Radiation detector |
| JP2012177624A (en) | 2011-02-25 | 2012-09-13 | Fujifilm Corp | Radiation image detector and method for manufacturing radiation image detector |
| JP2012177623A (en) | 2011-02-25 | 2012-09-13 | Fujifilm Corp | Radiation image detector and method for manufacturing radiation image detector |
| JP2012189385A (en) | 2011-03-09 | 2012-10-04 | Fujifilm Corp | Maintenance method of radiograph detection apparatus |
| JP2012247402A (en) * | 2011-05-31 | 2012-12-13 | Fujifilm Corp | Radiographic apparatus |
| JP5102398B2 (en) * | 2012-03-05 | 2012-12-19 | 富士フイルム株式会社 | Radiation image detector |
| JP2018189425A (en) * | 2017-04-28 | 2018-11-29 | 三菱ケミカル株式会社 | X-ray image conversion screen, x-ray imaging device, and x-ray inspection device |
-
1993
- 1993-07-14 JP JP17399493A patent/JP3333278B2/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (21)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP2273286A2 (en) | 2009-07-10 | 2011-01-12 | Fujifilm Corporation | Radiation image detection apparatus and manufacturing method of the same |
| US8049177B2 (en) | 2009-07-10 | 2011-11-01 | Fujifilm Corporation | Radiation image detection apparatus and manufacturing method of the same |
| CN102985848A (en) * | 2010-07-26 | 2013-03-20 | 富士胶片株式会社 | Radiation detector panel |
| US8841621B2 (en) | 2010-12-17 | 2014-09-23 | Fujifilm Corporation | Radiographic imaging apparatus |
| US8610078B2 (en) | 2010-12-27 | 2013-12-17 | Fujifilm Corporation | Radiological image detection apparatus and method of manufacturing the same |
| US10126435B2 (en) | 2010-12-27 | 2018-11-13 | Fujifilm Corporation | Radiological image conversion panel, method of manufacturing the same, and radiological image detection apparatus |
| US10641910B2 (en) | 2010-12-27 | 2020-05-05 | Fujifilm Corporation | Radiological image conversion panel, method of manufacturing the same, and radiological image detection apparatus |
| US8754375B2 (en) | 2010-12-27 | 2014-06-17 | Fujifilm Corporation | Radiological image detection apparatus and method of manufacturing the same |
| JP2012137439A (en) * | 2010-12-27 | 2012-07-19 | Fujifilm Corp | Radiation image detection device and method for manufacturing the same |
| US8872115B2 (en) | 2010-12-27 | 2014-10-28 | Fujifilm Corporation | Radiological image conversion panel, method of manufacturing the same, and radiological image detection apparatus |
| CN103282968A (en) * | 2010-12-27 | 2013-09-04 | 富士胶片株式会社 | Radiographic image conversion panel, manufacturing method for radiographic image conversion panel, and radiographic image detection device |
| US9176239B2 (en) | 2010-12-27 | 2015-11-03 | Fujifilm Corporation | Radiological image conversion panel, method of manufacturing the same, and radiological image detection apparatus |
| WO2014069284A1 (en) | 2012-11-01 | 2014-05-08 | 東レ株式会社 | Radiation detection device and manufacturing method therefor |
| WO2014077178A1 (en) | 2012-11-16 | 2014-05-22 | 東レ株式会社 | Scintillator panel |
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| US9632185B2 (en) | 2012-11-26 | 2017-04-25 | Toray Industries, Inc. | Scintillator panel and method for manufacturing the same |
| WO2014080941A1 (en) | 2012-11-26 | 2014-05-30 | 東レ株式会社 | Scintillator panel and method for producing same |
| US9976897B2 (en) | 2013-07-24 | 2018-05-22 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiation imaging apparatus |
| US10073180B2 (en) | 2015-03-24 | 2018-09-11 | Canon Kabushiki Kaisha | Radiation imaging apparatus and radiation imaging system |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
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