JPH0776800B2 - Radiation image conversion panel and radiation image reading method - Google Patents
Radiation image conversion panel and radiation image reading methodInfo
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Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、放射線画像変換パネル及び該パネルに記憶さ
れた放射線画像を読出す方法に関し、特に輝尽発光を示
す蓄積性蛍光体に放射線画像を記憶させ該蛍光体に励起
エネルギーを照射することにより生ずる電荷の移動を検
知して放射線画像を読み取る方式に好適に適用される放
射線画像変換パネル及び放射線画像読取方法に関する。Description: TECHNICAL FIELD The present invention relates to a radiation image conversion panel and a method for reading a radiation image stored in the panel, and particularly to a radiation image on a stimulable phosphor that exhibits stimulated emission. The present invention relates to a radiation image conversion panel and a radiation image reading method which are preferably applied to a method of reading a radiation image by storing a charge and detecting a movement of an electric charge generated by irradiating the phosphor with excitation energy.
［従来の技術及びその問題点］ ある種の蛍光体は、Ｘ線、α線、β線、γ線、電子線、
紫外線等の放射線の照射を受けると、そのエネルギーの
一部を一旦内部に吸収蓄積し、該蛍光体に対し後に可視
光線、赤外線等の電磁波を照射したり、昇温加熱したり
して励起すると、上記放射線照射により蓄積されたエネ
ルギー量に応じて蛍光（輝尽光）を発する。この様な蛍
光体は蓄積性蛍光体と呼ばれる。この蓄積性蛍光体をシ
ート状に成形して放射線画像変換パネルを形成し、該パ
ネルに人体等の適宜の被写体を通過した放射線を吸収さ
せて該被写体の放射線画像を蓄積記憶させ、その後該パ
ネルに対しレーザ光等の励起光をスポット照射して走査
し、上記パネルに記憶されている画像情報を該励起光の
スポット径程度の大きさの画素に分解して、パネルの各
画素位置での発光光を適宜の光検出器たとえば光電子増
倍管等で読み取って時系列的電気信号に変換し、そして
該電気信号に基づき写真フィルムやCRT等の記録、表示
媒体に画像を再生することができる。この様な放射線画
像読取方式は、直接写真フィルムに放射線画像を形成記
録する方式に比べて電気信号の段階で所望の画像処理が
できるという大きな利点があり、この様な利点を生かし
て医療の分野において極めて有効に利用されている。[Prior Art and Its Problems] Certain types of phosphors include X-rays, α-rays, β-rays, γ-rays, electron beams,
When irradiated with radiation such as ultraviolet rays, a part of the energy is once absorbed and accumulated inside, and the phosphor is subsequently irradiated with electromagnetic waves such as visible rays and infrared rays, or excited by heating and heating. Emits fluorescence (stimulated light) according to the amount of energy accumulated by the irradiation of radiation. Such a phosphor is called a storage phosphor. This stimulable phosphor is formed into a sheet to form a radiation image conversion panel, and the panel absorbs radiation that has passed through an appropriate subject such as a human body to store and store the radiation image of the subject, and then the panel. Against the spot light of excitation light such as laser light is scanned and scanned, and the image information stored in the panel is decomposed into pixels of a size about the spot diameter of the excitation light, and at each pixel position of the panel. The emitted light can be read by an appropriate photodetector, such as a photomultiplier tube, converted into a time series electric signal, and an image can be reproduced on a recording or display medium such as a photographic film or a CRT based on the electric signal. . Such a radiographic image reading method has a great advantage that desired image processing can be performed at an electric signal stage as compared with a method of directly forming and recording a radiographic image on a photographic film. Is used very effectively in.
しかして、この様な従来の放射線画像読取方式において
は、放射線画像変換パネルに対し励起光を照射して発光
させ該発光を電気信号に変換する際に、パネル表面から
外部へと出射する各画素ごとの輝尽発光光を検出してい
た（特開昭56−64651号公報、特開昭61−156250号公
報、特公昭61−29490号公報参照）。この際の光検出は
適宜の光集束光学系を用いて光検出器へと導くことによ
り行なわれている。上記特開昭56−64651号公報及び特
公昭61−29490号公報記載の方法ではハーフミラー及び
集束レンズ等からなる光集束光学系が採用されており、
上記特開昭61−156250公報記載の方法では導光性シート
からなる光集束光学系が採用されている。Thus, in such a conventional radiation image reading method, when the radiation image conversion panel is irradiated with excitation light to emit light and the emitted light is converted into an electrical signal, each pixel is emitted from the panel surface to the outside. The stimulated emission light was detected for each of the above (see JP-A-56-64651, JP-A-61-156250, and JP-B-61-29490). The light detection at this time is performed by guiding it to a photodetector using an appropriate light focusing optical system. In the method described in JP-A-56-64651 and JP-B-61-29490, a light focusing optical system including a half mirror and a focusing lens is adopted.
The method described in JP-A-61-156250 employs a light focusing optical system composed of a light guide sheet.
この様な光集束光学系及び光検出器は発光位置に対し所
定の配置をとることが必要であり、高精度のアライメン
トが必要となる。また、これら光集束光学系及び光検出
器を上記励起光照射スポットの走査に対し発光を十分に
取り出す位置に設定することが困難であり、更に集光の
必要性から装置の大型化を招き装置構成が複雑となりコ
スト高になるという問題がある。Such a light focusing optical system and a photodetector need to be arranged at a predetermined position with respect to the light emitting position, and highly accurate alignment is required. In addition, it is difficult to set the light focusing optical system and the photodetector to a position where the emitted light is sufficiently extracted with respect to the scanning of the excitation light irradiation spot, and the necessity of condensing causes an increase in the size of the device. There is a problem that the configuration becomes complicated and the cost becomes high.
更に、以上の様な従来の放射線画像読取方式では、照射
励起光の一部が反射して発光光とともに光検出器に導か
れるので、十分正確な発光光量検出が困難であるという
難点もある。そこで、励起光と発光光とを分離するため
のフィルターを用いることも提唱されているが、フィル
ターの能力上十分に分離ができず、この不十分な分離が
ノイズとして感知され、性能向上がはばまれていた。Further, in the conventional radiation image reading method as described above, a part of the irradiation excitation light is reflected and guided to the photodetector together with the emitted light, so that it is difficult to detect the emitted light amount sufficiently accurately. Therefore, it has been proposed to use a filter for separating the excitation light and the emitted light, but the filter cannot be sufficiently separated due to the ability of the filter, and this insufficient separation is perceived as noise, resulting in an improvement in performance. It was exaggerated.
そこで、本発明は、上記の様な従来技術における問題点
を解決し、簡単な構成で正確且つ高解像度の放射線画像
読取が可能な放射線画像変換パネル及び該パネルに記憶
されている放射線画像を読み取る方法を提供することを
目的とする。Therefore, the present invention solves the problems in the prior art as described above, and reads a radiation image conversion panel capable of accurately and accurately reading a radiation image with a simple configuration and a radiation image stored in the panel. The purpose is to provide a method.
［問題点を解決するための手段］ 本発明によれば、以上の如き目的を達成するものとし
て、 少なくとも一方が透明な１対の電極と蓄積性蛍光体層と
を有し、上記１対の電極の間に上記蓄積性蛍光体層が配
置されていることを特徴とする、放射線画像変換パネ
ル、 が提供される。[Means for Solving the Problems] According to the present invention, in order to achieve the above object, at least one of the electrodes has a pair of transparent electrodes and a stimulable phosphor layer. There is provided a radiation image conversion panel, characterized in that the stimulable phosphor layer is arranged between electrodes.
また、本発明によれば、以上の如き目的を達成するもの
として、 少なくとも一方が透明な１対の電極と蓄積性蛍光体層と
を有し上記１対の電極の間に上記蓄積性蛍光体層が配置
されている放射線画像変換パネルの上記蓄積性蛍光体層
に記録されている放射線画像を、上記蓄積性蛍光体層を
形成する蓄積性蛍光体の励起エネルギーを上記蓄積性蛍
光体層に間欠的にスポット状に照射し、該照射エネルギ
ースポットを上記蓄積性蛍光体層上で走査させ、この際
に少なくとも上記１対の電極間に発生する電気的情報と
して時系列的画素信号列を検出することにより、読み取
ることを特徴とする、放射線画像読取方法、 が提供される。According to the present invention, in order to achieve the above object, at least one has a pair of transparent electrodes and a stimulable phosphor layer, and the stimulable phosphor is provided between the pair of electrodes. The radiation image recorded in the stimulable phosphor layer of the radiation image conversion panel in which the layer is arranged, the excitation energy of the stimulable phosphor forming the stimulable phosphor layer is applied to the stimulable phosphor layer. The irradiation energy spots are intermittently irradiated and the irradiation energy spots are scanned on the stimulable phosphor layer, and at this time, a time-series pixel signal string is detected as electrical information generated between at least the pair of electrodes. By doing so, a radiation image reading method characterized by reading is provided.
［実施例］ 以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明す
る。Embodiments Embodiments of the present invention will be described in detail below with reference to the drawings.
第１図は本発明による放射線画像変換パネルの第１の実
施例を示す模式的断面図である。FIG. 1 is a schematic sectional view showing a first embodiment of the radiation image conversion panel according to the present invention.
第１図において、２は蓄積性蛍光体からなる層である。
該蓄積性蛍光体としては、300〜500nmの波長域の光を発
光する蛍光体が好ましく、この様な蓄積性蛍光体として
は、たとえば以下に示されるものが例示される。In FIG. 1, 2 is a layer made of a stimulable phosphor.
The stimulable phosphor is preferably a phosphor that emits light in the wavelength range of 300 to 500 nm, and examples of such a stimulable phosphor include those shown below.
LaOBr:Ce,Tb SrS:Ce,Sm SrS:Ce,Bi BaO・SiO2:Ce BaO・6Al2O3:Eu （0.9Zn,0.1Cd）S:Ag BaFBr:Eu BaFCl:Eu BaFI:Eu 蓄積性蛍光体としては、上記300〜500nmの波長域の光を
発光するもの以外も使用できる。この様な蓄積性蛍光体
としては、たとえば以下に示されるものが例示される。LaOBr: Ce, Tb SrS: Ce, Sm SrS: Ce, Bi BaO ・ SiO 2 : Ce BaO ・ 6Al 2 O 3 : Eu (0.9Zn, 0.1Cd) S: Ag BaFBr: Eu BaFCl: Eu BaFI: Eu Accumulation As the fluorescent substance, those other than those emitting light in the wavelength range of 300 to 500 nm can be used. Examples of such a stimulable phosphor include those shown below.
ZnS:Pb ZnS:Mn,Cu （0.3Zn,0.7Cd）S:Ag ZnS,KCl:Mn CaS:Ce,Bi 該蛍光体は常法により適宜のバインダーを用いてシート
状に成形され、厚さたとえば50μｍ〜500μｍとされ
る。ZnS: Pb ZnS: Mn, Cu (0.3Zn, 0.7Cd) S: Ag ZnS, KCl: Mn CaS: Ce, Bi The phosphor is formed into a sheet with a suitable binder by a conventional method and has a thickness of, for example, It is set to 50 μm to 500 μm.
第１図において、4,6はそれぞれ上記蛍光体層２の下面
及び上面に付された１対の電極層である。下方の電極層
４は適宜の金属たとえばAl,Au等からなり、上方の電極
層６はITO等の透明導電体からなる透明電極である。該
電極層６の厚さはたとえば数百Å〜数万Å程度であり、
特に6000Å以上が好ましい。In FIG. 1, 4 and 6 are a pair of electrode layers provided on the lower surface and the upper surface of the phosphor layer 2, respectively. The lower electrode layer 4 is made of an appropriate metal such as Al or Au, and the upper electrode layer 6 is a transparent electrode made of a transparent conductor such as ITO. The thickness of the electrode layer 6 is, for example, about several hundred Å to tens of thousands Å,
Particularly, 6000Å or more is preferable.
第２図は本発明による放射線画像読取方法の一実施例を
示す説明図である。FIG. 2 is an explanatory view showing an embodiment of the radiation image reading method according to the present invention.
第２図において、10は上記第１図に示される放射線画像
変換パネルであり、該パネルは蓄積性蛍光体層２及び１
対の電極層4,6からなる。該パネル10はｘ方向に長辺を
有しｙ方向に短辺を有する矩形状であり、不図示の駆動
手段により駆動されてｘ方向に移動することができる。
該パネル10の電極6,4にはそれぞれリード線12,14が接続
されており、該リード線はバイアス電源16に接続されて
いる。該電源の電圧は、蓄積性蛍光体層２の厚さや誘電
率等によっても異なるが、たとえば0.1V〜5V程度であ
る。また、該リード線14の途中には微弱電流検出器18が
接続されている。そして、該検出器には画素信号抽出回
路20が接続されており、該抽出回路には制御回路22が接
続されている。24は磁気記録媒体等を用いたメモリーで
あり、上記制御回路22に付設されている。In FIG. 2, reference numeral 10 is the radiation image conversion panel shown in FIG. 1, and the panel comprises stimulable phosphor layers 2 and 1.
It is composed of a pair of electrode layers 4 and 6. The panel 10 has a rectangular shape having a long side in the x direction and a short side in the y direction, and can be moved in the x direction by being driven by a driving unit (not shown).
Lead wires 12 and 14 are connected to the electrodes 6 and 4 of the panel 10, respectively, and the lead wires are connected to a bias power supply 16. The voltage of the power source is, for example, about 0.1V to 5V, although it varies depending on the thickness of the stimulable phosphor layer 2, the dielectric constant, and the like. Further, a weak current detector 18 is connected in the middle of the lead wire 14. A pixel signal extraction circuit 20 is connected to the detector, and a control circuit 22 is connected to the extraction circuit. Reference numeral 24 is a memory using a magnetic recording medium or the like, and is attached to the control circuit 22.
第２図において、26は励起エネルギーたるレーザ光を発
するレーザ光源であり、該光源はｙ方向にレーザ光を出
射する。28は反射鏡であり、該反射鏡は不図示の駆動手
段により駆動されてｘ方向の軸のまわりに回動すること
ができる。上記光源26から出射したレーザ光束は該反射
鏡28により反射偏向せしめられ、上記放射線画像変換パ
ネル10に入射し、該パネルの透明電極６を透過して蛍光
体層２上において微小スポットを形成する。上記反射鏡
28の回転角θがθ１からθ２へと変化すると該スポート
は蛍光体層２の位置P1から位置P2へとｙ方向に走査せし
められる。In FIG. 2, reference numeral 26 denotes a laser light source that emits laser light as excitation energy, and the light source emits laser light in the y direction. Reference numeral 28 denotes a reflecting mirror, which is driven by a driving unit (not shown) and can rotate about an axis in the x direction. The laser beam emitted from the light source 26 is reflected and deflected by the reflecting mirror 28, enters the radiation image conversion panel 10, passes through the transparent electrode 6 of the panel, and forms a minute spot on the phosphor layer 2. . Above reflector
When the rotation angle θ of 28 changes from θ 1 to θ 2 , the sport is scanned in the y direction from the position P 1 of the phosphor layer 2 to the position P 2 .
上記レーザ光源26としては、発光波長域が500〜1100nm
のものが好ましい。この様なレーザ光源としてはたとえ
ばKrレーザ、He−Neレーザ、YAGレーザが例示される。
もちろん、発光波長域が上記以外のものを使用すること
もできる。これら励起光源は放射線画像変換パネルの蛍
光体に対し輝尽発光を生ぜしめるものであれば用いるこ
とができる。The laser light source 26 has an emission wavelength range of 500 to 1100 nm.
Are preferred. Examples of such a laser light source include a Kr laser, a He-Ne laser, and a YAG laser.
Of course, it is also possible to use a light emitting wavelength range other than the above. Any of these excitation light sources can be used as long as it can cause stimulated emission to the phosphor of the radiation image conversion panel.
第３図は本実施例における各部分の動作タイミング及び
信号を示す図である。FIG. 3 is a diagram showing operation timings and signals of respective parts in this embodiment.
第３図において、（ａ）は上記パネル10のｘ方向位置Ｘ
を示し、（ｂ）は上記反射鏡28の回転角θを示し、
（ｃ）は上記光源26から出射される光の強度を示し、
（ｄ）は上記パネル蛍光体層２の輝尽発光の強度を示
す。In FIG. 3, (a) shows the position X of the panel 10 in the x direction.
And (b) shows the rotation angle θ of the reflecting mirror 28,
(C) shows the intensity of the light emitted from the light source 26,
(D) shows the intensity of stimulated emission of the panel phosphor layer 2.
尚、上記パネル10には予め放射線照射がなされて、蛍光
体層２に適宜のパターンの放射線画像が記憶されてい
る。It should be noted that the panel 10 has been previously irradiated with radiation, and a radiation image of an appropriate pattern is stored in the phosphor layer 2.
時刻０において、パネル10の位置Ｘは０であり、反射鏡
28の回転角θは０である。そして、反射鏡28は時刻t3ま
で一定の角速度で回転角が増加する様に回転せしめられ
る。At time 0, the position X of the panel 10 is 0, and the reflector
The rotation angle θ of 28 is 0. Then, the reflecting mirror 28 is rotated so that the rotation angle increases at a constant angular velocity until time t 3 .
時刻t1から時刻t2までの間において、光源26は一定時間
Ｔごとにパルス的に点滅せしめられる。そして、時刻t1
において、上記反射鏡28の回転角θがθ１となり、この
時レーザ光スポツトがパネル蛍光体層２の位置P1に存在
する。そして、時刻t2において、上記反射鏡28の回転角
θがθ２となり、この時レーザ光スポットがパネル蛍光
体層２の位置P2に存在する。かくして、時刻t1から時刻
t2までの間に、パネル蛍光体層２の位置P1から位置P2ま
でのｙ方向に沿ったライン状部分が間欠的にスポット照
射される。従って、上記時間Ｔは読取画素のｙ方向配列
ピッチに対応している。From the time t 1 to the time t 2 , the light source 26 is made to blink in a pulsed manner at regular time intervals T. And time t 1
, The rotation angle θ of the reflecting mirror 28 becomes θ 1 , and at this time, the laser light spot exists at the position P 1 of the panel phosphor layer 2. Then, at time t 2 , the rotation angle θ of the reflecting mirror 28 becomes θ 2 , and at this time, the laser light spot exists at the position P 2 of the panel phosphor layer 2. Thus, from time t 1 to time
During the period up to t 2 , the line-shaped portion of the panel phosphor layer 2 along the y direction from the position P 1 to the position P 2 is intermittently spot-irradiated. Therefore, the time T corresponds to the arrangement pitch of the read pixels in the y direction.
以上の様な励起レーザ光によるパネル蛍光体層２の照射
スポットの走査にともない、各画素部分が第３図（ｄ）
の様な輝尽発光を示す。該発光強度は各画素部分が予め
照射を受けた放射線量に対応している。With the scanning of the irradiation spot on the panel phosphor layer 2 by the excitation laser light as described above, each pixel portion is shown in FIG.
And stimulated emission as shown in FIG. The emission intensity corresponds to the amount of radiation that each pixel portion has been previously irradiated with.
該各画素部分の時系列的発光にともない、パネル蛍光体
層２中に該発光量に応じた量の電荷の移動が生ずる。該
電荷は電極4,6間に印加されているバイアス電圧により
一方向へ移動せしめられ、かくして微弱電流が流れる。
該電流は検出器18により検出される。従って、該電流検
出器18では上記第３図（ｄ）に対応した時系列検出信号
が得られる。Along with the time-sequential light emission of each pixel portion, an amount of electric charge is moved in the panel phosphor layer 2 in an amount corresponding to the light emission amount. The charges are moved in one direction by the bias voltage applied between the electrodes 4 and 6, and thus a weak current flows.
The current is detected by detector 18. Therefore, the current detector 18 can obtain a time-series detection signal corresponding to FIG. 3 (d).
該検出器18により検出された信号は抽出回路20に入力さ
れる。該抽出回路では、たとえば、上記各画素部分に対
応する電流信号からピーク値を抽出して当該画素部分の
画素信号が形成される。該抽出回路は制御回路22により
動作制御され、該制御回路では以上の様にして得られた
画素信号を、不図示のパネル移動駆動手段及び反射鏡回
動駆動手段から得られる各画素アドレス特定信号ととも
にメモリ24に記録する。第３図（ｅ）はかくして記録さ
れた位置P1から位置P2までのライン状部分の画素信号を
示す図であり、これは予めパネル蛍光体層２の位置P1か
ら位置P2までのライン状部分に記憶された画像パターン
に対応している。The signal detected by the detector 18 is input to the extraction circuit 20. In the extraction circuit, for example, the peak value is extracted from the current signal corresponding to each of the pixel portions to form the pixel signal of the pixel portion. The operation of the extraction circuit is controlled by the control circuit 22, and the control circuit 22 outputs the pixel signals obtained as described above to the pixel address specifying signals obtained from the panel movement driving means and the reflecting mirror rotation driving means (not shown). It is recorded in the memory 24 together with it. FIG. 3 (e) is a diagram showing the pixel signals of the line-shaped portion thus recorded from the position P 1 to the position P 2 , which is recorded in advance from the position P 1 to the position P 2 of the panel phosphor layer 2. It corresponds to the image pattern stored in the line-shaped portion.
時刻t3において、上記パネル10はステップ的に距離ｘだ
け移動せしめられる。該距離は読取画素のｘ方向配列ピ
ッチに対応する。また、同時に時刻t3において、上記反
射鏡28はそれ迄と同一の角速度で但し回転角が減少する
様に反転する。At time t 3, the panel 10 is moved by a step to the distance x. The distance corresponds to the arrangement pitch of the read pixels in the x direction. At the same time, at time t 3 , the reflecting mirror 28 is inverted at the same angular velocity as before, but the rotation angle is reduced.
第４図はパネル10に対する励起レーザ光照射スポットの
走査経路を示す図である。時刻t4において、スポットは
パネル10上にて上記位置P2からｘ方向に距離ｘだけ移動
した位置である位置P3に存在し、以下ｙ方向に走査移動
せしめられ位置P4に到達する。この間においても上記位
置P1から位置P2への走査移動の間と同様の動作がなされ
る。FIG. 4 is a diagram showing a scanning path of the excitation laser beam irradiation spot on the panel 10. At time t 4, the spot is present at the panel 10 on the position P 3 is a position shifted in the x direction by a distance x from the position P 2, the following y-direction is caused to scan movement reaches the position P 4. During this time, the same operation as that during the scanning movement from the position P 1 to the position P 2 is performed.
以下、同様にしてスポット走査が行なわれ、これにより
所望の領域の画像読み取りを行なうことができる。Thereafter, spot scanning is performed in the same manner, so that an image of a desired area can be read.
第５図は本発明による放射線画像変換パネルの第２の実
施例を示す模式的断面図である。本図において、上記第
１図におけると同様の部材には同一の符号が付されてい
る。FIG. 5 is a schematic sectional view showing a second embodiment of the radiation image conversion panel according to the present invention. In this figure, the same members as those in FIG. 1 are designated by the same reference numerals.
本実施例は、蓄積性蛍光体層２と電極層４との間に光導
電体の層８が介在している点のみ上記第１実施例のもの
と異なる。This embodiment differs from that of the first embodiment only in that a photoconductor layer 8 is interposed between the stimulable phosphor layer 2 and the electrode layer 4.
光導電体としては、波長300〜500nmの光に対する感度
（Ａ）と波長600〜800nmの光に対する感度（Ｂ）との間
にＡ＞Ｂなる関係があるものが好ましい。この様な光導
電体としては、たとえばセレン系のものが例示できる。
光導電体としては、その他セレン・テルル系のものや有
機系のものやアルモファスシリコン等を用いることもで
きる。光導電体の選択に際しては、蓄積性蛍光体の材料
及び励起光源に応じて、該励起光に対してできるだけ感
度が低く且つ蛍光体層２の輝尽発光光に対してできるだ
け感度が高いものを選択するのがよい。この観点から、
上記Ａ＞Ｂなる条件のものは、上記の300〜500nmの波長
域の光を発光する蛍光体を採用し、且つ該蛍光体の励起
波長域が500〜1100nmの励起光源を用いた場合に極めて
有効である。The photoconductor preferably has a relationship of A> B between the sensitivity (A) for light having a wavelength of 300 to 500 nm and the sensitivity (B) for light having a wavelength of 600 to 800 nm. An example of such a photoconductor is a selenium-based photoconductor.
As the photoconductor, selenium / tellurium-based ones, organic-based ones, alumophus silicon, etc. can also be used. In selecting the photoconductor, one having as low a sensitivity as possible to the excitation light and as high a sensitivity to the stimulated emission light of the phosphor layer 2 as possible depending on the material of the stimulable phosphor and the excitation light source. Good to choose. From this perspective,
The above condition A> B is extremely high when the above-mentioned phosphor that emits light in the wavelength range of 300 to 500 nm is adopted and the excitation wavelength range of the phosphor is 500 to 1100 nm. It is valid.
本実施例においては、励起光照射時に蛍光体層２が輝尽
発光すると、該発光光が入射する光導電体層８において
も上記輝尽発光光に応じた電荷が発生する。従って、上
記第２図に示される様な構成で画像読み取りを行なう場
合には、蛍光体層２内で発生する電荷とともに該光導電
体層８内で発生する電荷が電極4,6間に印加されている
バイアス電圧により吸引され、かくして第２図の実施例
よりも増幅された電流が流れる。該電流は検出器18によ
り検出される。In this embodiment, when the phosphor layer 2 is stimulated to emit light upon irradiation with excitation light, charges corresponding to the stimulated emission light are also generated in the photoconductor layer 8 on which the emission light is incident. Therefore, when the image is read with the structure shown in FIG. 2, the charges generated in the photoconductor layer 8 as well as the charges generated in the phosphor layer 2 are applied between the electrodes 4 and 6. The bias voltage being applied causes the current to be attracted and thus amplified more than in the embodiment of FIG. 2 to flow. The current is detected by detector 18.
第６図は本発明による放射線画像変換パネルの第３の実
施例を示す模式的断面図である。本図において、上記第
５図におけると同様の部材には同一の符号が付されてい
る。FIG. 6 is a schematic sectional view showing a third embodiment of the radiation image conversion panel according to the present invention. In this figure, the same members as those in FIG. 5 are designated by the same reference numerals.
本実施例は、蓄積性蛍光体層２と光導電体層８との間に
更に透明電極層6aが介在している点のみ上記第２実施例
のものと異なる。This embodiment differs from that of the second embodiment only in that a transparent electrode layer 6a is further interposed between the stimulable phosphor layer 2 and the photoconductor layer 8.
本実施例においては、上記第２実施例の場合と同様に、
励起光照射時に蛍光体層２が輝尽発光すると、該発光光
が入射する光導電体層８においても上記輝尽発光光に応
じた電荷が発生する。従って、上記第２図に示される様
な構成で画像読み取りを行なう場合に、部分的に第７図
に示される様な回路構成に変更することにより、蛍光体
層２内で発生する電荷が電極6,6a間に印加されているバ
イアス電圧により移動せしめられ、かくして流れる電流
は検出器18aにより検出され、且つ光導電体層８内で発
生する電荷が電極4,6a間に印加されているバイアス電圧
により移動せしめられ、かくして流れる電流は検出器18
bにより検出され、更に、上記検出器18a,18bの出力情報
が加算された上で抽出回路20に入力される。本実施例に
よれば、上記第５図のパネルを用いる場合に比べて更に
多くの情報量を得ることができる。In this embodiment, as in the case of the second embodiment,
When the phosphor layer 2 is stimulated to emit light upon irradiation with excitation light, charges corresponding to the stimulated emission light are also generated in the photoconductor layer 8 on which the emitted light is incident. Therefore, when image reading is performed with the configuration shown in FIG. 2 above, by partially changing the circuit configuration to that shown in FIG. 7, the charge generated in the phosphor layer 2 is changed to the electrode. The bias voltage applied between the electrodes 6 and 6a causes the current flowing therethrough to be detected by the detector 18a, and the charge generated in the photoconductor layer 8 to be applied between the electrodes 4 and 6a. The current that is moved by the voltage and thus flows is detected by the detector 18
It is detected by b, and the output information of the detectors 18a and 18b is added and input to the extraction circuit 20. According to this embodiment, a larger amount of information can be obtained as compared with the case of using the panel shown in FIG.
尚、本実施例においては、透明電極層6aとして励起光に
対する透過率が低く且つ輝尽発光光に対する透過率が高
いものを採用するのが好ましい。In the present embodiment, it is preferable to employ, as the transparent electrode layer 6a, one having a low transmittance for excitation light and a high transmittance for stimulated emission light.
第８図は本発明による放射線画像変換パネルの第４の実
施例を示す模式的断面図である。本図において、上記第
１図におけると同様の部材には同一の符号が付されてい
る。FIG. 8 is a schematic sectional view showing a fourth embodiment of the radiation image conversion panel according to the present invention. In this figure, the same members as those in FIG. 1 are designated by the same reference numerals.
本実施例は、透明電極層６上に透明保護層９が付されて
いる点のみ上記第１実施例のものと異なる。該透明保護
層の材料としては、各種有機ポリマーたとえばポリエチ
レンテレフタレート、ポリエステル、セルロースアセテ
ート、エチルセルロース、ニトロセルロース等を用いる
ことができる。This embodiment is different from that of the first embodiment only in that a transparent protective layer 9 is provided on the transparent electrode layer 6. As the material of the transparent protective layer, various organic polymers such as polyethylene terephthalate, polyester, cellulose acetate, ethyl cellulose, nitrocellulose and the like can be used.
第９図は本発明による放射線画像変換パネルの第５の実
施例を示す模式的斜視図である。尚、本図においては画
像読み取りの際の回路も一部示されている。本図におい
て、上記第１図におけると同様の部材には同一の符号が
付されている。FIG. 9 is a schematic perspective view showing a fifth embodiment of the radiation image conversion panel according to the present invention. Incidentally, in this figure, a part of the circuit at the time of image reading is also shown. In this figure, the same members as those in FIG. 1 are designated by the same reference numerals.
本実施例においては、透明電極層６がｙ方向の分割線に
より２等分されて分割部分6c,6dを形成している。そし
て、電源16により該分割部分ごとにバイアス電圧が印加
され、分割部分6cに対応する領域の画素情報読み取りの
際には電流検出器18cが用いられ、分割部分6dに対応す
る領域の画素情報の読み取りの際には電流検出器18dが
用いられる。各検出器には第２図に示される抽出回路以
下が接続されている。上述の如く電極を分割することに
より、読出し部分以外で発生する電荷の移動によるノイ
ズの影響を減少できるし、以下の様に走査数を増加させ
ることもできる。In this embodiment, the transparent electrode layer 6 is divided into two parts by the dividing line in the y direction to form divided parts 6c and 6d. Then, a bias voltage is applied to each divided portion by the power supply 16, and the current detector 18c is used at the time of reading the pixel information of the area corresponding to the divided portion 6c. When reading, the current detector 18d is used. To each detector, the extraction circuit shown in FIG. 2 and below are connected. By dividing the electrodes as described above, it is possible to reduce the influence of noise due to the movement of charges generated in other than the read portion, and it is possible to increase the number of scans as described below.
励起レーザ光照射スポットの走査は、第９図にａで示さ
れる様にｘ方向に往復させて、あるいは第９図にb,cで
示される様にｙ方向に往復移動させて行なうことができ
る。尚、上記b,cの往復移動を同時に行なうことにより
同時に２つの領域の読み取りを行なうことができ、この
場合は読み取り速度は２倍となる。The excitation laser beam irradiation spot can be scanned by reciprocating in the x direction as shown by a in FIG. 9 or by reciprocating in the y direction as shown by b, c in FIG. . By performing the reciprocating movements b and c at the same time, two areas can be read at the same time, in which case the reading speed is doubled.
［発明の効果］ 以上の様な本発明によれば、蓄積性蛍光体の励起エネル
ギーに対して全くノイズを含まない蓄積信号情報が電極
を用いて検出できるので、従来の如き光検出部（光ロッ
ドや光電子増倍管等）が不要であり、且つ検出誤差が極
めて少なく、正確な画素情報の読み取りが可能となる。[Effect of the Invention] According to the present invention as described above, since the accumulated signal information containing no noise with respect to the excitation energy of the stimulable phosphor can be detected by using the electrodes, the conventional photodetector (optical A rod, a photomultiplier tube, etc.) is unnecessary, and a detection error is extremely small, and accurate pixel information can be read.
また、本発明によれば、励起エネルギー照射のスポット
径に正確に対応した信号が得られるので、励起エネルギ
ー照射系の精度を向上させることにより、十分に高い解
像度の画像読み取りが可能となる。Further, according to the present invention, since a signal that accurately corresponds to the spot diameter of the excitation energy irradiation can be obtained, by improving the accuracy of the excitation energy irradiation system, it is possible to read an image with sufficiently high resolution.
更に、本発明によれば、大がかり且つ精密な光検出手段
及びその移動機構が不要であるので、読み取り装置の構
成が簡単となり、低コスト化が可能である。Further, according to the present invention, since a large-scale and precise light detecting means and its moving mechanism are unnecessary, the structure of the reading device is simplified and the cost can be reduced.
第１図、第５図、第６図及び第８図はいずれも本発明に
よる放射線画像変換パネルを示す模式的断面図である。 第２図は本発明による放射線画像読取方法を示す説明図
であり、第３図はその際の各部分の動作タイミング及び
信号を示す図である。 第４図はパネルに対する励起レーザ光照射スポットの走
査経路を示す図である。 第７図は画像読み取りの際の回路の一部を示す図であ
る。 第９図は本発明による放射線画像変換パネルを示す模式
的斜視図である。 2:蓄積性蛍光体層、 4:電極層、6,6a:透明電極層、 8:光導電体層、9:透明保護層、 10:放射線画像変換パネル、 26:励起光源、28:反射鏡。1, FIG. 5, FIG. 6 and FIG. 8 are all schematic sectional views showing a radiation image conversion panel according to the present invention. FIG. 2 is an explanatory diagram showing a radiation image reading method according to the present invention, and FIG. 3 is a diagram showing operation timings and signals of respective parts at that time. FIG. 4 is a diagram showing the scanning path of the excitation laser beam irradiation spot on the panel. FIG. 7 is a diagram showing a part of a circuit for reading an image. FIG. 9 is a schematic perspective view showing a radiation image conversion panel according to the present invention. 2: Storage phosphor layer, 4: Electrode layer, 6,6a: Transparent electrode layer, 8: Photoconductive layer, 9: Transparent protective layer, 10: Radiation image conversion panel, 26: Excitation light source, 28: Reflecting mirror .
Claims (11)
性蛍光体層とを有し、上記１対の電極の間に上記蓄積性
蛍光体層が配置されていることを特徴とする、放射線画
像変換パネル。1. At least one of the electrodes has a pair of transparent electrodes and a stimulable phosphor layer, and the stimulable phosphor layer is disposed between the pair of electrodes. Radiation image conversion panel.
のみが挟持されている、特許請求の範囲第１項の放射線
画像変換パネル。2. The radiation image conversion panel according to claim 1, wherein only the stimulable phosphor layer is sandwiched between the pair of electrodes.
蓄積性蛍光体層及び光導電体層が順に配置されている、
特許請求の範囲第１項の放射線画像変換パネル。3. The stimulable phosphor layer and the photoconductor layer are arranged in this order from the transparent electrode side between the pair of electrodes.
The radiation image conversion panel according to claim 1.
該電極間に上記蓄積性蛍光体層が配置されており、上記
１対の透明電極のうちの一方の上記蓄積性蛍光体層側と
反対の側に、該透明電極側から光導電体層及び付加的電
極が順に配置されている、特許請求の範囲第１項の放射
線画像変換パネル。4. The pair of electrodes are both transparent electrodes,
The stimulable phosphor layer is disposed between the electrodes, and one of the pair of transparent electrodes opposite to the stimulable phosphor layer side is provided with a photoconductive layer and a photoconductor layer from the transparent electrode side. The radiation image conversion panel according to claim 1, wherein the additional electrodes are sequentially arranged.
ている、特許請求の範囲第１項の放射線画像変換パネ
ル。5. The radiation image conversion panel according to claim 1, wherein a transparent protective layer is provided on the surface of the transparent electrode.
対する感度（Ａ）と波長600〜800nmの光に対する感度
（Ｂ）との間にＡ＞Ｂなる関係があるものである、特許
請求の範囲第３項または第４項の放射線画像変換パネ
ル。6. The photoconductor layer has a relationship of A> B between the sensitivity (A) for light having a wavelength of 300 to 500 nm and the sensitivity (B) for light having a wavelength of 600 to 800 nm. The radiation image conversion panel according to claim 3 or 4.
ン系化合物からなる、特許請求の範囲第３項または第４
項の放射線画像変換パネル。7. The photoconductor forming the photoconductor layer comprises a selenium-based compound, as claimed in claim 3 or 4.
Radiation image conversion panel of paragraph.
内面方向に関し複数に電気的に絶縁されている、特許請
求の範囲第１項の放射線画像変換パネル。8. The radiation image conversion panel according to claim 1, wherein at least one of the pair of electrodes is electrically insulated in plural in the inner surface direction.
性蛍光体層とを有し上記１対の電極の間に上記蓄積性蛍
光体層が配置されている放射線画像変換パネルの上記蓄
積性蛍光体層に記録されている放射線画像を、上記蓄積
性蛍光体層を形成する蓄積性蛍光体の励起エネルギーを
上記蓄積性蛍光体層に間欠的にスポット状に照射し、該
照射エネルギースポットを上記蓄積性蛍光体層上で走査
させ、この際に少なくとも上記１対の電極間に発生する
電気的情報として時系列的画素信号列を検出することに
より、読み取ることを特徴とする、放射線画像読取方
法。9. The storage of a radiation image conversion panel, wherein at least one has a pair of transparent electrodes and a storage phosphor layer, and the storage phosphor layer is arranged between the pair of electrodes. The radiation image recorded on the stimulable phosphor layer, the excitation energy of the stimulable phosphor forming the stimulable phosphor layer is intermittently irradiated to the stimulable phosphor layer in a spot shape, and the irradiation energy spot Is scanned on the stimulable phosphor layer, and at this time, a time-series pixel signal sequence is detected as electrical information generated between the pair of electrodes, thereby reading the radiation image. How to read.
印加される、特許請求の範囲第９項の放射線画像読取方
法。10. The radiation image reading method according to claim 9, wherein a DC bias voltage is applied between the pair of electrodes.
長領域の電磁波である、特許請求の範囲第９項の放射線
画像読取方法。11. The radiation image reading method according to claim 9, wherein the excitation energy is an electromagnetic wave in a wavelength region of 500 to 1100 nm.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62092082A JPH0776800B2 (en) | 1987-04-16 | 1987-04-16 | Radiation image conversion panel and radiation image reading method |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62092082A JPH0776800B2 (en) | 1987-04-16 | 1987-04-16 | Radiation image conversion panel and radiation image reading method |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63259500A JPS63259500A (en) | 1988-10-26 |
| JPH0776800B2 true JPH0776800B2 (en) | 1995-08-16 |
Family
ID=14044521
Family Applications (1)
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|---|---|---|---|
| JP62092082A Expired - Lifetime JPH0776800B2 (en) | 1987-04-16 | 1987-04-16 | Radiation image conversion panel and radiation image reading method |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0776800B2 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6818913B2 (en) | 2000-02-25 | 2004-11-16 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method and apparatus for reading image information by use of stimulable phosphor, and solid-state image detector |
Families Citing this family (1)
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|---|---|---|---|---|
| US7211818B2 (en) | 1999-03-24 | 2007-05-01 | Fujifilm Corporation | Image read-out method and system, solid image sensor, and image detecting sheet |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS58215575A (en) * | 1982-06-09 | 1983-12-15 | Toshiba Corp | Detector for two-dimensional radioactive ray |
| JPS60203880A (en) * | 1984-03-28 | 1985-10-15 | Toshiba Corp | Radiation diagnozing device |
-
1987
- 1987-04-16 JP JP62092082A patent/JPH0776800B2/en not_active Expired - Lifetime
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6818913B2 (en) | 2000-02-25 | 2004-11-16 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method and apparatus for reading image information by use of stimulable phosphor, and solid-state image detector |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS63259500A (en) | 1988-10-26 |
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