JPS58189574A - Two-dimensional array radiation detector and radiation photographic device - Google Patents

Two-dimensional array radiation detector and radiation photographic device

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Publication number
JPS58189574A
JPS58189574A JP57071181A JP7118182A JPS58189574A JP S58189574 A JPS58189574 A JP S58189574A JP 57071181 A JP57071181 A JP 57071181A JP 7118182 A JP7118182 A JP 7118182A JP S58189574 A JPS58189574 A JP S58189574A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
radiation
image
dimensional array
electrons
collector
Prior art date
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Pending
Application number
JP57071181A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
Kiyoshi Okazaki
岡崎 清
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Toshiba Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Tokyo Shibaura Electric Co Ltd
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Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp, Tokyo Shibaura Electric Co Ltd filed Critical Toshiba Corp
Priority to JP57071181A priority Critical patent/JPS58189574A/en
Publication of JPS58189574A publication Critical patent/JPS58189574A/en
Pending legal-status Critical Current

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    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01TMEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16Measuring radiation intensity
    • G01T1/161Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164Scintigraphy
    • G01T1/1641Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1645Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using electron optical imaging means, e.g. image intensifier tubes, coordinate photomultiplier tubes, image converter

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  • Physics & Mathematics (AREA)
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  • Medical Informatics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
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  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
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  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
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  • Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)

Abstract

PURPOSE:To detect radiation information with high performance and to form a picture, by executing the conversion to light and an electron, and acceleration, multiplication, etc. of a radiant ray, by a fluorescent body, a photoelectric body, a microchannel plate of two-dimensional array, a corresponding collector, etc., and outputting an electric signal corresponding to the radiant ray. CONSTITUTION:A radiant ray such as X-rays, etc., which transmits the human body, etc. is made incident to a fluorescent body 11 of a two-dimensional radiation detector 3, is converted to light, and also is converted to an electron by a photoelectric body 13. Said electron converted by high time resolution, having scarcely a noise is subjected to acceleration and multiplication by a microchannel plate 17 arrayed two-dimensionally by high space resolution in accordance with a picture element, an electric signal corresponding to the radiant ray is outputted from a corresponding collector 25, and the radiation information is detected with high performance. Also, when the outputted electric signal is processed by an information collector, a storage device, a picture processing device, etc., the radiation information from a body to be inspected can be formed to a picture which can be diagnosed easily.

Description

【発明の詳細な説明】 〔発明の技術分野〕 この発明は、放射線撮影装置の技術分野に属する0 〔発明の技術的背景とその問題点〕 従来の放射if撮影装置の一つである放射線診断装置た
とえばX@フィルム診断装置は、X線管より、被検体に
X繰trIFJt、、被検体を透過したX11にエリフ
ィルムを感光させ、フィルムにX線透過像を形成するの
であるが、フィルムを使用するためにX線透過像の濃度
分解能が低いので、X線フィルム診断袈11m[よるX
線透過像でtゴ、放別線吸収率の近似する組織間の微細
な差あるいは健康な組織と病変部との微細な差tit別
することが困難である。また、従来のX@フィルム診断
Wc皺では、フィルムのダイナミックレンジが狭いので
、X線吸収率が部位に↓9大きく相違する被検体を透過
するX41の透過情報全てt−[Kフィルムに写し込む
ことができない。つまり、X@透過率の大きい部位にり
いては殆んど白抜き状態となってX線透視像がフィルム
に写し込まnるし、また、Xl1I透過率の小さい部位
については殆んど態化状態となってX線透視像がフィル
ムに写し込まnるので、−回のX線撮影ではX線透過率
の大きく相違する被検体にりいての診断容易なX4i透
過像を得ることができない0また、フィルムKX41透
過at−形成するので、自侭強調、輪郭抽出、サブトラ
クション等の画像処理を行なうことができず、診断に有
用なmat得ることができない。
[Detailed Description of the Invention] [Technical Field of the Invention] The present invention belongs to the technical field of radiographic apparatus. Devices For example, an X@film diagnostic device uses an X-ray tube to expose the subject to X11, which passes through the subject, and exposes the elifilm to the X11 that has passed through the subject, forming an X-ray transmission image on the film. Because the density resolution of the X-ray transmission image is low, the X-ray film diagnostic screen 11m [by X
It is difficult to distinguish minute differences between similar tissues in radiation absorption rate or minute differences between healthy tissue and a diseased area in a radiographic image. In addition, in the conventional X@Film diagnosis Wc wrinkle, since the dynamic range of the film is narrow, all of the transmission information of I can't. In other words, areas with high X@ transmittance are almost completely white and the X-ray fluoroscopic image is imprinted on the film, and areas with low Xl1I transmittance are almost completely white. As a result, the X-ray fluoroscopic image is imprinted on the film, so it is not possible to obtain an X4i fluoroscopic image that is easy to diagnose in subjects with greatly different X-ray transmittances in the - times of X-ray photography. Furthermore, since the film KX41 is formed through transmission, image processing such as self-enhancement, outline extraction, and subtraction cannot be performed, and mat useful for diagnosis cannot be obtained.

また、従来のX@テレビ診断装置は、X41を元に変換
する蛍光面、元を電子に変換する充電面、電子を加速す
るグリッドおよび加速し良電子′を元に変換する蛍光体
等を有するイメージインテン7フアイア(以下、I−1
と称する。 )と、1.1の出力蛍光像を撮像してビデ
オ信号全出力する撮像管と、ビデオ信号にLすCKrモ
ニタに画像を表示する#i儂表示装置と【少なくとも具
備し、被検体を透過したX4I透過像を表示装置のcm
モニタに可視像として表示するものである。しかしなが
ら、X41透過像を電気信号に変換するまで、X線→光
→電子→元→電気信号とその変換過程が多過ぎて電気信
号のシW比が悪くなり、ま次、感度が低下する。さらに
、撮像管の特性は一般に良好ではなく、たとえばダイナ
ミックレンジが狭い、シW比が悪い、空間分解能が低い
等を理由に、X綴テレビ装置KLり得らnる画像たとえ
ばCE七二タ上の可視11K”基づく癌等の早期発見あ
るいは細い血管の閉本、狭窄等の診断が、困難になる。
In addition, the conventional X@TV diagnostic device has a phosphor screen that converts X41 into the original, a charging surface that converts the original into electron, a grid that accelerates the electron, and a phosphor that accelerates and converts the good electron into the original. Image intensity 7fire (hereinafter referred to as I-1)
It is called. ), an image pickup tube that captures the output fluorescence image of 1.1 and outputs the full video signal, and a #i display device that displays the image on the CKr monitor that is connected to the video signal; cm of the display device
It is displayed as a visible image on a monitor. However, until the X41 transmission image is converted into an electrical signal, there are too many conversion processes such as X-ray → light → electron → original → electrical signal, and the SiW ratio of the electrical signal deteriorates, which in turn lowers the sensitivity. Furthermore, the characteristics of image pickup tubes are generally not good, such as narrow dynamic range, poor image ratio, and low spatial resolution. The early detection of cancer, etc., or the diagnosis of closure, stenosis, etc. of small blood vessels based on the visible 11K becomes difficult.

さらに1放射線診断裂直の一つである核医学診断装置た
とえばガンマカメラは、蛍光体と光電増倍管とを有する
検出器でガンマ41t−検出して、たとえば断層像を得
るのであるが、充電増倍管の物理的大きさのために空間
分解能に制限があり、空間的に小さい一検体の病変等を
弁別することができない0 〔発明の目的〕 この発明は前記事情に鑑みてなさf′したものであり、
被検体工すの放射線情IIIを広いダイナミックレンジ
で、高い濃度分解能で、かつ、高い空間分解能で検出す
ることのできる二次元配列放射線検出器お工び前記二次
元配列放射線検出器ti載して、被検体↓9の放射線情
報を診断の容易な自侭として得ることのできる放射線撮
影装置ft提供することを目的とするものであるO 〔発明の概要〕 前記目的を達成する次めのこの発明の概要は、放射4I
倉尤に変換する蛍光体と、蛍光体が発するyt、に工9
電子を放出する光電体と、光電体から放出’; n−f
F−電子を加速増倍する、二次元に配夕qさnた複数個
のマイクロチャネルプレートド、前tffiマイクロチ
ャネルグレートで加速増倍した電子倉入力して電気信号
を出力する多数のコレクタとt具備することを%像とす
るものであり、また、放射i1を発生する放射線発生器
、放射、Wt−元に変換する蛍光体と、蛍光体が発する
ft、に=9電子を放出する充電体と、光電体から放出
さnft電子を加速増倍する、二次元に配列さnた複数
個のマイクロチャネルプレートと、前記マイクロチャネ
ルグレートで加速増倍し几電子を入力して電気信号倉出
力する多数のコレクタとを具備する二次元配列放射線検
出器、二次元配列放射線検出器から出力される電気信号
t−ルの変換して画像データを収集するデータ収集器、
iijgIデータを記憶する記憶装置、記憶輪直門の画
像データtaみ出し、画像処理する画像処理装置、lj
Iglデータに基づき可視像を表示する1Ti14a表
示装置お工び前記各装置【制御するコントロシいコンノ
ールを具備すること′Jk%倣とするものである。
Furthermore, nuclear medicine diagnostic devices, such as gamma cameras, which are one type of radiological diagnosis, detect gamma 41t with a detector that has a phosphor and a photomultiplier tube to obtain, for example, a tomographic image. Due to the physical size of the multiplier tube, the spatial resolution is limited, and it is not possible to discriminate spatially small lesions, etc. in a single specimen. [Objective of the Invention] This invention was made in view of the above circumstances. and
A two-dimensional array radiation detector capable of detecting radiation information of a subject with a wide dynamic range, high concentration resolution, and high spatial resolution. It is an object of the present invention to provide a radiographic apparatus ft that can obtain radiation information of a subject ↓9 for easy diagnosis. An overview of radiation 4I
The phosphor that converts into phosphor and the yt emitted by the phosphor,
A photoelectric substance that emits electrons and the emission from the photoelectric substance; n-f
A plurality of two-dimensionally arranged microchannel plates that accelerate and multiply F-electrons, and a large number of collectors that input and output electric signals from an electronic warehouse that is accelerated and multiplied by the TFFI microchannel plate. In addition, a radiation generator that generates radiation i1, a phosphor that converts the radiation into Wt-element, and a charge that emits =9 electrons to ft, which the phosphor emits. A plurality of microchannel plates arranged in two dimensions accelerate and multiply the NFT electrons emitted from the photoelectric body, and the microchannel plate accelerates and multiplies the electrons and outputs an electric signal. a two-dimensional array radiation detector comprising a large number of collectors; a data collector that converts electrical signals output from the two-dimensional array radiation detector to collect image data;
iijgI storage device for storing data, image data extraction directly from the memory ring, image processing device for image processing, lj
A 1Ti14a display device that displays a visible image based on Igl data is equipped with a control panel to control each of the devices described above.

〔発明の実施例〕[Embodiments of the invention]

この発明の一実施例について、図IfIt参照しながら
、説明をする。
An embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. IfIt.

この出願に係る第1の発明の一実施例である二次元配列
放射線検出器は、WJ1図ないし幕6図に示す工うkし
て、構成さnている。
A two-dimensional array radiation detector, which is an embodiment of the first invention according to this application, is constructed as shown in FIGS. 1 to 6.

すなわち、6で示すのは二次元配列放射線検出器であり
、検出素子を罵個二次元配列して、被写体を透過する放
射at各検出素子に1り検出し、電気信号に変換する工
うK11l成さnている。し次がって、二次元配列さn
た各検出素子が1画素に対応し、各検出素子の開口面に
入射する放射線経路についての検出値が各l1ii累の
#If値となる。さらにに次元配列放射線検出器6につ
いて詳述する。第1図において、9で示すのは放射巌人
剰窓であり、放射線透過率が高く、かつ、二次元放射線
検出器6の内部tX空にしても大気圧に耐え得る物質た
とえにアルミニウム、チタン等で形成さn、筒状@器1
0の放射線照射野の開口部に密嵌さnている。なお、筒
状容器10は、非導電性であり、かつ、容器内部tX空
にしても大気圧に十分に耐え得る物質たとえばガラス;
セラミックス等で構成さnている011で示すのは蛍光
体であり、この蛍光体11は、たとえば(?z I e
 Zn5t (?ai!’03 *Na1等で板状に形
成さfl、、前記筒状容器10の内周糊面に形成さt′
L次支持部12に保持、固定さnており、入射する放射
iIt元に変換する。16で示すのは充電体であり、こ
の充電体13Fi、たとえば5hCp 、 BiAyC
z等で板状に形成さnsM記筒状写器10の内81#面
に形成さt′した支持部14に保持、固定さnると共に
、この充電体16をカンードとするための導電線15が
接続さnており、前記蛍光体11で発する尤により電子
を放出する。
That is, 6 is a two-dimensional array radiation detector, in which detection elements are arranged in a two-dimensional array to detect radiation transmitted through an object, one for each detection element, and convert it into an electrical signal. is being completed. Then, the two-dimensional array n
Each detection element corresponds to one pixel, and the detection value for the radiation path incident on the aperture surface of each detection element becomes the #If value of each l1ii number. Furthermore, the dimensional array radiation detector 6 will be explained in detail. In FIG. 1, the reference numeral 9 indicates a radiation window made of a material that has high radiation transmittance and can withstand atmospheric pressure even when the inside of the two-dimensional radiation detector 6 is empty, such as aluminum or titanium. etc. formed by n, cylindrical @ vessel 1
It fits tightly into the opening of the radiation field of 0. Note that the cylindrical container 10 is made of a material that is non-conductive and can sufficiently withstand atmospheric pressure even when the inside of the container is emptied, such as glass;
The phosphor 11 is composed of ceramics, etc. and is indicated by 011, and this phosphor 11 is, for example,
Zn5t (?ai!'03 *Formed in a plate shape with Na1 etc. fl,, formed on the inner circumferential glue surface of the cylindrical container 10 t'
It is held and fixed on the L-order support part 12, and the incident radiation iIt is converted into an original. 16 is a charging body, and this charging body 13Fi, for example, 5hCp, BiAyC
It is held and fixed to the supporting part 14 formed on the inner surface 81# of the cylindrical copying device 10 in the form of a plate with Z, etc., and a conductive wire for making this charging body 16 a cando. 15 are connected to each other, and the electrons emitted by the phosphor 11 emit electrons.

なお、前記導電!!15は、筒状容器10外に引き出さ
nて、後述する電気回路16に接続さrしる017で示
すのはマイクロチャネルプレートであり、w42図に示
す工うに、セラミックスあるいはガラス等で形成さnた
チューブであり、そのチューブの内周面には、チューブ
の一11ft!開口部から人力する一次電子により二次
電子を放出することに工り入カー次電子を増幅する二次
電子面17.fがたとえば5bCz 、 A!ihIg
 、 CwJJ−等で形成さnている。さらK。
In addition, the above-mentioned conductivity! ! 15 is pulled out from the cylindrical container 10 and connected to an electric circuit 16 to be described later.The reference numeral 017 indicates a microchannel plate, which is made of ceramics, glass, etc. as shown in Figure 42. The inner circumferential surface of the tube has a length of 11ft! 17. A secondary electron surface that amplifies the secondary electrons by emitting secondary electrons using the primary electrons manually applied from the aperture. For example, f is 5bCz, A! ihIg
, CwJJ-, etc. Sara K.

マイクロチャネルプレート17t−t、第2図に示すよ
うに、そのf4端を一対の電&板18.19に工り保持
され、第3図(A(ロ)K示す工うに、axe個たとえ
ば9X9個のマl−IJクス状に配列さnている。そし
て、前記一対の電極板18.19Fi、筒状容器10の
内周糊面に形成する支持部材20゜21に保持さnると
共に、そn−t″扛導電[1122・23に介して高電
圧印加装置I(電源)24に接続さnている。25で示
すのはコレクタであり、前記の19に配列さnたマイク
ロチャネルプレート17の下端開口部に対応して配直さ
nており、マイクロチャネルグレート17から出力さn
る電子t−収集する026で示すのは底面板であり、前
記筒状容器10の下方開口部に密嵌さnると共に非導電
体で形成さn1前記複数のコレクタ25を固定し、かつ
、各コレクタ25間の電気的な分!11に行なりもので
あるo27で示すのは信号線であり、各コレクタ25L
り出力さnる電気信号を電気回路16に、入力するもの
である。なお、配クリさt′した各コレクタ25に接続
さn比信号−をそのまま引き出すと房状となってハンダ
付は等による接続が困難となるので、第2図に示すエリ
な信号線分離器28たとえばプリント配線基板を用いて
信号線27に分離するのが好ましい。電気回路16は、
充電体15に電圧を印加すると共に、各コレクタ25に
集まつ良電子を電気信号として取り出せるように電圧を
印加し、取り出さ′nた電気信号をデータ収集器に出力
−する工うに構成さnている。なお、以上構成の二次元
配列放射4iil検出器317’:は真空にしておくの
が好ましい。
The microchannel plate 17t-t, as shown in FIG. The pair of electrode plates 18 and 19Fi are held by support members 20 and 21 formed on the inner circumferential glue surface of the cylindrical container 10. It is connected to a high voltage application device I (power supply) 24 through conductors 1122 and 23. Reference numeral 25 is a collector, and the microchannel plate arranged at 19 is The output from the micro channel grate 17 is arranged corresponding to the lower end opening of the microchannel grate 17
The bottom plate shown by 026 is a bottom plate that fits tightly into the lower opening of the cylindrical container 10 and is made of a non-conductive material to fix the plurality of collectors 25, and Electrical minutes between each collector 25! 11 is a signal line indicated by o27, which is connected to each collector 25L.
The electric signal outputted from the input signal is inputted to the electric circuit 16. Note that if the n-ratio signal connected to each of the collectors 25 connected to the collectors 25 is drawn out as it is, it will form a tuft, making it difficult to connect by soldering, etc. Therefore, an elegant signal line separator shown in Fig. 2 is used. 28 is preferably separated into signal lines 27 using, for example, a printed wiring board. The electric circuit 16 is
It is configured to apply a voltage to the charging body 15, apply a voltage so as to extract the good electrons collected in each collector 25 as an electric signal, and output the extracted electric signal to the data collector. There is. Note that it is preferable that the two-dimensional array radiation detector 317' configured as described above be kept in a vacuum.

次に、この出願に係るW42の発明すなわち第1の発明
である二次元配列放射4!!検出器を利用した放射11
撮影W&直の一実施例について、第4図を参照しながら
、説明をする。
Next, the invention of W42 according to this application, that is, the first invention, two-dimensional array radiation 4! ! Radiation using a detector 11
An embodiment of the shooting W&N will be described with reference to FIG. 4.

すなわち、1で示すのは放射線発生器であり、放射線強
度の調整および被写体またとえば患者への放射−照射野
のv4整tすることができる機構を備え、所定の放射線
強度、放射線照射野をもって被写体2に放射4Iたとえ
ばX4#倉陽射することができるエリに構成さ几ている
。6で示すのは、前に詳述した構成を有する二次元配列
放射線検出器であり、被検体2t−介して、放射線発生
器1と対向する15に配置さnている。4で示す。ii
データ収集器であり、前記放射線検出器3中の各検出素
子L9出力さnる電気信号を所定時間積分し、こrtを
定電流放電させる二重積分等の手法によりデータとして
収集し、ディジタル変換して出方するj5KIl成され
ている。したがって、このデータ収集器4により、放射
4I検出器3で検出さnた被写体2の透過放射線量子数
に相当するアナログ信号がディジタル信号に変換さnる
ことになる05で示すのは透過情報記憶ti:liであ
り、多数のフレームメモリを有し、前記データ収集器4
にLt)出力されるディジタル信号を放射1ml透過情
報としてフレームメモリに記憶し、また、後述のfIk
J像処理装置で処理さrt次画像倉記憶するように構成
されている。6で示すのはliliIgl処理装置であ
り、透過情報記IJi装WIL5に記憶さnている放射
線透過情報である一枚また#i複数枚の画像を絖み出し
、こnKS#度変換、加算、減算、輪郭抽出、強調等の
画像処理を行ない、処理後の1iil像データti!!
過情報記憶&&5に出力し記憶させるように構成さnて
いる。7で示すのは画像表示装置であり、前記透過情報
記憶装置i15に記憶さfている画像データli−D/
A変換し、CRI′モニタに画像を可視像として表示す
るように構成さnている。また、8で示すの#′1CP
U全1CPUヲントロール・コンソールであシ、前記放
射線発生器1について放射線の曝射タイミング、強度、
照射野等全制御し、前記データ収集器についてデータ収
集タイミング等を制御し、−像処理装置116について
はtiiir像処理の方法、そのタイミング等を制御し
、画像表示装wL7については画像表示のタイミング等
を制御する工すに構成さ扛ている。
In other words, the radiation generator 1 is equipped with a mechanism that can adjust the radiation intensity and adjust the radiation field to the subject, for example, the patient. It is configured in an area that can emit radiation to 2, 4I, for example, X4#. Reference numeral 6 indicates a two-dimensional array radiation detector having the configuration described in detail above, and is arranged at 15 facing the radiation generator 1 with the subject 2t interposed therebetween. Indicated by 4. ii
It is a data collector, which integrates the electric signal output from each detection element L9 in the radiation detector 3 for a predetermined time, collects it as data by a method such as double integration that discharges a constant current through the rt, and converts it into a digital signal. J5KIl is being formed. Therefore, by this data collector 4, an analog signal corresponding to the number of transmitted radiation quanta of the subject 2 detected by the radiation 4I detector 3 is converted into a digital signal. ti:li, has a large number of frame memories, and has the data collector 4.
The output digital signal (Lt) is stored in the frame memory as radiation 1ml transmission information, and the fIk
It is configured to store the rt-th image processed by the J image processing device. Reference numeral 6 denotes a liliIgl processing device, which generates one or more images of radiation transmission information stored in the transmission information recording device WIL 5, performs conversion, addition, Image processing such as subtraction, contour extraction, and enhancement is performed, and the processed 1iil image data ti! !
It is configured to be output to and stored in the excessive information storage &&5. 7 is an image display device, which displays the image data li-D/f stored in the transparent information storage device i15.
The image is A-converted and displayed as a visible image on a CRI' monitor. Also, #'1CP shown by 8
The control console for all 1 CPU controls the radiation exposure timing, intensity,
Controls the entire irradiation field, etc., controls the data collection timing, etc. for the data collector, - controls the tiiiir image processing method, its timing, etc. for the image processing device 116, and controls the image display timing for the image display device wL7. It is composed of devices to control etc.

次に、以上構成の二次元配列数!FJ線検出器とこれを
使用する放射線診断g&直の作用について説明する。
Next, the number of two-dimensional arrays with the above configuration! The operation of the FJ-ray detector and the radiological diagnosis using it will be explained.

先ス、コントロール−コンソール8により放射線照射条
件、画像収集条件、−像処理方法、画像表示方法等が選
択さLると、内蔵するCpUにあらかじめ記憶さnてい
るテーブルから条件設定パラメータが絖ミ出さn、コン
トロール・コンソール8から放射線発生器1、データ収
集器4、l!iIgI!処理*rx6、rli像表示装
置7に条件設定パラメータを送り、前記各装置tセット
する。放射線スタート信号ヲコントロール・コンソール
8から放射線発生器1に入力すると、放射線発生器1は
、放射1lilt発生し、被写体2に放射@1@射する
。被写体2を透過した放射41は、被写体2の各部位毎
に放射線透過率に応じた放射線強度、エネルギ分布f 
ハラメータとする被検体透過情報【含んでいる。
First, when the radiation irradiation conditions, image acquisition conditions, image processing method, image display method, etc. are selected using the control console 8, the condition setting parameters are selected from the table stored in advance in the built-in CPU. Output n, control console 8 to radiation generator 1, data collector 4, l! iIgI! Process *rx6, sends condition setting parameters to the RLI image display device 7, and sets t for each of the devices. When a radiation start signal is input from the control console 8 to the radiation generator 1, the radiation generator 1 generates radiation 1lit and radiates it to the subject 2. The radiation 41 that has passed through the subject 2 has a radiation intensity and energy distribution f according to the radiation transmittance of each part of the subject 2.
Object transmission information used as a harameter [Includes]

透過放射Iiは、二次元配列放射線検出器6中の蛍光体
11に入射し、被検体透過情報を含む尤に変換さnる。
The transmitted radiation Ii is incident on the phosphor 11 in the two-dimensional array radiation detector 6 and is converted into a signal containing object transmission information.

二次元配列放射線検出器6においては、変換さnた前記
光が充電体16にLす元量に応じた電子に変換さn、充
電体13からマイクロチャネルグレート17に向って放
出さnる0マイクロチヤネルグレート17に入力する電
子は対向配置さnた電極板18,19と高電圧印加装置
1124とで加速さn、二次電子面17AKzp多段に
増倍さ扛、増倍さnた電子はコレクタ25に到達し、収
集される。そして、各コレクタ25に収集さ扛た電子が
電気信号に変換さnて、各コレクタ25毎にデータ収集
器4に出力さnる0この場合、各コレクタ25あるいは
各マイクロチャネルグレート17は各画素に対応してお
り、各コレクタ25工り出力さnる電気信号は放射線透
過情報として各画素の#11tLに対応している。デー
タ収集器4に入力した各電気信号はルω変換さCた後、
透過情報記憶装置5内の7レームメモリに画像毎に画像
データとして記憶さnる。透過情報記憶装*5の爾俸デ
ータは、111g1処111&[6に順次に読み田さ扛
、111f変換等のms処理がなさn1画像処理後の画
像データが透過情報記憶装置15に出力さn1記憶さn
る0次いで、ljgII処理前の画像データあるいは#
*処!彼の画像データが、透過情報記憶装置5から貌み
出さnSD/A変換後、コントロール・コンソール8か
らの制御信号に工り可視像として画像表示装置7のaσ
モニタに画像が表示さnる。
In the two-dimensional array radiation detector 6, the converted light is converted into electrons corresponding to the original amount of light that enters the charged body 16, and is emitted from the charged body 13 toward the microchannel grate 17. The electrons input to the microchannel grating 17 are accelerated by the electrode plates 18 and 19 arranged opposite to each other and the high voltage application device 1124, and are multiplied in multiple stages by the secondary electron surface 17AKzp. It reaches the collector 25 and is collected. Then, the electrons collected by each collector 25 are converted into electrical signals and output to the data collector 4 for each collector 25. In this case, each collector 25 or each microchannel grid 17 is connected to each pixel. The electrical signal output from each collector 25 corresponds to #11tL of each pixel as radiation transmission information. After each electrical signal input to the data collector 4 is ω-converted,
Each image is stored as image data in a 7-frame memory in the transmission information storage device 5. The salary data in the transparent information storage device *5 is sequentially read from 111g1 to 111&[6, and ms processing such as 111f conversion is not performed.n1 The image data after image processing is output to the transparent information storage device 15.n1 remember n
Then, the image data before ljgII processing or #
*place! His image data emerges from the transparent information storage device 5, undergoes nSD/A conversion, is processed into a control signal from the control console 8, and is displayed as a visible image on the image display device 7.
An image is displayed on the monitor.

なお、画像表示装a7は、2つの表示モード1に有して
おり、検査結果【直ちに判定することができる19に、
lj像収集条件に応じて画像を即時に表示することがで
きるし、また、検査終了後に十分な時間をかけて読影す
ることができる工うに、幽at検査彼に表示することも
できる。
In addition, the image display device a7 has two display modes 1, and the test results [19, which can be immediately determined,
The image can be displayed immediately according to the image acquisition conditions, and can also be displayed immediately after the examination so that the image can be interpreted with sufficient time after the examination is completed.

以上、この発明の一実施例について詳述したが、この発
明は前記実施例に限定さnるものではなく、この発明の
要旨の範囲内で適宜に変形して夾施することができるの
はいうまでもない。
Although one embodiment of this invention has been described in detail above, this invention is not limited to the above embodiment, and can be modified and applied as appropriate within the scope of the gist of this invention. Needless to say.

前記第2の発明の実施例は放射線診断装置であったが、
同様の構成を有する限り、工業用の放射線検査装置であ
っても工い〇 〔発明の効果〕 この発明によると次のような効果を奏することができる
Although the embodiment of the second invention was a radiological diagnostic device,
As long as it has a similar configuration, even an industrial radiation inspection device can be used. [Effects of the Invention] According to the present invention, the following effects can be achieved.

■被写体を透過する放射線量子数を1放射線→光→電気
信号の順に変換しているので、ノイズの発生が少なく、
全体の処理時間tffl縮することができ、表示i!!
置に静止ImgIのみならず動画像をも表示することが
できる。すなわち、時間分解能、即時性が高い。また、
電気信号にニジに像処理ができるので、観察者の目の特
性でFi&i1織できない病変部位【、目の特性に合わ
せfcIi*として表示することができ、診断、検査を
容易に行なりことができる。
■Since the number of radiation quantum passing through the object is converted in the order of 1 radiation → light → electrical signal, there is less noise,
The entire processing time can be reduced by tffl, and the display i! !
It is possible to display not only static ImgI but also moving images. In other words, the time resolution and immediacy are high. Also,
Since image processing can be performed on electrical signals, it is possible to display lesions that cannot be seen in Fi&i1 due to the characteristics of the observer's eyes as fcIi* according to the characteristics of the observer's eyes, making diagnosis and testing easier. .

■二次元配列放射線検出器にマイクロチャネルプレート
を使用しているので、検出素子あたりの放射線入射面積
を小さくすることができ、シ九がって高い空間分解能を
実現することができる。
■Since a microchannel plate is used in the two-dimensional array radiation detector, the radiation incident area per detection element can be reduced, thereby achieving high spatial resolution.

■また、マイクロチャネルプレートは広いダイナミック
レンジを有しているので高いlI[分解能でset表示
することができる。したがって、放#111#断俟置の
場合、早期癌あるいは細い血管の挾窄、閉塞等の微細で
、かつ、背景とわずかな濃寂差しかない病巣を容易K1
1i像に表示することができる。したがって、この発明
は、医学上、臨床上、非常に有益な診断fi!置を提供
することができる0 検出器を示す縦断面図、第2図は前記実施例におけるマ
イクロチャネルプレートを示す斜視図、第3図G4(ハ
)そnぞnは前記実施例における電極板に配列したマイ
クロチャネルプレート【示す上面図、下面図、おLびw
44図はこの発明の一実施fitを示4・・・データ収
集器、 5・・・記憶i!IIC透過情報記憶装置I)
、  6・・・画儂処理装置、 7・・・−儂表示al
l、8・・・コントロール・コンソール、11・・・蛍
光体、  16・・・光電体、  17・・・マイクロ
チャネルグレート、 25・・・コレクタO代理人 弁
理士 則 近 憲 佑(ほか1名)453
(2) Also, since microchannel plates have a wide dynamic range, they can be displayed with high resolution. Therefore, in the case of open cut #111, it is easy to detect microscopic lesions such as early cancer or narrow blood vessel stenosis or occlusion, which have only a slight difference in density from the background.
1i image. Therefore, this invention is a medically and clinically very useful diagnostic fi! FIG. 2 is a perspective view showing the microchannel plate in the above embodiment, and FIG. 3 shows the electrode plate in the above embodiment. Microchannel plates arranged in [Top view, bottom view, and
Figure 44 shows one embodiment of the present invention: 4...data collector, 5...memory i! IIC transparent information storage device I)
, 6... Paint processing device, 7...-I display al
l, 8... Control console, 11... Fluorescent material, 16... Photoelectric material, 17... Micro channel grate, 25... Collector O agent Patent attorney Kensuke Chika (and 1 other person) )453

Claims (2)

【特許請求の範囲】[Claims] (1)放射線を党に変換する蛍光体と、蛍光体が発する
尤にエリ電子を放出する充電体と、充電体から放出さt
″した電子を加速増倍する、二次元に配列さnた複数個
のマイクロチャネルプレートと、前記マイクロチャネル
プレートで加速増倍した電子を入力して電気信号を出力
する多数のコレクタとt具備することt−特倣とする二
次元配列放射線検出器。
(1) A phosphor that converts radiation into particles, a charged body that emits electrons emitted by the phosphor, and a charged body that emits electrons emitted from the charged body.
a plurality of two-dimensionally arranged microchannel plates that accelerate and multiply the electrons accelerated and multiplied by the microchannel plates; and a large number of collectors that input the electrons accelerated and multiplied by the microchannel plates and output electrical signals. A two-dimensional array radiation detector with a special pattern.
(2)放射線音発生する放射線発生器、放射@を尤Kf
換する蛍光体と、蛍光体が発する元に工り電子を放出す
る充電体と、充電体から放出さnた電子を加速増倍する
、二次元に配列さt″した複数個のマイクロチャネルプ
レートと、前記マイクロチャネルプレートで加速増倍し
た電子を人力して電気信号全出力する多数のコレクタと
を具備する二次元配列放射線検出器、二次元配列放射線
検出器から出力さnる電気信号を4’D変換して画像デ
ータ【収集するデータ収集器、画像データを記憶する記
憶Ve11.記憶装置内の画像データを読み出し、Im
俸処理する画像処理装置、画像データに基づき可視曹を
表示するms表示装置お工び前記各装置を制御するコン
トロール・コンノールを具備することt特徴とする放射
4!!撮影装置。
(2) Radiation generator that generates radiation sound, radiation @ Kf
A charged body that emits artificial electrons from the phosphor, and a plurality of two-dimensionally arranged microchannel plates that accelerate and multiply the electrons emitted from the charged body. and a large number of collectors that manually output the electrons accelerated and multiplied by the microchannel plate, and four electrical signals outputted from the two-dimensional array radiation detector. 'D conversion and image data [data collector to collect, memory to store image data Ve11.
Radiation 4, characterized in that it is equipped with an image processing device for image processing, a ms display device for displaying visible light based on image data, and a control console for controlling each of the devices. ! Photography equipment.
JP57071181A 1982-04-30 1982-04-30 Two-dimensional array radiation detector and radiation photographic device Pending JPS58189574A (en)

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Cited By (4)

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JPS61296290A (en) * 1985-06-25 1986-12-27 Hamamatsu Photonics Kk Apparatus for detecting radiation image
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