JPH0535399B2 - - Google Patents
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- JPH0535399B2 JPH0535399B2 JP17199984A JP17199984A JPH0535399B2 JP H0535399 B2 JPH0535399 B2 JP H0535399B2 JP 17199984 A JP17199984 A JP 17199984A JP 17199984 A JP17199984 A JP 17199984A JP H0535399 B2 JPH0535399 B2 JP H0535399B2
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- Conversion Of X-Rays Into Visible Images (AREA)
- Luminescent Compositions (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
(産業上の利用分野)
本発明は輝尽性螢光体を用いた放射線画像変換
方法に関するものである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION (Field of Industrial Application) The present invention relates to a radiation image conversion method using a photostimulable phosphor.
(従来技術)
X線画像のような放射線画像は医療用として多
く用いられている。従来、この放射線画像を得る
ためには、銀塩感光材料からなる放射線写真フイ
ルムと増感紙とを組合せた、いわゆる放射線写真
法が利用されている。しかし、近年放射線画像診
断技術の進歩にともない銀塩感光材料からなる放
射線写真フイルムを使用しないで放射線画像を得
る方法が工夫されるようになつた。(Prior Art) Radiographic images such as X-ray images are often used for medical purposes. Conventionally, in order to obtain this radiographic image, a so-called radiographic method has been used in which a radiographic film made of a silver salt photosensitive material and an intensifying screen are combined. However, in recent years, with the advancement of radiographic image diagnostic technology, methods of obtaining radiographic images without using radiographic films made of silver salt photosensitive materials have been devised.
このような方法としては、被写体を透過した放
射線をある種の螢光体に吸収せしめ、しかる後こ
の螢光体を例えば光又は熱エネルギーで励起する
ことにより、この螢光体が前記吸収により蓄積し
ている放射線エネルギーを螢光として放射せし
め、この螢光を検出して画像化する方法がある。
具体的には、例えば英国特許1462769号及び特開
昭51−29889号には、螢光体として熱輝尽性螢光
体を用いる方法が示されている。この方法は支持
体上に熱輝尽性螢光体層を形成した放射線画像変
換パネルを使用するもので、この放射線画像変換
パネルの熱輝尽性螢光体層に被写体を透過した放
射線を吸収させて被写体各部の放射線透過度に対
応する放射線エネルギーを蓄積させて潜像を形成
し、しかる後にこの熱輝尽性螢光体層を加熱する
ことによつて輝尽励起し、パネルの各部に蓄積さ
れた放射線エネルギーを光の信号として取り出
し、この光の強弱によつて放射線画像を得るもの
である。 Such a method involves causing the radiation transmitted through the subject to be absorbed by some type of phosphor, and then exciting this phosphor with, for example, light or thermal energy, so that the phosphor absorbs the energy accumulated by the absorption. There is a method of emitting the radiation energy in the form of fluorescence, detecting this fluorescence, and creating an image.
Specifically, for example, British Patent No. 1462769 and Japanese Unexamined Patent Publication No. 51-29889 disclose a method of using a heat-stimulable phosphor as the phosphor. This method uses a radiation image conversion panel with a heat-stimulable phosphor layer formed on a support.The heat-stimulable phosphor layer of this radiation image conversion panel absorbs the radiation that has passed through the subject. Then, radiation energy corresponding to the radiation transmittance of each part of the subject is accumulated to form a latent image, and then this heat-stimulable phosphor layer is heated to excite it, and the radiation energy is accumulated in each part of the panel. The accumulated radiation energy is extracted as a light signal, and a radiation image is obtained by varying the intensity of this light.
また、例えば米国特許3859527号及び特開昭55
−12144号には、螢光体として光輝尽性螢光体を
用いる方法が示されている。この方法は支持体上
に光輝尽性螢光体層を形成した放射線画像変換パ
ネルを使用するもので、上述のように潜像を形成
した後、この光輝尽性螢光体層を輝尽励起光で走
査することによつて、パネル各部に蓄積された放
射線エネルギーを光の信号として取り出し、放射
線画像を得るものである。この最終的な画像はハ
ードコピーとして再生しても良いし、CRT上に
再生しても良い。 Also, for example, U.S. Patent No. 3,859,527 and
No. 12144 discloses a method of using a photostimulable phosphor as the phosphor. This method uses a radiation image conversion panel in which a photostimulable phosphor layer is formed on a support. After forming a latent image as described above, this photostimulable phosphor layer is photostimulated. By scanning with light, the radiation energy accumulated in each part of the panel is extracted as a light signal and a radiation image is obtained. This final image may be reproduced as a hard copy or on a CRT.
ところで、このような放射線画像変換方法に用
いられる放射線画像変換パネルの輝尽性螢光体層
に関する記述はほとんどないのが現状であるが、
一般的には、前記特開昭55−12144号中に示され
ているように、ただ1層の輝尽性螢光体層から成
つている。しかしながら、輝尽性螢光体層が1層
である場合には、ただ1回の輝尽励起によつて蓄
積された放射線エネルギーの大部分が放出されて
しまい、1回の放射線照射によつて複数枚の放射
線画像データを得ることは不可能であつた。 By the way, at present, there are almost no descriptions regarding the stimulable phosphor layer of the radiation image conversion panel used in such radiation image conversion methods.
Generally, it consists of only one stimulable phosphor layer, as shown in the above-mentioned Japanese Patent Application Laid-Open No. 55-12144. However, when there is only one photostimulable phosphor layer, most of the accumulated radiation energy is released by just one stimulation excitation, and one radiation irradiation causes It was impossible to obtain multiple radiographic image data.
一方これに対し1回の放射線照射によつて複数
枚の放射線画像データを得る方法がいくつか知ら
れている。具体的な方法としては、例えば特開昭
56−11399号には、複数枚の放射線画像変換パネ
ルを重ねて同時に放射線照射を行ない、この複数
枚の放射画像変換パネルを順次に輝尽励起するこ
とによつて複数枚の放射線画像データを得る方法
が示されている。しかし、この方法は、放射線画
像変換パネルが複数枚となるため、放射線照射の
際に取りあつかいが面倒であつたり、放射線画像
データを得るための読取り装置が複雑で大がかり
になる欠点を有していた。 On the other hand, several methods are known for obtaining data of a plurality of radiation images by one radiation irradiation. As a specific method, for example,
No. 56-11399 discloses a method of stacking a plurality of radiation image conversion panels, irradiating them with radiation at the same time, and sequentially stimulating the plurality of radiation image conversion panels to obtain data of a plurality of radiation images. A method is shown. However, this method has the disadvantage that it requires multiple radiation image conversion panels, which makes it cumbersome to handle during radiation irradiation, and that the reading device for obtaining radiation image data is complex and large-scale. Ta.
(本発明の目的)
本発明は輝尽性螢光体を用いた放射線画像変換
パネルにおける前述のような欠点に鑑みてなされ
たものでり、本発明の目的は、1回の放射線照射
によつて複数枚の放射線画像データの得られる放
射線画像変換方法を提供することにある。(Object of the present invention) The present invention has been made in view of the above-mentioned drawbacks of radiation image conversion panels using stimulable phosphors. Therefore, it is an object of the present invention to provide a radiation image conversion method by which a plurality of pieces of radiation image data can be obtained.
本発明の他の目的は、重ね合わせ処理等で像の
ズレを生じない放射線画像変換方法を提供するこ
とにある。 Another object of the present invention is to provide a radiation image conversion method that does not cause image shift due to overlay processing or the like.
さらに本発明の他の目的は、くり返し使用して
も輝尽性螢光体層の傷による画質低下の少ない放
射線画像変換方法を提供することにある。 Still another object of the present invention is to provide a radiation image conversion method that causes less deterioration in image quality due to scratches on the stimulable phosphor layer even after repeated use.
(発明の構成)
本発明者は前記目的を達成するために、輝尽性
螢光体を用いた放射線画像変換方法について鋭意
研究を重ねてきた。その結果、個々の輝尽性螢光
体はそれぞれ固有の輝尽励起エネルギー分布を有
しており、輝尽発光効率は個々の輝尽性螢光体に
マツチングした輝尽励起エネルギーで励起した時
に最大となることを見い出した。すなわち、前記
現象を利用すれば輝尽発光効率の輝尽励起エネル
ギー依存性の異なつた少なくとも2種類の輝尽性
蛍光体を含有する輝尽性螢光体層を、それぞれの
輝尽性螢光体にマツチングした輝層励起エネルギ
ーで複数回励起することにより、1回のX線照射
で複数の放射線画像が得られる。(Structure of the Invention) In order to achieve the above object, the present inventor has conducted intensive research on a radiation image conversion method using a photostimulable phosphor. As a result, each photostimulable phosphor has its own unique photostimulation excitation energy distribution, and the photostimulable luminescence efficiency increases when excited with photostimulation excitation energy matched to the individual photostimulable phosphor. I found that the maximum. That is, by utilizing the above phenomenon, a stimulable phosphor layer containing at least two types of stimulable phosphors whose stimulable luminescence efficiencies have different dependencies on stimulable excitation energy can be formed into a stimulable phosphor layer containing each stimulable phosphor. By excitation multiple times with luminous layer excitation energy matched to the body, multiple radiation images can be obtained with one X-ray irradiation.
本発明の目的は、かかる知見に基づいて、輝尽
発光率の輝尽励起エネルギー依存性の互いに異な
る少なくとも2種類の輝尽性蛍光体を含有する輝
尽性蛍光体層を有する放射線画像変換パネルを、
前記それぞれの輝尽性蛍光体に対応した異なる輝
尽励起エネルギーによつて励起し、それぞれ別々
の画像として複数の放射線画像の読み出しを行う
ことを特徴とする放射線画像変換方法によつて達
成される。 Based on this knowledge, an object of the present invention is to provide a radiation image conversion panel having a stimulable phosphor layer containing at least two types of stimulable phosphors whose stimulable luminescence rates are different in dependence on stimulable excitation energy. of,
This is achieved by a radiation image conversion method characterized in that each of the stimulable phosphors is excited with a different stimulable excitation energy corresponding to the stimulable phosphor, and a plurality of radiation images are read out as separate images. .
尚前記輝尽性螢光体の少くとも1種類の熱輝尽
性螢光体を用いれば好しい本発明の実施態様の1
つとなる。 In addition, in one embodiment of the present invention, it is preferable to use at least one type of heat-stimulable phosphor among the above-mentioned photostimulable phosphors.
It becomes one.
本発明において輝尽性螢光体とは、最初の光も
しくは高エネルギー放射線が照射された後に、光
的、熱的、機械的、化学的または電気的等の刺激
(輝尽励起)により、最初の光もしくは高エネル
ギー放射線の照射量に対応した輝尽発光を示す螢
光体を言う。特に輝尽励起が光的に起こるものを
光輝尽性蛍光体、輝尽励起が熱的に起こるものを
熱輝尽性螢光体と言う。 In the present invention, a photostimulable phosphor refers to a photostimulable phosphor that is first irradiated with light or high-energy radiation and then stimulated optically, thermally, mechanically, chemically, or electrically (stimulated excitation). A phosphor that exhibits stimulated luminescence corresponding to the amount of light or high-energy radiation irradiated with it. In particular, those in which the photostimulation occurs optically are called photostimulable phosphors, and those in which the photostimulation occurs thermally are called thermally stimulable phosphors.
ここで光とは電磁放射線のうち可視光、紫外
光、赤外光を含み、高エネルギー放射線とはX
線、ガンマ線、ベータ線、アルフア線、中性子線
を含む。 Light here includes visible light, ultraviolet light, and infrared light among electromagnetic radiation, and high-energy radiation refers to
rays, gamma rays, beta rays, alpha rays, and neutron rays.
また、本発明において輝尽発光効率の輝尽励起
エネルギーが異なる輝尽性螢光体とは、広くは輝
尽性蛍光体に輝尽発光させるための刺激エネルギ
ーの種類が互いに異なる螢光体であり、狭くは輝
尽励起スペクトルのピークが50nm以上互いに異
なる螢光体を言う。 In addition, in the present invention, stimulable phosphors having different stimulable excitation energy in terms of stimulable luminescence efficiency broadly refer to phosphors that require different types of stimulation energy to cause the stimulable phosphor to emit stimulated light. In other words, it refers to phosphors whose photostimulated excitation spectra have different peaks of 50 nm or more.
以下、本発明を詳細に説明する。 The present invention will be explained in detail below.
本発明の放射線画像変換パネルに用いられる輝
尽性螢光体は、先に述べたように放射線を照射し
た後輝尽励起すると輝尽発光を示す螢光体であ
り、その中の少なくとも2種類は互いに輝尽発光
率の輝尽励起エネルギー依存性が異なつていれば
いかなる螢光体であつてもよい。 The photostimulable phosphor used in the radiation image conversion panel of the present invention is a phosphor that exhibits stimulated luminescence when stimulated after being irradiated with radiation as described above, and at least two types thereof are used. may be any phosphors as long as they differ in the dependence of their stimulated luminescence rates on stimulated excitation energy.
輝尽励起エネルギー依存性の異なる輝尽性蛍光
体の組み合わせとしては、例えば光輝尽性螢光体
と熱輝尽性螢光体、光輝尽性螢光体の中では輝尽
励起スペクトルのピークが50nm以上互いに異な
る螢光体、熱輝尽性螢光体中では輝尽励起温度の
互いに異なる螢光体等が挙げられるが、これに限
定されるものではない。 Examples of combinations of photostimulable phosphors with different dependencies on photostimulable excitation energy include photostimulable phosphors and heat-stimulable phosphors; Examples include, but are not limited to, phosphors that differ from each other by 50 nm or more, and phosphors that have different photostimulation temperatures among heat-stimulable phosphors.
本発明の放射線画像変換パネルに用いられる輝
尽性螢光体としては、例えば特開昭48−80487号
に記載されているBaSO4:Ax(但しAはDy、Tb
及びTmのうち少なくとも1種であり、xは0.001
≦x<1モル%である)で表わされる螢光体、特
開昭48−80488号記載のMgSO4:Ax(但しAはH0
或いはDyのうちいづれかであり、0.001≦x≦1
モル%である)で表わされる螢光体、特開昭48−
80489号に記載されているSrSO4:Ax(但しAは
Dy、Tb及びTmのうち少なくとも1種であり、
xは0.001≦x<1モル%である)で表わされる
螢光体、特開昭51−29889号に記載されている
Na2SO4、CaSO4及びBaSO4等にMn、Dy及びTb
のうち少なくとも1種を添加した螢光体、特開昭
52−30487号に記載されているBeO、LiF、
MgSO4及びCaF2等の螢光体、特開昭53−39277
号に記載されているLi2B4O7:Cu、Ag等の螢光
体、特開昭54−47883号に記載されているLi2O・
(B2O2)x:Cu(但しxは2<x≦3)、及び
Li2O・(B2O2)x:Cu、Ag(但しxは2<x≦3)
等の螢光体、米国特許3859527号に記載されてい
るSrS:Ce、Sm、SrS:Eu、Sm、La2O2S:Eu、
Sm及び(Zn、Cd)S:Mn、X(但しXはハロゲ
ン)で表わされる螢光体が挙げられる。また、特
開昭55−12142号に記載されているZnS:Cu、Pb
螢光体、一般式がBaS・xAl2O3:Eu(但し0.8≦x
≦10)で表わされるアルミン酸バリウム螢光体、
及び一般式がM〓O・xSiO2:A(但しM〓はMg、
Ca、Sr、Xn、Cd又はBaでありAはCe、Tb、
Eu、Tm、Pb、Tl、Bi及びMnのうち少なくとも
1種であり、xは0.5≦x≦2.5である)で表わさ
れるアルカリ土類金属珪酸塩系螢光体が挙げられ
る。また、一般式が
(Ba1-x-yMgxCay)FX:lEu
(但しXはBr及びClの中の少なくとも1つであ
り、x、yおよびlはそれぞれ0<x+y≦0.6、
xy≠0及び10-6≦l≦5×10-2なる条件を満たす
数である)で表わされるアルカリ土類弗化ハロゲ
ン化物螢光体、特開昭55−12144号に記載されて
いる一般式が
LnOX:xA
(但しLnはLa、Y、Gd及びLuの少なくとも1
つを、XはCl及び/又はBrを、AはCe及び/又
はTbを、xは0<x<0.1を満足する数を表わ
す。)で表わされる螢光体、特開昭55−12145号に
記載されている一般式が
(Ba1-xM〓x)FX:yA
(但しM〓はMg、Ca、Sr、Zn及びCdのうちの少
なくとも1つを、XはCl、Br及びIのうちの少
なくとも1つを、AはEu、Tb、Ce、Tm、Dy、
Pr、Ho、Nd、Yd及びErのうちの少なくとも1
つを、x及びyは0≦x≦0.6及び0≦y≦0.2な
る条件を満たす数を表わす。)で表わされる螢光
体、特開昭55−84389号に記載されている一般式
がBaFX:xCe、yA(但し、XはCl、Br及びIのう
ちの少なくとも1つ、AはIn、Al、Gd、Sm及び
Srのうちの少なくとも1つであり、x及びyは
それぞれ0<x≦2×10-1及び0<y≦5×10-2
である。)で表わされる螢光体、特開昭55−
160078号に記載されている一般式が
M〓FX・xA:yLn
(但しM〓はMg、Ca、Br、Zn及びCdのうちの少
なくとも1種、AはBeO、MgO、CaO、SrO、
BaO、ZnO、Al2O3、Y2O3、La2O3、In2O3、
SiO2、TiO2、ZrO2、GeO2、SnO2、Nb2O5、
TTa2O5及びThO2のうちの少なくとも1種、Ln
はEu、Tb、Ce、Tm、Dy、Pr、Ho、Nd、Yb、
Er、Sm及びGdのうちの少なくとも1種であり、
XはCl、BrおよびIのうちの少なくとも1種で
あり、x及びyはそれぞれ5×10-5≦x≦0.5及
び0<y≦0.2なる条件を満たす数である。)で表
わされる希土類元素付活2価金属フルオロハライ
ド螢光体、一般式がZnS:A、CaS:A、(Zn、
Cd)S:A、ZnS:A、X及びCdS:A、X(但
しAはCu、Ag、Au、又はMnであり、Xはハロ
ゲンである。)で表わされる螢光体、特開昭57−
148285号に記載されている一般式〔〕又は
〔〕、
一般式〔〕 xM3(PO4)2・NX2:yA
一般式〔〕 M3(PO4)2:yA
(式中、M及びNはそれぞれMg、Ca、Sr、Ba、
Zn及びCdのうち少なくとも1種、XはF、Cl、
Br及びIのうち少なくとも1種、AはEu、Tb、
Ce、Tm、Dy、Pr、Ho、Nd、Yb、Er、Sb、
Tl、Mn及びSnのうち少なくとも1種を表わす。
また、x及びyは0<x≦6、0≦y≦1なる条
件を満たす数である。)表わされる螢光体、及び
一般式〔〕又は〔〕
一般式〔〕 nReX3・mAX′2:xEu
一般式〔〕 nReX3・mAX′2:xEu、ySm
(式中、ReはLa、Gd、Y、Luのうち少なくと
も1種、Aはアルカリ土類金属、Ba、Sr、Caの
うち少なくとも1種、X及びX′はF、Cl、Brの
うち少なくとも1種を表わす。また、x及びy
は、1×10-4<x<3×10-1、1×10-4<y<1
×10-1なる条件を満たす数であり、n/mは1×
10-3<n/m<7×10-1なる条件を満たす。)で
表わされる螢光体等が挙げられる。しかし本発明
の放射線画像変換パネルに用いられる輝尽性螢光
体は、前述の螢光体に限られるものではなく、放
射線を照射した後輝尽励起光を照射した場合に輝
尽発光を示す螢光体であればいかなる螢光体であ
つてもよい。 Examples of the photostimulable phosphor used in the radiation image conversion panel of the present invention include BaSO 4 :A x (where A is D y , Tb
and Tm, and x is 0.001
≦x<1 mol%), MgSO 4 :A x (where A is H 0
or Dy, 0.001≦x≦1
Fluorescent substance expressed in mol%), JP-A-1988-
SrSO 4 :Ax (However, A is
At least one of Dy, Tb and Tm,
x is 0.001≦x<1 mol%), which is described in JP-A-51-29889.
Mn, Dy and Tb in Na 2 SO 4 , CaSO 4 and BaSO 4 etc.
A phosphor containing at least one of the following, JP-A-Sho
BeO, LiF, described in No. 52-30487,
Fluorescent substances such as MgSO 4 and CaF 2 , JP-A-53-39277
Li 2 B 4 O 7 described in JP-A-54-47883: Fluorescent material such as Cu, Ag, Li 2 O.
(B 2 O 2 ) x : Cu (where x is 2<x≦3), and
Li 2 O・(B 2 O 2 ) x : Cu, Ag (however, x is 2<x≦3)
etc., SrS:Ce, Sm, SrS:Eu, Sm, La 2 O 2 S: Eu, as described in U.S. Pat. No. 3,859,527.
Examples include phosphors represented by Sm and (Zn, Cd)S:Mn, X (where X is a halogen). In addition, ZnS: Cu, Pb described in JP-A-55-12142
Fluorescent material, general formula is BaS・x Al 2 O 3 :Eu (however, 0.8≦x
≦10) barium aluminate phosphor,
and the general formula is M〓O・x SiO 2 :A (however, M〓 is Mg,
Ca, Sr, Xn, Cd or Ba, and A is Ce, Tb,
Examples include alkaline earth metal silicate-based phosphors that are at least one of Eu, Tm, Pb, Tl, Bi, and Mn, and x is 0.5≦x≦2.5. In addition, the general formula is (Ba 1-xy Mg x Ca y )FX: l Eu (However, X is at least one of Br and Cl, x, y and l are each 0<x+y≦0.6,
xy≠0 and 10 -6 ≦l≦5×10 -2 The formula is LnOX: x A (where Ln is at least one of La, Y, Gd, and Lu)
X represents Cl and/or Br, A represents Ce and/or Tb, and x represents a number satisfying 0<x<0.1. ), the general formula described in JP-A-55-12145 is (Ba 1-x M〓 x )FX: y A (where M〓 is Mg, Ca, Sr, Zn and Cd X is at least one of Cl, Br and I, A is Eu, Tb, Ce, Tm, Dy,
At least one of Pr, Ho, Nd, Yd and Er
x and y represent numbers satisfying the conditions 0≦x≦0.6 and 0≦y≦0.2. ), the general formula of which is described in JP-A-55-84389 is BaFX: x Ce, y A (where X is at least one of Cl, Br and I, and A is In). , Al, Gd, Sm and
at least one of Sr, and x and y are 0<x≦2×10 -1 and 0<y≦5×10 -2 respectively
It is. ), Japanese Patent Application Laid-Open No. 1986-
The general formula described in No. 160078 is M〓FX・x A: y Ln (However, M〓 is at least one of Mg, Ca, Br, Zn, and Cd, and A is BeO, MgO, CaO, SrO,
BaO, ZnO, Al2O3 , Y2O3 , La2O3 , In2O3 ,
SiO2 , TiO2 , ZrO2 , GeO2 , SnO2 , Nb2O5 ,
At least one of TTa 2 O 5 and ThO 2 , Ln
are Eu, Tb, Ce, Tm, Dy, Pr, Ho, Nd, Yb,
At least one of Er, Sm and Gd,
X is at least one of Cl, Br, and I, and x and y are numbers satisfying the conditions of 5×10 −5 ≦x≦0.5 and 0<y≦0.2, respectively. ) Rare earth element-activated divalent metal fluorohalide phosphors, whose general formulas are ZnS:A, CaS:A, (Zn,
Cd) Fluorescent material represented by S: A, ZnS: A, X and CdS: A, −
General formula [] or [] described in No. 148285, General formula [] x M 3 (PO 4 ) 2・NX 2 : y A General formula [] M 3 (PO 4 ) 2 : y A (in the formula , M and N are respectively Mg, Ca, Sr, Ba,
At least one of Zn and Cd, X is F, Cl,
At least one of Br and I, A is Eu, Tb,
Ce, Tm, Dy, Pr, Ho, Nd, Yb, Er, Sb,
Represents at least one of Tl, Mn and Sn.
Furthermore, x and y are numbers that satisfy the conditions 0<x≦6 and 0≦y≦1. ) represented phosphor and the general formula [] or [] general formula [] nReX 3・mAX′ 2 : x Eu general formula [] nReX 3・mAX′ 2 : x Eu, ySm (in the formula, Re is La , Gd, Y, and Lu; A represents an alkaline earth metal; and at least one of Ba, Sr, and Ca; X and X' represent at least one of F, Cl, and Br; x and y
are 1×10 -4 <x<3×10 -1 , 1×10 -4 <y<1
It is a number that satisfies the condition ×10 -1 , and n/m is 1 ×
The condition 10 -3 <n/m<7×10 -1 is satisfied. ) and the like. However, the photostimulable phosphor used in the radiation image conversion panel of the present invention is not limited to the above-mentioned phosphor, and exhibits stimulated luminescence when irradiated with radiation and then irradiated with stimulated excitation light. Any fluorescent material may be used as long as it is a fluorescent material.
使用する輝尽性螢光体の平均粒子径は放射線画
像変換パネルの感度に粒状性を考慮して平均粒子
径0.1乃至100μmの範囲に於て適宜選択される。
さらに好ましくは平均粒径が1乃至30μmのもの
が使用される。 The average particle size of the stimulable phosphor used is appropriately selected within the range of 0.1 to 100 μm, taking into consideration the sensitivity and granularity of the radiation image conversion panel.
More preferably, those having an average particle size of 1 to 30 μm are used.
本発明の放射線画像変換パネルにおいて、輝尽
性螢光体層は少なくとも2種類の輝尽発光効率の
輝尽励起エネルギー依存性の異なる輝尽性螢光体
を含有していればよく、本発明の実施態様として
は例えば以下に示すような層構成の放射線画像変
換パネルが挙げられる。 In the radiation image conversion panel of the present invention, the stimulable phosphor layer only needs to contain at least two types of stimulable phosphors whose stimulable luminescence efficiencies have different dependencies on stimulable excitation energy, and the stimulable phosphor layer of the present invention Examples of embodiments include a radiation image conversion panel having a layer structure as shown below.
(1) 1層の輝尽性螢光体層中に少なくとも2種類
の輝尽発光効率の輝尽励起エネルギー依存性の
異なる輝尽性螢光体を含有して成る放射線画像
変換パネル。(1) A radiation image conversion panel comprising a single photostimulable phosphor layer containing at least two types of photostimulable phosphors whose photostimulable luminous efficiencies differ in dependence on photostimulation excitation energy.
(2) 輝尽性螢光体層が少なくとも2層から成り、
この輝尽性螢光体層の少くとも2層が輝尽発光
効率の輝尽励起エネルギー依存性の互に異る輝
尽性螢光体から成る放射線画像変換パネル。(2) The photostimulable phosphor layer consists of at least two layers,
A radiation image conversion panel in which at least two of the stimulable phosphor layers are composed of stimulable phosphors whose stimulable luminescence efficiencies are different in dependence on stimulable excitation energy.
第1図に前記本発明実施態様に基く例を掲げ
た。第1図に於て1,2、及び3は夫々輝層発光
効率の輝尽励起エネルギー依存性を異にする輝尽
性螢光体、12は前記輝尽性螢光体の混合体、4
は保護膜、5は支持体である。6は輝尽励起光遮
断層である。 FIG. 1 shows an example based on the embodiment of the present invention. In FIG. 1, numerals 1, 2, and 3 are photostimulable phosphors whose bright layer luminous efficiency depends on different photostimulable excitation energy, 12 is a mixture of the above photostimulable phosphors, and 4 is a mixture of the above-mentioned photostimulable phosphors.
5 is a protective film, and 5 is a support. 6 is a photostimulation excitation light blocking layer.
尚本発明のパネルに於ては上記した例に限るも
のではなく例えば輝尽性螢光体層或いは輝尽励起
光遮断層の構造強度が充分ならば支持体はあつて
もよく、なくてもよい。 Note that the panel of the present invention is not limited to the above-mentioned examples, and for example, the support may or may not be provided as long as the structural strength of the photostimulable phosphor layer or the photostimulable light blocking layer is sufficient. good.
また、熱輝尽励起を行う態様の場合には結着
剤、支持体等のパネル構成物には耐熱性のものを
用いることが好ましい。 Further, in the case of an embodiment in which thermal stimulation excitation is performed, it is preferable to use heat-resistant materials for panel components such as a binder and a support.
更に輝尽発光効率の輝尽励起依存性の異る2種
類の輝尽蛍光体を用いる場合その使用割合は、使
用目的によつて異るけれども1:1〜1:0.05
(重量比)の範囲が好しい。 Furthermore, when two types of stimulable phosphors with different stimulable excitation dependencies of stimulable luminescence efficiency are used, the ratio of their use varies depending on the purpose of use, but is 1:1 to 1:0.05.
(weight ratio) is preferable.
一般的に、前記輝尽性螢光体層は、輝尽性螢光
体を適当な結着剤中に分散して塗布液を調製し、
これを従来の塗布方法を用いて塗布し、均一な層
とすることによつて作製される。結着剤として
は、例えばゼラチンの如きタンパク質、デキスト
ランの如きポリサツカライドまたはアラビアゴ
ム、ポリビニルブチラール、ポリ酢酸ビニル、ニ
トロセルロース、エチルセルロース、塩化ビニリ
デン−塩化ビニルコポリマー、ポリメチルメタク
リレート、塩化ビニル−酢酸ビニルコポリマー、
ポリウレタン、セルロースアセテートブチレー
ト、ポリビニルアルコール、シリコン樹脂、ポリ
シロキサン系樹脂等のような通常層構成に用いら
れる結着剤が使用される。一般に結着剤は輝尽性
螢光体1重量部に対して0.01乃至1重量部の範囲
で使用される。しかしながら得られる放射線画像
変換パネルの感度と鮮鋭性の点では結着剤は少な
い方が好ましく、塗布の容易さとの兼合いから
0.03乃至0.2重量部の範囲がより好ましい。 Generally, the photostimulable phosphor layer is prepared by dispersing the photostimulable phosphor in a suitable binder to prepare a coating solution.
It is produced by applying this to a uniform layer using conventional coating methods. Binders include, for example, proteins such as gelatin, polysaccharides such as dextran or gum arabic, polyvinyl butyral, polyvinyl acetate, nitrocellulose, ethylcellulose, vinylidene chloride-vinyl chloride copolymer, polymethyl methacrylate, vinyl chloride-vinyl acetate. copolymer,
Binders commonly used in layer construction are used, such as polyurethane, cellulose acetate butyrate, polyvinyl alcohol, silicone resins, polysiloxane resins, and the like. Generally, the binder is used in an amount of 0.01 to 1 part by weight per 1 part by weight of the stimulable phosphor. However, in terms of the sensitivity and sharpness of the radiation image conversion panel obtained, it is preferable to use less binder, and from the viewpoint of ease of application,
A range of 0.03 to 0.2 parts by weight is more preferred.
本発明の放射線画像変換パネルの輝尽性螢光体
層の膜厚は目的とする放射線画像変換パネルの特
性、輝尽性螢光体の種類、結着剤と輝尽性螢光体
との混合比等によつて異なるが、一般的には、輝
尽性螢光体層が1層から成る場合には10μm〜
1200μmの範囲から選ばれるのが好ましく、さら
には10μm〜800μmの範囲から選ばれるのがより
好ましい。また、輝尽性螢光体層が2層以上から
成る場合には、1層当りの膜厚は10μm〜800μm
の範囲から選ばれるのが好ましく、それぞれの輝
尽性螢光体層から得られる放射線画像のズレを小
さくするためには、10μm〜600μmの範囲から選
ばれるのがより好ましい。尚、本発明の放射線画
像変換パネルの鮮鋭性向上を目的として、特開昭
55−146447号に開示されているように放射線画像
変換パネルの輝尽性螢光体層中に白色粉末を分散
させてもよいし、特開昭55−163500号に開示され
ているように放射線画像変換パネルの輝尽性螢光
体層を輝尽励起光を吸収するような着色剤で着色
してもよい。 The thickness of the stimulable phosphor layer of the radiation image conversion panel of the present invention is determined by the characteristics of the intended radiation image conversion panel, the type of stimulable phosphor, the binder and the stimulable phosphor. Although it varies depending on the mixing ratio etc., in general, when the stimulable phosphor layer consists of one layer, the thickness is 10 μm or more.
It is preferably selected from the range of 1200 μm, and more preferably selected from the range of 10 μm to 800 μm. In addition, when the photostimulable phosphor layer consists of two or more layers, the film thickness per layer is 10 μm to 800 μm.
The diameter is preferably selected from the range of 10 μm to 600 μm in order to reduce the deviation of radiation images obtained from each stimulable phosphor layer. In addition, for the purpose of improving the sharpness of the radiation image conversion panel of the present invention,
55-146447, white powder may be dispersed in the stimulable phosphor layer of the radiation image conversion panel; The stimulable phosphor layer of the image conversion panel may be colored with a coloring agent that absorbs stimulable excitation light.
本発明の放射線画像変換パネルにおいて、前記
輝尽性螢光体層を支持する支持体としては輝尽励
起光および輝尽発光に対して透明である各種高分
子材料、ガラス等が用いられるが、特に情報記録
材料としての取扱い上可撓性のあるシートあるい
はロールに加工できるものが好適であり、この点
から例えばセルロースアセテートフイルム、ポリ
エステルフイルム、ポリエチレンテレフタレート
フイルム、ポリアミドフイルム、ポリイミドフイ
ルム、トリアセテートフイルム、ポリカーボネイ
トフイルム等のプラスチツクフイルム等が特に好
ましい。これら支持体は、輝尽性螢光体層との接
着性を向上させる目的で輝尽性螢光体層が設けら
れる面に下引層を設けてもよい。また、これ支持
体の膜厚は用いる支持体の材質等によつて異なる
が、一般的には80μm〜1000μmであり、取扱い
上の点からさらに好ましくは80μm〜500μmであ
る。 In the radiation image conversion panel of the present invention, various polymeric materials, glass, etc. that are transparent to stimulated excitation light and stimulated luminescence are used as the support for supporting the photostimulable phosphor layer. In particular, materials that can be processed into flexible sheets or rolls are suitable for handling as information recording materials, and from this point of view, for example, cellulose acetate film, polyester film, polyethylene terephthalate film, polyamide film, polyimide film, triacetate film, polycarbonate. Plastic films such as films are particularly preferred. These supports may be provided with a subbing layer on the surface on which the photostimulable phosphor layer is provided, for the purpose of improving adhesion to the photostimulable phosphor layer. The film thickness of the support varies depending on the material of the support used, but is generally 80 μm to 1000 μm, more preferably 80 μm to 500 μm from the viewpoint of handling.
本発明の放射線画像変換パネルにおいては、一
般的には前記輝尽性螢光体層の支持体が設けられ
る面とは反対側の面に、輝尽性螢光体層を物理的
にあるいは化学的に保護するための保護層が設け
られる。この保護層は、保護層用塗布液を輝尽性
螢光体層上に直接塗布して形成してもよいし、あ
るいはあらかじめ別途形成した保護層を輝尽性螢
光体層上に接着してもよい。保護層の材料として
は酢酸セルロース、ニトロセルロース、ポリメチ
ルメタクリレート、ポリビニルブチラール、ポリ
ビニルホルマール、ポリカーボネート、ポリエス
テル、ポリエチレンテレフタレート、ポリエチレ
ン、塩化ビニリデン、ナイロン等の通常の保護膜
用材料が用いられる。これら保護膜の膜厚は一般
には1μm〜40μm程度が好ましい。 In the radiation image conversion panel of the present invention, the photostimulable phosphor layer is generally physically or chemically applied to the surface opposite to the surface on which the support for the photostimulable phosphor layer is provided. A protective layer is provided to protect the material. This protective layer may be formed by directly applying a protective layer coating solution onto the stimulable phosphor layer, or by adhering a separately formed protective layer onto the stimulable phosphor layer. It's okay. As the material for the protective layer, common protective film materials such as cellulose acetate, nitrocellulose, polymethyl methacrylate, polyvinyl butyral, polyvinyl formal, polycarbonate, polyester, polyethylene terephthalate, polyethylene, vinylidene chloride, and nylon are used. The thickness of these protective films is generally preferably about 1 μm to 40 μm.
本発明の放射線画像変換パネルに必要に応じて
用いられる輝尽励起光遮断層は、輝尽励起光は反
射および/または吸収する材料であればどのよう
なものであつても使用できるが、放射線画像変換
パネルとしての取扱い上可撓性のあるものが好ま
しい。この点から、例えばAl、Pb、Ni、Cu、
Zn、Ag、Pt、Au、Fe等の金属およびこれらの
合金から成る金属シート、セルロースアセテート
フイルム、ポリエステルフイルム、ポリエチレン
テレフタレートフイルム、ポリアミドフイルム、
ポリイミドフイルム、トリアセテートフイルム、
ポリカーボネートフイルム等のプラスチツクフイ
ルムシート、および紙など種々のシート状材料が
挙げられる。ただし、輝尽励起光遮断層としてプ
ラスチツクフイルムシートおよび紙を用いる場合
には、これらシート自体には輝尽励起光を遮断す
る能力がほとんどないため、前記シートが輝尽励
起反射層あるいは吸収層となるように、前記シー
ト自体を着色する必要がある。前記シートが輝尽
励起光反射層となるようにするには、前記シート
を白色顔料等で着色すればよいし、輝尽励起光吸
収層となるようにするには、前記シートを輝尽励
起光を吸収する顔料あるいは黒色顔料等で着色す
ればよい。 The photostimulation excitation light blocking layer used as necessary in the radiation image conversion panel of the present invention can be made of any material as long as it reflects and/or absorbs the photostimulation excitation light. It is preferable that the panel be flexible in handling as an image conversion panel. From this point, for example, Al, Pb, Ni, Cu,
Metal sheets made of metals such as Zn, Ag, Pt, Au, Fe, etc. and their alloys, cellulose acetate film, polyester film, polyethylene terephthalate film, polyamide film,
polyimide film, triacetate film,
Various sheet materials include plastic film sheets such as polycarbonate film, and paper. However, when a plastic film sheet or paper is used as a photostimulation excitation light blocking layer, these sheets themselves have almost no ability to block photostimulation excitation light, so the sheet may be used as a photostimulation reflection layer or absorption layer. It is necessary to color the sheet itself in order to make it look like this. In order for the sheet to become a photostimulation excitation light reflecting layer, the sheet may be colored with a white pigment or the like, and in order to make the sheet become a photostimulation excitation light absorption layer, the sheet may be colored in a photostimulation excitation light absorption layer. It may be colored with a pigment that absorbs light or a black pigment.
前記シート自体を着色する代わりに前記シート
の片面あるいは両面に輝尽励起光反射層あるいは
吸収層を設けてもよい。輝尽励起光反射層として
は前記シートの表面に金属反射層を蒸着、スパツ
タ等の方法で設けてもよいし、白色顔料層等を塗
布等の方法で設けてもよい。輝尽励起光吸収層と
しては輝尽励起光を吸収する顔料あるいは黒色顔
料等を前記シートの表面に塗布等の方法で設けれ
ばよい。 Instead of coloring the sheet itself, a stimulated excitation light reflecting layer or an absorbing layer may be provided on one or both sides of the sheet. As the stimulated excitation light reflection layer, a metal reflection layer may be provided on the surface of the sheet by a method such as vapor deposition or sputtering, or a white pigment layer or the like may be provided by a method such as coating. As the photostimulation excitation light absorption layer, a pigment or a black pigment that absorbs photostimulation excitation light may be provided on the surface of the sheet by a method such as coating.
さらに、必要に応じて前記シートを着色した
後、その表面に輝尽励起光反射層あるいは吸収層
を設けてもよいし、前記シートの片面に輝尽励起
光反射層を設け、他方に輝尽励起光吸収層を設け
てもよい。 Furthermore, after coloring the sheet as necessary, a photostimulation excitation light reflection layer or an absorption layer may be provided on the surface thereof, or a photostimulation excitation light reflection layer may be provided on one side of the sheet and a photostimulation excitation light reflection layer is provided on the other side. An excitation light absorption layer may also be provided.
また、前記輝尽励起光遮断層は前記シート状材
料以外にも白色粉体あるいは黒色粉体等を樹脂中
に分散し、塗布したものであつてもよい。 In addition to the sheet-like material, the photostimulation light blocking layer may be made by dispersing white powder, black powder, etc. in a resin and applying the same.
本発明の放射線画像変換パネルの輝尽励起光遮
断層の膜厚は、薄いほど好ましいが実用的には
1000μm以下、さらに好ましくは400μm以下であ
る。前記輝尽励起光遮断層の膜厚が1000μmをこ
える場合には放射線画像変換パネル全体の膜厚自
体が大きくなり、取り扱いが困難となる。尚、こ
れら輝尽励起光遮断層は、輝尽性螢光体層との接
着性を向上させる目的で輝尽励起光遮断層の片面
又は両面に下引き層を設けてもよい。 The thickness of the stimulated excitation light blocking layer of the radiation image conversion panel of the present invention is preferably as thin as possible;
It is 1000 μm or less, more preferably 400 μm or less. If the thickness of the photostimulable excitation light blocking layer exceeds 1000 μm, the thickness of the radiation image conversion panel as a whole becomes large, making handling difficult. In addition, for the purpose of improving the adhesion to the photostimulable phosphor layer, a subbing layer may be provided on one or both sides of the photostimulable light blocking layer.
本発明の放射線画像変換パネルは、例えば第2
図に概略的に示される放射線画像変換方法を用い
られた場合優れた放射線画像を与える。すなわ
ち、第2図において10は撮影部、20は第1の
輝尽性螢光体の放射線画像を読み取るための第1
読み取り部、30は第2の輝尽性螢光体の放射線
画像を読み取るための第2読み取り部をそれぞれ
示している。 The radiation image conversion panel of the present invention is, for example, a second
An excellent radiographic image is obtained when the radiographic image conversion method schematically shown in the figure is used. That is, in FIG. 2, 10 is an imaging unit, and 20 is a first unit for reading a radiation image of the first photostimulable phosphor.
A reading section 30 indicates a second reading section for reading a radiation image of the second photostimulable phosphor.
撮影部10においては放射線源101から被写
体102に向けて照射された放射線は被写体10
2を透過した後、放射線画像変換パネル103の
輝尽性螢光体層104に含まれる輝尽発光効率の
輝尽励起エネルギー依存性の互いに異なる第1の
輝尽性螢光体105および第2の輝尽性螢光体1
06に吸収され、被写体の放射線画像が蓄積記録
される。次いでこの放射線画像変換パネル103
は第1読み取り部20へ送られる。 In the imaging unit 10, the radiation emitted from the radiation source 101 toward the subject 102
2, the first photostimulable phosphor 105 and the second photostimulable phosphor layer 104 of the radiation image conversion panel 103 have different photostimulable excitation energy dependencies of stimulated luminescence efficiency. Stimulable fluorophore 1
06, and a radiation image of the subject is stored and recorded. Next, this radiation image conversion panel 103
is sent to the first reading section 20.
第1読み取り部20においては、読み取り光源
201からの第1の輝尽励起光202はガルバノ
ミラー等の光偏向器により放射線画像変換パネル
103の輝尽性螢光体層104上に一次元的に偏
向されて、放射線画像変換パネル103が副走査
されることにより、輝尽性螢光体層104の全面
にわたつて輝尽励起光202が照射される。この
ように輝尽励起光202が照射されると、放射線
画像変換パネル103の輝尽性螢光体層104に
含まれる第1の輝尽励起光202にマツチングし
た輝尽励起エネルギー分布をもつ第1の輝尽性螢
光体105は、これに蓄積記録されている放射線
エネルギーに比例する輝尽発光を発する。この発
光は輝尽励起光202のみをカツトするフイルタ
ー203を透過した後、光電変換器204に入射
し、光電変換される。光電変換器204の出力は
増幅器205によつて増幅される。第1の輝尽性
螢光体105の読み取りを終了した放射線画像変
換パネル103は、第2読み取り部30へ送られ
る。 In the first reading section 20, the first photostimulable excitation light 202 from the reading light source 201 is one-dimensionally applied onto the photostimulable phosphor layer 104 of the radiation image conversion panel 103 by a light deflector such as a galvanometer mirror. By being deflected and sub-scanning the radiation image conversion panel 103, the entire surface of the stimulable phosphor layer 104 is irradiated with the stimulable excitation light 202. When the photostimulable excitation light 202 is irradiated in this way, the first photostimulable excitation light 202 that has a photostimulated excitation energy distribution that matches the first photostimulated excitation light 202 contained in the photostimulable phosphor layer 104 of the radiation image conversion panel 103 is emitted. The stimulable phosphor 105 of No. 1 emits stimulated luminescence that is proportional to the radiation energy stored and recorded therein. This emitted light passes through a filter 203 that cuts only the stimulated excitation light 202, and then enters a photoelectric converter 204 where it is photoelectrically converted. The output of photoelectric converter 204 is amplified by amplifier 205. The radiation image conversion panel 103 that has finished reading the first photostimulable phosphor 105 is sent to the second reading section 30.
第2読み取り部30においては、第1読み取り
部20の場合と同様にして読み取り光源301か
らの第2の輝尽励起光302はカルバノミラー等
の光偏光器により放射線画像変換パネル103の
輝尽性螢光体層104上に一次元的に偏向され
て、放射線画像変換パネル103が副走査さえる
ことにより、輝尽性螢光体層104の全面にわた
つて輝尽励起光302が照射される。このように
輝尽励起光302が照射されると、放射線画像変
換パネル103の輝尽性螢光体層104に含まれ
る第2の輝尽励起光302にマツチングした輝尽
励起エネルギー分布をもつ第2の輝尽性螢光体1
06は、これに蓄積記録されている放射線エネル
ギーに比例する輝尽発光を発し、この発光は輝尽
励起光302のみをカツトするフイルター303
を透過した後、光電変換器304に入射し、光電
変換され、増幅器305によつて増幅される。 In the second reading unit 30, in the same manner as in the first reading unit 20, the second photostimulable excitation light 302 from the reading light source 301 is used to direct the photostimulable excitation light 302 of the radiation image conversion panel 103 to the radiation image conversion panel 103 using an optical polarizer such as a carbano mirror. The photostimulable excitation light 302 is one-dimensionally deflected onto the light layer 104 and sub-scanned by the radiation image conversion panel 103, thereby irradiating the entire surface of the photostimulable phosphor layer 104. When the stimulable excitation light 302 is irradiated in this way, a stimulable excitation light 302 is irradiated with the stimulable phosphor layer 104 of the radiation image conversion panel 103. 2 photostimulable phosphor 1
06 emits stimulated luminescence that is proportional to the radiation energy stored and recorded therein, and this luminescence is caused by a filter 303 that cuts only the stimulated excitation light 302.
After passing through, the light enters a photoelectric converter 304, undergoes photoelectric conversion, and is amplified by an amplifier 305.
第1読み取り部20の最終出力206および第
2読み取り部30の最終出力306は、それぞれ
別々にハードコピーあるいはCRT等に可視画像
として出力してもよいし、電気的に重ね合わせ処
理あるいは減算処理等を施して1枚の可視画像と
してハードコピーあるいはCRT等に出力しても
よい。 The final output 206 of the first reading unit 20 and the final output 306 of the second reading unit 30 may be output as visible images on a hard copy or CRT separately, or may be electrically superimposed or subtracted. The image may be processed and output as a single visible image on a hard copy or CRT.
さらに第1読み取り部20の最終出力206か
ら放射線画像変換パネル103に蓄積記録されて
いる放射線情報を把握し、この情報を基にして第
2読み取り部30の光電変換器304の感度、増
幅器305の増幅率等を設定するようにしてもよ
い。 Furthermore, the radiation information stored in the radiation image conversion panel 103 is grasped from the final output 206 of the first reading section 20, and based on this information, the sensitivity of the photoelectric converter 304 of the second reading section 30 and the sensitivity of the amplifier 305 are adjusted. The amplification factor etc. may also be set.
放射線画像変換パネル103の輝尽性螢光層1
04に含まれる第1の輝尽性螢光体105と第2
の輝尽性螢光体106はこの順に読み取る必要は
なく、逆であつてもまた同時であつてもよい。 Stimulable fluorescent layer 1 of radiation image conversion panel 103
The first photostimulable phosphor 105 and the second photostimulable phosphor 105 contained in 04
The stimulable phosphors 106 need not be read in this order; they may be read in the reverse order or at the same time.
(実施例) 次に本発明を実施例により説明する。(Example) Next, the present invention will be explained by examples.
実施例 1
BaFBr:Eu輝尽性螢光体4重量部、BaSO4:
Mn輝尽性螢光体4重量部およびシリコン樹脂1
重量部とを溶剤(トルエン)5重量部を用いて混
合、分散し、輝尽性螢光体層用塗布液を調整し
た。次にこの塗布液を水平に置いた200μm厚の
支持体としてのポリイミドアミド系樹脂上に均一
に塗布し、自然乾燥させて約400μm厚の輝尽性
螢光体層を形成し、本発明の放射線画像変換パネ
ルAを作成した。Example 1 BaFBr: 4 parts by weight of Eu photostimulable phosphor, BaSO 4 :
4 parts by weight of Mn photostimulable phosphor and 1 part of silicone resin
parts by weight were mixed and dispersed using 5 parts by weight of a solvent (toluene) to prepare a coating solution for a photostimulable phosphor layer. Next, this coating solution was uniformly applied onto a polyimide amide resin as a support with a thickness of 200 μm placed horizontally, and air-dried to form a stimulable phosphor layer with a thickness of about 400 μm. A radiation image conversion panel A was created.
この放射線画像変換パネルAを用いて
100KVp、100mAの条件のX線で胸部単純撮影
を行なつたのち、第2図に示した放射線画像変換
方法に用いられる装置で読み取つて2枚の放射線
画像データを得た。本実施例では第1読み取り光
源201としては500mWのCO2レーザ(10600n
m)を用い、第2読み取り部の読み取り光源30
1としては50mWのHe−Neレーザ(633nm)を
用いた。 Using this radiation image conversion panel A
After simple radiography of the chest was performed using X-rays under the conditions of 100 KVp and 100 mA, two pieces of radiographic image data were obtained by reading with a device used in the radiographic image conversion method shown in FIG. In this embodiment, the first reading light source 201 is a 500mW CO 2 laser (10600n
m), the reading light source 30 of the second reading section
1, a 50 mW He-Ne laser (633 nm) was used.
得られた2枚の画像データは電気的に重ね合わ
せ処理して1枚の画像として再構成した。得られ
た画像は被写体のわずかなコントラストの差も再
現しており、極めて診断価値の高いものであつ
た。 The two image data obtained were electrically superimposed and reconstructed as one image. The obtained images reproduced even the slightest differences in the contrast of the subject, and were of extremely high diagnostic value.
実施例 2
実施例1においてBaFBr:Eu輝尽性螢光体の
代わりにBaF0.95Br1.05:Eu輝尽性螢光体4重量
部と、BaSO4:Mn輝尽性螢光体の代わりに
ZnS:Cu、Pb輝尽性螢光体4重量部とを用いた
以外は実施例1と同様にして本発明の放射線画像
変換パネルBを作成した。Example 2 In Example 1, 4 parts by weight of BaF 0.95 Br 1.05 :Eu photostimulable phosphor was used instead of BaFBr:Eu photostimulable phosphor, and 4 parts by weight of BaSO 4 :Mn photostimulable phosphor was used instead of BaFBr:Eu photostimulable phosphor.
A radiation image conversion panel B of the present invention was prepared in the same manner as in Example 1 except that ZnS:Cu and 4 parts by weight of Pb stimulable phosphor were used.
この放射線画像変換パネルBを用いて実施例1
において第1読み取り部の読み取り光源201を
50mWのAr
レーザ(515nm)とし、第2読み
取り部の読み取り光源301を50mWの半導体レ
ーザ(800nm)とした以外は実施例1と同様に
して放射線画像を得た。得られた画像は被写体の
わずかなコントラスト差も再現しており、極めて
診断価値の高いものであつた。 Example 1 using this radiation image conversion panel B
The reading light source 201 of the first reading section is
A radiographic image was obtained in the same manner as in Example 1, except that a 50 mW Ar laser (515 nm) was used and the reading light source 301 of the second reading section was a 50 mW semiconductor laser (800 nm). The obtained images reproduced even the slightest contrast differences in the subject, and were of extremely high diagnostic value.
実施例 3
実施例1においてBaSO4:Mn輝尽性螢光体の
代わりにBaFCl:Tb、Eu輝尽性螢光体を用いた
以外は実施例1と同様にして本発明の放射線画像
変換パネルCを作成した。Example 3 A radiation image conversion panel of the present invention was produced in the same manner as in Example 1 except that BaFCl:Tb,Eu photostimulable phosphor was used instead of BaSO 4 :Mn photostimulable phosphor in Example 1. Created C.
この放射線画像変換パネルCを用いて、実施例
1と同様にして放射線画像を得た。得られた画像
は被写体のわずかなコントラスト差も再現してお
り、極めて診断価値の高いものであつた。 Using this radiation image conversion panel C, a radiation image was obtained in the same manner as in Example 1. The obtained images reproduced even the slightest contrast differences in the subject, and were of extremely high diagnostic value.
比較例 1
実施例1においてBaSO4:Mn輝尽性螢光体を
用いる代わりにBaFI:Eu輝尽性螢光体を用いた
以外は実施例1と同様にして比較の放射線画像変
換パネルPを作成した。Comparative Example 1 A comparative radiation image conversion panel P was prepared in the same manner as in Example 1 except that BaFI:Eu photostimulable phosphor was used instead of BaSO 4 :Mn photostimulable phosphor in Example 1. Created.
この比較の放射線画像変換パネルPを用いて、
実施例1において第1読み取り部の読み取り光源
201を50mWのHe−Neレーザ(633nm)と
し、第2読み取り部の読み取り光源301を50m
WのKr+レーザ(6471nm)とした以外は実施例
1と同様にして2枚の放射線画像データを得よう
と試みたが、2枚目の画像データはS/N比が悪
く実用に供さなかつた。 Using this comparative radiation image conversion panel P,
In the first embodiment, the reading light source 201 of the first reading section is a 50 mW He-Ne laser (633 nm), and the reading light source 301 of the second reading section is a 50 mW He-Ne laser (633 nm).
An attempt was made to obtain two radiographic image data in the same manner as in Example 1 except that the W Kr + laser (6471 nm) was used, but the second image data had a poor S/N ratio and could not be put to practical use. Nakatsuta.
実施例 4
ZnS:Cu、Pb輝尽性螢光体8重量部とポリビ
ニルブチラール樹脂1重量部とを溶剤(シクロヘ
キサノン)5重量部を用いて混合・分散し、輝尽
性螢光体層用塗布液を調整した。次にこの塗布液
を水平に置いた300μm厚の透明ポリエチレンテ
レフタレート上に均一に塗布し、自然乾燥させて
約150μm厚の第1の輝尽性螢光体層を形成した。
同様にして、BaFBr:Eu輝尽性螢光体8重量部
とポリビニルブチラール樹脂1重量部とを溶剤
(シクロヘキサノン)5重量部を用いて混合分散
し、輝尽性螢光体層用塗布液を調整し、前記の第
1の輝尽性螢光体層上に均一に塗布し、自然乾燥
させて約150μm厚の第2の輝尽性螢光体層を形
成し、本発明の放射線画像Dを作成した。Example 4 ZnS: 8 parts by weight of Cu, Pb photostimulable phosphor and 1 part by weight of polyvinyl butyral resin were mixed and dispersed using 5 parts by weight of a solvent (cyclohexanone), and applied for the photostimulable phosphor layer. The liquid was adjusted. Next, this coating solution was uniformly applied onto a horizontally placed transparent polyethylene terephthalate layer having a thickness of 300 μm and air-dried to form a first stimulable phosphor layer having a thickness of about 150 μm.
Similarly, 8 parts by weight of BaFBr:Eu photostimulable phosphor and 1 part by weight of polyvinyl butyral resin were mixed and dispersed using 5 parts by weight of a solvent (cyclohexanone) to form a coating solution for the photostimulable phosphor layer. A second photostimulable phosphor layer having a thickness of about 150 μm is formed by uniformly coating the first photostimulable phosphor layer and drying it naturally, thereby forming a radiation image D of the present invention. It was created.
この放射線画像変換パネルDを用いて、実施例
1において第1読み取り部の読み取り光源201
を50mWの半導体レーザ(800nm)として、支
持体側から輝尽励起し、支持体側で光電変換する
ようにしたことと、第2読み取り部の読み取り光
源301を50mWのHe−Neレーザ(633nm)と
したこと以外は実施例1と同様にして放射線画像
を得た。得られた画像は被写体のわずかなコント
ラスト差も再現しており、極めて診断価値の高い
ものであつた。 Using this radiation image conversion panel D, in the first embodiment, the reading light source 201 of the first reading section
A 50 mW semiconductor laser (800 nm) was used to perform photostimulation excitation from the support side and photoelectric conversion was performed on the support side, and a 50 mW He-Ne laser (633 nm) was used as the reading light source 301 of the second reading section. A radiographic image was obtained in the same manner as in Example 1 except for the above. The obtained images reproduced even the slightest contrast differences in the subject, and were of extremely high diagnostic value.
比較例 2
実施例4において、支持体を300μm厚の黒色
ポリエチレンテレフタレートとしたことと、支持
体の下側にZnS:Cu、Pb輝尽性螢光体を塗布し、
第1の輝尽性螢光体層とし、上側にBaFBr:Eu
輝尽性螢光体を塗布し、第2の輝尽性螢光体層と
した以外は実施例4と同様にして比較の放射線画
像変換パネルQを作成した。Comparative Example 2 In Example 4, the support was made of black polyethylene terephthalate with a thickness of 300 μm, and the lower side of the support was coated with ZnS:Cu, Pb stimulable phosphor.
The first photostimulable phosphor layer is BaFBr:Eu on the upper side.
A comparative radiation image conversion panel Q was prepared in the same manner as in Example 4, except that a photostimulable phosphor was applied as a second photostimulable phosphor layer.
この比較の放射線画像変換パネルQを用いて、
実施例4と同様にして第1読み取り部において50
mWの半導体レーザで第1の輝尽性螢光体層を読
み取り、第2読み取り部において50mWのHe−
Neレーザで第2の輝尽性螢光体層を読み取つて
2枚の放射線画像データを得た。 Using this comparative radiation image conversion panel Q,
50 in the first reading section in the same manner as in Example 4.
The first photostimulable phosphor layer is read with a mW semiconductor laser, and a 50 mW He-
The second photostimulable phosphor layer was read with a Ne laser to obtain two radiation image data.
得られた2枚の画像データは電気的に重ね合わ
せ処理して1枚の画像として再構成したが、2枚
の画像にはズレがあり、再構成することによつて
かえつて鮮鋭性が低下した。 The obtained two image data were electrically superimposed and reconstructed as one image, but there was a shift between the two images, and the reconstruction actually deteriorated the sharpness. did.
実施例 5
実施例1においてBaFBr:Eu輝尽性螢光体6
重量部とBaSO4:Mn輝尽性螢光体2重量部とを
この割合で使用する以外は実施例1と同様にして
本発明の放射線画像変換パネルEを作成した。Example 5 In Example 1, BaFBr:Eu stimulable phosphor 6
A radiation image conversion panel E of the present invention was prepared in the same manner as in Example 1 except that parts by weight and 2 parts by weight of BaSO 4 :Mn photostimulable phosphor were used in the same proportions.
この放射線画像変換パネルEを用いて、実施例
1と同様にして胸部単純撮影を行なつたのち、第
2図に示した放射線画像変換方法に用いられる装
置で読み取つて2枚の放射線画像データを得た。 Using this radiographic image conversion panel E, simple chest radiography was performed in the same manner as in Example 1, and then the two pieces of radiographic image data were read by a device used in the radiographic image conversion method shown in FIG. Obtained.
本実施例では第1読み取り部の読み取り光源2
01の代わりにサーマルヘツドを用い、第2読み
取り部の読み取り光源301としては50mWの
He−Neレーザ(633nm)を用いた。また本実施
例では、第1読み取り部で得られた放射線画像デ
ータにより、本発明の放射線画像変換パネルEに
蓄積記録されている放射線画像情報を把握し、第
2読み取り部の光電変換器および増幅器のゲイン
を調整したのち、第2読み取り部において画像を
読み取つた。得られた画像は、ゲイン設定が最適
であり、診断価値の高いものであつた。 In this embodiment, the reading light source 2 of the first reading section
A thermal head is used instead of 01, and a 50mW reading light source 301 of the second reading section is used.
A He-Ne laser (633 nm) was used. Furthermore, in this embodiment, the radiation image information stored in the radiation image conversion panel E of the present invention is grasped from the radiation image data obtained by the first reading section, and the photoelectric converter and amplifier of the second reading section are After adjusting the gain, the image was read in the second reading section. The obtained images had optimal gain settings and were of high diagnostic value.
(発明の効果)
以上説明したように、本発明の放射線画像変換
方法によれば、1回の放射線照射によつて複数枚
の放射線画像データを得ることが可能となる。(Effects of the Invention) As explained above, according to the radiation image conversion method of the present invention, it is possible to obtain radiation image data of a plurality of sheets by one radiation irradiation.
また、本発明の放射線画像交換方法によれば、
複数枚の放射線画像間の画像のズレがほとんどな
く、重ね合わせ処理等で高品位な放射線画像を得
ることが可能となる。 Further, according to the radiation image exchange method of the present invention,
There is almost no image shift between multiple radiographic images, and it is possible to obtain high-quality radiographic images through overlapping processing or the like.
また、本発明の放射線画像変換方法によれば、
複数枚の放射線画像データを得るに当つて、最初
の1枚の画像情報から2枚目以降の読み取り条件
をコントロールできるので高品位な放射線画像を
得ることが可能となる。 Furthermore, according to the radiation image conversion method of the present invention,
When obtaining radiation image data for a plurality of images, the reading conditions for the second and subsequent images can be controlled from the image information of the first image, making it possible to obtain high-quality radiation images.
本発明は、前述のような多数の効果があり、工
業的に非常に有用である。 The present invention has many effects as described above, and is industrially very useful.
第1図は本発明の放射線画像変換パネルの1例
であり、第2図は本発明の放射線画像変換パネル
を用いた放射線画像変換方法の概略説明図であ
る。
10……撮影部、101……放射線源、102
……被写体、103……放射線画像変換パネル、
104……輝尽性螢光体層、105……第1の輝
尽性螢光体、106……第2の輝尽性螢光体、1
07……支持体、20……第1読み取り部、20
1……輝尽励起光源、202……輝尽励起光、2
03……フイルター、204……光電変換器、2
05……増幅器、206……出力、30……第2
読み取り部、301……輝尽励起光源、302…
…輝尽励起光、303……フイルター、304…
…光電変換器、305……増幅器、306……出
力。
FIG. 1 is an example of the radiation image conversion panel of the present invention, and FIG. 2 is a schematic explanatory diagram of a radiation image conversion method using the radiation image conversion panel of the present invention. 10... Imaging department, 101... Radiation source, 102
...Subject, 103...Radiation image conversion panel,
104... Stimulable phosphor layer, 105... First photostimulable phosphor, 106... Second photostimulable phosphor, 1
07...Support, 20...First reading section, 20
1... Stimulation excitation light source, 202... Stimulation excitation light, 2
03... Filter, 204... Photoelectric converter, 2
05...Amplifier, 206...Output, 30...Second
Reading section, 301... Stimulative excitation light source, 302...
...Photostimulation excitation light, 303...Filter, 304...
...Photoelectric converter, 305...Amplifier, 306...Output.
Claims (1)
互いに異なる少なくとも2種類の輝尽性蛍光体を
含有する輝尽性蛍光体層を有する放射線画像変換
パネルを、前記それぞれの輝尽性蛍光体に対応し
た異なる輝尽励起エネルギーによつて励起し、そ
れぞれ別々の画像として複数の放射線画像の読み
出しを行うことを特徴とする放射線画像変換方
法。 2 前記輝尽性蛍光体の少なくとも1種類が熱輝
尽性蛍光体であることを特徴とする特許請求の範
囲第1項記載の放射線画像変換方法。[Scope of Claims] 1. A radiation image conversion panel having a stimulable phosphor layer containing at least two types of stimulable phosphors having different stimulable excitation energy dependencies of stimulable luminescence efficiency, A radiation image conversion method characterized in that a plurality of radiation images are read out as separate images by exciting the stimulable phosphor with different stimulable excitation energy corresponding to the stimulable phosphor. 2. The radiation image conversion method according to claim 1, wherein at least one type of the stimulable phosphor is a thermally stimulable phosphor.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP17199984A JPS6148800A (en) | 1984-08-17 | 1984-08-17 | Radiation image conversion panel |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP17199984A JPS6148800A (en) | 1984-08-17 | 1984-08-17 | Radiation image conversion panel |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS6148800A JPS6148800A (en) | 1986-03-10 |
JPH0535399B2 true JPH0535399B2 (en) | 1993-05-26 |
Family
ID=15933645
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP17199984A Granted JPS6148800A (en) | 1984-08-17 | 1984-08-17 | Radiation image conversion panel |
Country Status (1)
Country | Link |
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JP (1) | JPS6148800A (en) |
Families Citing this family (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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JP4587843B2 (en) * | 2005-02-28 | 2010-11-24 | 独立行政法人 日本原子力研究開発機構 | Vitrified imaging plate |
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-
1984
- 1984-08-17 JP JP17199984A patent/JPS6148800A/en active Granted
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JPS6148800A (en) | 1986-03-10 |
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