WO2012101884A1 - シンチレータプレート - Google Patents

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WO2012101884A1
WO2012101884A1 PCT/JP2011/074335 JP2011074335W WO2012101884A1 WO 2012101884 A1 WO2012101884 A1 WO 2012101884A1 JP 2011074335 W JP2011074335 W JP 2011074335W WO 2012101884 A1 WO2012101884 A1 WO 2012101884A1
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radiation
scintillator
scintillation light
image
detector
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PCT/JP2011/074335
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須山　敏康
元胤 杉山
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浜松ホトニクス株式会社
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    • B82Y10/00—Nanotechnology for information processing, storage or transmission, e.g. quantum computing or single electron logic
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    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
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    • G21K2201/06—Arrangements for handling radiation or particles using diffractive, refractive or reflecting elements
    • G21K2201/061—Arrangements for handling radiation or particles using diffractive, refractive or reflecting elements characterised by a multilayer structure

Definitions

  • the present invention relates to a scintillator plate that converts radiation transmitted through an object into scintillation light.
  • a direct conversion method that directly detects radiation by detecting charges generated by radiation incident on a detector, and a radiation conversion member such as a scintillator material.
  • An indirect conversion method is known, in which the light is converted into light using a light and then detected by a detector.
  • a scintillator used in an apparatus employing such an indirect conversion method a scintillator plate including a phosphor panel in which a phosphor layer is formed on a substrate is disclosed (see Patent Document 1 below).
  • the substrate exists on one side of the phosphor layer, it is difficult to observe the scintillation light emitted from both the radiation incident surface and the back surface thereof. That is, it is difficult to observe scintillation light generated on the back side of the phosphor layer by radiation in a relatively high energy band. Even if the scintillation light emitted from the back surface side of the scintillator plate can be observed, the scintillation light generated on the incident surface side of the scintillator plate also passes through the scintillator plate and is emitted from the back surface side.
  • the scintillation light generated on the incident surface side of the phosphor layer by the relatively low energy band radiation and the scintillation light generated on the back surface side of the phosphor layer by the relatively high energy band radiation should be observed separately.
  • the energy separability of the observed radiation tended not to be high.
  • the present invention has been made in view of such problems, and obtains a radiation detection image with high energy separability by enabling observation of the scintillation light emitted from the radiation incident surface and the back surface thereof. It is an object of the present invention to provide a scintillator plate that can be used.
  • a scintillator plate is a flat plate member that emits scintillation light in response to incidence of radiation that has passed through an object, and collects and images the scintillation light.
  • a scintillator plate used in an image acquisition device a planar partition member that transmits radiation, a flat plate-shaped first wavelength conversion member that is disposed on one surface of the partition member and converts radiation into scintillation light, A flat plate-shaped second wavelength conversion member that is disposed on the other surface of the partition member and converts radiation into scintillation light.
  • two flat wavelength conversion members that convert radiation into scintillation light are arranged with a planar partition member that transmits radiation interposed therebetween. Are converted into scintillation light by one wavelength conversion member, and after being transmitted through the wavelength conversion member and the partition member, are converted into scintillation light by the other wavelength conversion member. At this time, due to the presence of the partition members, the respective scintillation lights generated in the two wavelength conversion members are easily emitted from the surfaces on the opposite side with respect to the partition members of the two wavelength conversion members.
  • this scintillator plate in an image acquisition device that collects and captures the scintillation light emitted from both sides of the scintillator plate, it is possible to efficiently produce high-energy radiation images and low-energy radiation images. Can be separated.
  • the present invention by enabling observation of the scintillation light emitted from the radiation incident surface and the back surface thereof, it is possible to acquire a radiation detection image with high energy separability.
  • FIG. 1 is a front view showing a schematic configuration of a scintillator plate 1 according to a preferred embodiment of the present invention. It is a schematic block diagram of the radiographic image acquisition apparatus 11 which uses the scintillator plate 1 of FIG. It is a front view which shows the example of arrangement
  • FIG. 1 is a front view showing a schematic configuration of a scintillator plate 1 according to a preferred embodiment of the present invention.
  • the scintillator plate 1 is a member that converts radiation such as X-rays transmitted through an object into scintillation light, and two scintillator plates 1 are in contact with both surfaces of a planar partition plate (partition member) 2.
  • the flat scintillators 3 and 4 are arranged.
  • the scintillators 3 and 4 are wavelength conversion members that generate scintillation light according to the incidence of radiation, the material of which is selected according to the energy band of the radiation to be detected, and the thickness of which is detected within a range of several ⁇ m to several mm. It is set to an appropriate value depending on the energy band.
  • the materials of the scintillators 3 and 4 include Gd 2 O 2 S: Tb, Gd 2 O 2 S: Pr, CsI: Tl, CdWO 4 , CaWO 4 , Gd 2 SiO 5 : Ce, Lu 0.4 Gd 1.6 SiO 5 Bi 4 Ge 3 O 12 , Lu 2 SiO 5 : Ce, Y 2 SiO 5 , YAlO 3 : Ce, Y 2 O 2 S: Tb, YTaO 4 : Tm, and the like are used.
  • the two scintillators 3 and 4 may be made of the same material or different materials. When formed from different materials, the conversion efficiency with respect to the wavelength of the radiation is set to be different.
  • the material of the scintillators 3 and 4 includes a combination of Gd 2 O 2 S: Tb and CsI: Tl, Gd 2 O 2 S: Tb and CdWO 4, or CsI: Tl and CdWO 4 .
  • the two scintillators 3 and 4 may be formed to have the same thickness or different thicknesses. By forming the different thicknesses, the sensitivity to the radiation transmitted through the two scintillators 3 and 4 and the response characteristic to the wavelength can be relatively adjusted.
  • the thickness of the scintillator 3 can be set to several ⁇ m to 300 ⁇ m, and the thickness of the scintillator 4 can be set to be thicker than the scintillator 3 in the range of 150 ⁇ m to several mm.
  • the partition plate 2 is a planar member having a thickness of 0.5 ⁇ m to 5 mm for supporting the scintillators 3 and 4 formed with two planes 2a and 2b in contact with the two scintillators 3 and 4, respectively. It has the property of transmitting the target radiation and blocking the scintillation light generated by the scintillators 3 and 4.
  • Examples of the partition plate 2 include a carbon plate member, a glass plate member such as FOP (Fiber Optic Plate), an aluminum plate, a beryllium plate, a metal plate member such as titanium, gold, silver, and iron, or a plastic plate. A resin plate member such as is used.
  • the scintillator plate 1 having the above-described configuration is produced by joining the plate members on which the scintillators 3 and 4 are respectively arranged to the surface opposite to the scintillators 3 and 4. In this case, the scintillator plate can be created relatively easily. Further, the scintillator plate 1 may be manufactured by disposing the scintillators 3 and 4 on both surfaces of the partition plate 2 having a single layer structure.
  • FIG. 2 is a schematic configuration diagram of the radiation image acquisition apparatus 11 using the scintillator plate 1.
  • the radiation image acquisition apparatus 11 includes a radiation source 12 that emits radiation such as white X-rays toward the object A, and incidence of radiation that has been emitted from the radiation source 12 and transmitted through the object A.
  • a scintillator plate 1 that generates scintillation light in response to the light, a surface observation photodetector 13 that collects and images the scintillation light emitted from the detection surface 1a on the radiation incident side of the scintillator plate 1, and a detection surface 1a And a back surface observation photodetector 14 that collects and images the scintillation light emitted from the detection surface 1b that is the opposite surface.
  • the scintillator plate 1 is arranged with the detection surface 1 a of the scintillator 3 facing the object A.
  • the scintillator plate 1 has the surface 1a opposite to the partition plate 2 of the scintillator 3 facing the surface observation photodetector 13, and the surface 1b opposite to the partition plate 2 of the scintillator 4 is the back observation photodetector.
  • 14 is arranged so as to face 14.
  • the radiation source 12, the scintillator plate 1, the front surface observation photodetector 13, and the back surface observation photodetector 14 are housed in a housing (not shown) and fixed in the housing.
  • the surface observation photodetector 13 compares the object A by imaging the scintillation light emitted from the scintillator plate 1 from the detection surface 1a side of the scintillator plate 1. This is an indirect conversion type imaging means for acquiring a low-energy radiation transmission image.
  • the surface detector 13 includes a condensing lens unit 13a that condenses the scintillation light emitted from the detection surface 1a of the scintillator plate 1, an imaging unit 13b that images the scintillation light collected by the condensing lens unit 13a, Is a lens coupling type detector.
  • the condensing lens part 13a condenses the scintillation light of the visual field 15 including the predetermined range on the detection surface 1a.
  • a CMOS sensor or a CCD sensor is used as the imaging unit 13b.
  • the back surface observation light detector 14 compares the object A by imaging the scintillation light emitted from the scintillator plate 1 from the detection surface 1b side of the scintillator plate 1. This is an indirect conversion imaging means for acquiring a high-energy radiation transmission image.
  • the back detector 14 includes a condensing lens unit 14a that condenses the scintillation light emitted from the detection surface 1b of the scintillator plate 1, an imaging unit 14b that images the scintillation light collected by the condensing lens unit 14a, This is a lens coupling type detector having the same structure as the surface detector 13 described above.
  • the condensing lens part 14a condenses the scintillation light of the visual field 16 including the predetermined range on the detection surface 1b.
  • the radiological image acquisition device 11 inputs a timing control unit 17 that controls imaging timing in the front surface detector 13 and the back surface detector 14 and an image signal output from the front surface detector 13 and the back surface detector 14.
  • An image processing device 18 that executes predetermined processing such as image processing based on each image signal, and a display device 19 that receives the image signal output from the image processing device 18 and displays a radiation image are provided.
  • the image processing include a difference image between an input relatively low energy image and a relatively high energy image, and an inter-image calculation for creating an added image.
  • the timing control unit 17 and the image processing device 18 include a CPU (Central Processing Unit), a ROM (Read Only Memory), and a RAM (Random Access Memory) and a computer having an input / output interface and the like.
  • a known display is used as the display device 19.
  • the timing control unit 17 and the image processing device 18 may be configured as a program executed by a single computer or may be configured as a unit provided individually.
  • the radiation source 12 is arranged so that the optical axis X of the radiation forms a predetermined angle ⁇ (0 ° ⁇ ⁇ 90 °) with respect to the normal B of the detection surface 1a of the scintillator plate 1. That is, the radiation source 12 faces the object A and the detection surface 1a, and is disposed at a position deviating from the normal B of the detection surface 1a.
  • the normal B is a straight line extending perpendicularly to the detection surface 1a from a certain point on the detection surface 1a.
  • the surface detector 13 is disposed so that the optical axis of the built-in condenser lens portion 13a is orthogonal to the detection surface 1a so that the scintillation light emitted from the detection surface 1a of the scintillator plate 1 can be imaged.
  • the optical axis of the condensing lens portion 13a coincides with the normal B of the detection surface 1a. That is, the surface detector 13 faces the detection surface 1a and is disposed on the normal B of the detection surface 1a.
  • the condensing lens unit 13a condenses the scintillation light emitted from the detection surface 1a in the normal B direction toward the imaging unit 13b.
  • the surface detector 13 is arranged off the optical axis X of the radiation source 12. That is, the surface detector 13 is arranged so as to be separated from the radiation emission region (region where the radiation bundle 20 exists) from the radiation source 12. As a result, exposure of the surface detector 13 due to radiation from the radiation source 12 is prevented, and generation of noise due to generation of a direct conversion signal of radiation within the surface detector 13 is prevented.
  • the back detector 14 is arranged so that the optical axis of the built-in condenser lens portion 14a is orthogonal to the detection surface 1b so that the scintillation light emitted from the detection surface 1b of the scintillator plate 1 can be imaged.
  • the optical axis of the condensing lens portion 14a coincides with the normal C of the detection surface 1b. That is, the back surface detector 14 faces the detection surface 1b and is disposed on the normal line C of the detection surface 1b.
  • the normal C is a straight line extending perpendicularly to the detection surface 1b from a certain point on the detection surface 1b. In the radiological image acquisition apparatus 11, the normal line C matches the normal line B.
  • the condensing lens part 14a condenses the scintillation light emitted in the normal C direction from the detection surface 1b toward the imaging part 14b.
  • the scintillator 3 that converts the radiation in the relatively low energy band facing the object A is preferably thicker than the scintillator 4 that converts the radiation in the relatively high energy band.
  • radiation in the low energy band is easily cut by the scintillator 3, and radiation in the high energy band is easily converted into scintillation light on the detection surface 1 b side of the scintillator 4, and thus is acquired by the front surface detector 13 and the back surface detector 14.
  • the energy separation of the radiation image to be performed is further improved.
  • the scintillator 3 when the energy of the radiation source 12 is low as a whole, the scintillator 3 is thinned to increase the conversion efficiency of lower energy and increase the transmittance of high energy radiation. The conversion efficiency can be increased and the energy separation performance can be improved.
  • the energy of the radiation source 12 is generally high, by increasing the thickness of the scintillator 3, the scintillator 3 can easily convert low energy energy to medium energy, and the low energy band. It is possible to improve the energy separation performance by changing the ratio of cutting the radiation so that the scintillator 4 easily converts the radiation in the high energy band.
  • Control by the timing control unit 17 is performed so that imaging by the front surface detector 13 and the back surface detector 14 is simultaneously performed during such X-ray irradiation.
  • dual imaging is performed on both the front and back surfaces of the radiographic image of the object A.
  • a radiation image in a relatively low energy band is acquired by the front surface detector 13, and a radiation image in a relatively high energy band is acquired by the back surface detector 14.
  • radiation images in different energy bands are acquired, and dual energy imaging is realized.
  • the front surface detector 13 detects a fluorescent image on the detection surface 1a side.
  • the detection of the fluorescence image on the detection surface 1a side has features such that there is little blurring of fluorescence and the luminance of fluorescence is high. This is because in the surface observation, the influence of blur generated inside the scintillator plate 1 is small, and the influence of diffusion and self-absorption within the scintillator plate 1 is small.
  • the back surface detector 14 advances the scintillator plate 1 in the thickness direction and detects a fluorescent image appearing on the detection surface 1b side.
  • image signals corresponding to the radiation images on both the front and back surfaces are output to the image processing device 18 by the front surface detector 13 and the back surface detector 14 respectively.
  • the image processing device 18 executes a predetermined process based on the input image signal, and performs image processing.
  • the later image signal is output to the display device 19.
  • the display device 19 displays a radiographic image corresponding to the input image signal after image processing.
  • the radiation source 12 is disposed at a position shifted from the normal line B of the detection surface 1a, and the front surface detector 13 and the back surface detector 14 are disposed on the normal lines B and C, respectively. Therefore, since the shadow of the detector is not reflected in the radiation transmission image, the generation of the noise component is suppressed, and the attenuation of the radiation by the detector does not occur, so the decrease of the signal component is suppressed. Furthermore, exposure of the front detector 13 and the back detector 14 due to radiation is prevented, and generation of noise inside the front detector 13 is suppressed.
  • a low-energy image and a high-energy image can be simultaneously acquired with one shot, ensuring simultaneity, reducing the amount of exposure, shortening the imaging time, and eliminating pixel shift (misregistration).
  • the front detector 13 and the back detector 14 can acquire a radiation image without any tilt, and the calculation between the images on the detection surface 1a side and the detection surface 1b side becomes easy.
  • the positional relationship among the radiation source 12, the front surface detector 13, and the back surface detector 14 may be changed as follows.
  • the radiation source 12 is disposed so as to face the object A and the detection surface 1 a on the normal line of the detection surface 1 a
  • the surface detector 13 includes a condensing lens.
  • the optical axis B of the part 13a makes a predetermined angle ⁇ 1 (0 degree ⁇ 1 ⁇ 90 degrees) with respect to the normal line of the detection surface 1a, that is, faces the detection surface 1a and the method of the detection surface 1a You may arrange
  • the back surface detector 14 has a predetermined angle ⁇ 2 with respect to the normal of the optical axis C of the condensing lens portion 14a to the normal of the detection surface 1b. (0 degree ⁇ 2 ⁇ 90 degrees), that is, may be arranged so as to face the detection surface 1b and deviate from the normal line of the detection surface 1b. In this case, exposure of the back surface detector 14 due to radiation is also prevented, and generation of noise inside the back surface detector 14 is suppressed.
  • the front detector 13 and the rear detector 14 can acquire the same radiographic image, and the calculation between the images on the detection surface 1a side and the detection surface 1b side becomes easy. In order to make the calculation between images easier, it is desirable to make the angle ⁇ 1 and the angle ⁇ 2 the same.
  • FIG. 5 is a schematic configuration diagram of another radiological image acquisition apparatus 31 using the scintillator plate 1.
  • the radiological image acquisition apparatus 31 shown in the figure can acquire a low energy image and a high energy image with a single detector, and the detection surface 1a is substantially perpendicular to the radiation direction of the radiation source 12 and the radiation source 12.
  • the scintillator plate 1 arranged so that the light is converted by the scintillator plate 1, the light detector 34 that images the light converted by the scintillator plate 1, and the light converted by the scintillator plate 1 is directed toward the light detector 34 as a radiation transmission image.
  • An optical system 35 that emits light.
  • the photodetector 34 is an indirect conversion type detector having a condenser lens portion 34a and an imaging portion 34b.
  • the optical system 35 includes five mirrors 36a, 36b, 37a, 37b, and 38 as optical members that control the optical path of the scintillation light emitted from the scintillator plate 1, and a rotation drive mechanism 39 that rotates the mirror 38. ing.
  • Mirrors 36a, 36b of the optical system 35 is disposed on the detection surface 1a side of the scintillator plate 1, the scintillation light L 1 emitted from the detection surface 1a, along the extension direction of the detection surface 1a from the scintillator plate 1 Then, the light is guided toward the mirror 38 arranged at a position far away.
  • the mirrors 37 a and 37 b in the optical system 35 are arranged on the detection surface 1 b side of the scintillator plate 1 and guide the scintillation light L 2 emitted from the detection surface 1 b toward the mirror 38.
  • the mirror 38 of the optical system 35 is arranged so that the normal line of the reflecting surface 38a is substantially parallel to a plane including the optical paths of the scintillation lights L 1 and L 2 .
  • the mirror 38 is supported by a rotation drive mechanism 39 incorporating a motor so as to be rotatable about an axis substantially perpendicular to a plane including the optical paths of the scintillation lights L 1 and L 2 .
  • the scintillation lights L 1 and L 2 are selected toward the photodetector 34 arranged further away from the mirror 38 along the extending direction of the detection surface 1a. Light is guided. That is, to rotate the mirror 38 to direct the reflection surfaces 38a to the mirror 36b side by the rotation drive mechanism 39 (solid line in FIG. 1), scintillation light L 1 is toward the condenser lens portion 34a of the photodetector 34 reflected Is done. On the other hand, to rotate the mirror 38 to direct the reflection surfaces 38a to the mirror 37b side by the rotation drive mechanism 39 (the two-dot chain line in FIG. 1), a condenser lens 34a of the scintillation light L 2 is light detector 34 Reflected towards.
  • the radiological image acquisition device 31 controls the rotation control unit 41 that controls the rotation of the rotation drive mechanism 39, the timing of selection of the scintillation lights L 1 and L 2 by the mirror 38, and the timing of imaging of the photodetector 34.
  • a timing control unit 42 for processing the image signal output from the light detector 34.
  • the rotation control unit 41 sends a control signal to the rotation drive mechanism 39 in accordance with an instruction signal from the timing control unit 42 to control the rotation angle of the mirror 38.
  • the timing control unit 42 sends an instruction signal to the rotation control unit 41 to switch the rotation angle of the mirror 38 so that the scintillation light L 1 is reflected by the photodetector 34, and at the same time, 38 switch in synchronization with the of sending an instruction signal to image scintillation light L 1. Further, the timing controller 42 sends an instruction signal to the rotation controller 41 to switch the rotation angle of the mirror 38 so as to reflect the scintillation light L 2 to the photodetector 34, and at the same time, to the photodetector 34. , in synchronization with the switching of the mirror 38 sends an instruction signal to image scintillation light L 2.
  • the image processing device 18 acquires two image signals obtained as a result of imaging the scintillation lights L 1 and L 2 from the light detector 34, and processes the two image signals, thereby transmitting radiation regarding the object A. Image data is generated.
  • the scintillation lights L 1 and L 2 emitted from both surfaces of the scintillator plate 1 are guided to the photodetector 34 via the optical system 35. It becomes possible to move the photodetector 34 away from the emission region. Thereby, the shadow of the detector is not reflected in the radiation projection image of the object A, and the attenuation of the low energy component of the radiation by the detector is also eliminated. In addition, there is little occurrence of direct conversion noise due to radiation incident on the detector itself. In addition, since one detector can acquire a low-energy component radiation transmission image and a high-energy component radiation transmission image, the apparatus can be easily downsized.
  • two flat scintillators 3 and 4 that convert radiation into scintillation light are arranged with a planar partition plate 2 that transmits the radiation interposed therebetween, so that the radiation that has passed through the object A Is converted into scintillation light by one scintillator 3, and after passing through the scintillator 3 and the partition plate 2, is converted into scintillation light by the other scintillator 4.
  • the respective scintillation lights generated in the two scintillators 3 and 4 are likely to be emitted from the opposite surfaces 1 a and 1 b with respect to the partition plate 2 of the two scintillators 3 and 4. .
  • the scintillator plate 1 is used in the radiological image acquisition devices 11 and 31 that collect and image the scintillation light emitted from both surfaces 1a and 1b of the scintillator plate 1 to obtain a high-energy band radiographic image and It is possible to efficiently classify low-energy band radiation images.
  • the partition plate 2 has a light shielding property against the scintillation light, the scintillation light generated in one of the scintillators 3 and 4 is reliably prevented from entering the other of the scintillators 3 and 4. It is possible to improve the energy separability of the radiographic image.
  • the energy separability of the radiographic image can be further improved. Furthermore, since the thickness of the scintillator 3 and the thickness of the scintillator 4 are configured to be different, the detection sensitivities of radiation images in different energy bands can be adjusted to each other, and image processing such as level correction is simplified. .
  • reflection surfaces 102 a and 102 b that reflect scintillation light generated by the scintillators 3 and 4 are formed on both surfaces or one surface of the partition plate 102. Also good. Such reflective surfaces 102a and 102b are formed by depositing aluminum on both surfaces or one surface of the partition plate 102, bonding a thin film of aluminum, or coating metal particles that transmit radiation with a thickness of 0.1 ⁇ m or less, It is formed by applying a white paint.
  • the partition plate 102 itself may be made of a metal plate such as an aluminum plate, and the reflecting surfaces 102a and 102b may be formed by mirror-polishing both or one side.
  • the reflective surfaces 102a and 102b may be arranged on both surfaces or one surface of the partition plate 102 by joining the scintillators 3 and 4 to the partition plate 102. Good. With such a configuration, it is possible to reliably prevent the scintillation light generated in one of the scintillators 3 and 4 from entering the other scintillator 3 and 4, and scintillation light from the radiation image acquisition devices 11 and 31. Can be efficiently detected. Thereby, a high-contrast radiation image can be acquired while improving the energy separability of the radiation image.
  • the partition plate 2 of the scintillator plate is not limited to the one having a light shielding property with respect to the scintillation light generated by the scintillators 3 and 4, and has a filter function for shielding a part of the wavelength range of the scintillation light. It may be allowed. Even with such a configuration, it is possible to efficiently separate a high-energy band radiation image and a low-energy band radiation image within a desired range.
  • the partition plate 2 is not limited to what transmits all the energy components of the incident radiation, and may have a property of shielding radiation in a low energy region. In this case, the scintillator 4 on the back surface side can reduce the incidence of scintillation light generated by radiation in the low energy region, so that energy separability can be further improved.
  • the partition member has a light shielding property against the scintillation light. If such a partition member is provided, it is possible to reliably prevent the scintillation light generated in one wavelength conversion member from entering the other wavelength conversion member, and to improve the energy separation of the radiographic image.
  • the partition member is formed with a reflection surface that reflects the scintillation light.
  • the first wavelength conversion member and the second wavelength conversion member are formed of different materials.
  • the energy separability of the radiographic image can be further improved by using a wavelength conversion member that is highly sensitive to radiation in different energy bands.
  • the first wavelength conversion member and the second wavelength conversion member have different thicknesses.
  • the present invention uses a scintillator plate that converts radiation transmitted through an object into scintillation light, and enables observation of scintillation light emitted from the incident surface of the radiation and its back surface, thereby providing high energy separation. It is possible to acquire a radiation detection image.

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Abstract

　このシンチレータプレート１は、対象物Ａを透過した放射線の入射に応じてシンチレーション光を放射させる平板状の部材であり、シンチレーション光を集光して撮像する画像取得装置に用いられるシンチレータプレートにおいて、放射線を透過する平面状の仕切板２と、仕切板２の一方の面２ａ上に配置され、放射線をシンチレーション光に変換する平板状のシンチレータ３と、仕切板２の他方の面２ｂ上に配置され、放射線をシンチレーション光に変換する平板状のシンチレータ４とを備える。

Description

シンチレータプレート
　本発明は、対象物を透過した放射線をシンチレーション光に変換するシンチレータプレートに関する。
　従来から、Ｘ線画像の検出技術に関しては、検出器に入射する放射線により生じた電荷を検出することにより、放射線を直接検出する方式である直接変換方式と、放射線をシンチレータ材料などの放射線変換部材を用いて光に変換してから検出器で検出する方式である間接変換方式が知られている。このような間接変換方式を採用した装置に用いられるシンチレータとしては、基板上に蛍光体層が形成された蛍光体パネルを備えるシンチレータプレートが開示されている（下記特許文献１参照）。
特開２００７－１３９６０４号公報
　しかしながら、上述したような従来のシンチレータプレートでは、蛍光体層の片面側に基板が存在するため、放射線の入射面およびその裏面の両面から出射されるシンチレーション光を観察することは困難であった。すなわち、比較的高エネルギー帯の放射線によって蛍光体層の裏面側で発生するシンチレーション光を観察することは難しい。また、仮にシンチレータプレートの裏面側から出射されるシンチレーション光が観察できたとしても、シンチレータプレートの入射面側で発生したシンチレーション光もシンチレータプレートを透過して裏面側から出射される。従って、比較的低エネルギー帯の放射線によって蛍光体層の入射面側で発生するシンチレーション光と、比較的高エネルギー帯の放射線によって蛍光体層の裏面側で発生するシンチレーション光とを分けて観察することはできず、観察する放射線のエネルギー分別性が高くない傾向にあった。
　そこで、本発明は、かかる課題に鑑みて為されたものであり、放射線の入射面およびその裏面から出射されるシンチレーション光の観察を可能にすることにより、エネルギー分別性の高い放射線検出画像を取得させることが可能なシンチレータプレートを提供することを目的とする。
　上記課題を解決するため、本発明の一側面にかかるシンチレータプレートは、対象物を透過した放射線の入射に応じてシンチレーション光を放射させる平板状の部材であり、シンチレーション光を集光して撮像する画像取得装置に用いられるシンチレータプレートにおいて、放射線を透過する平面状の仕切部材と、仕切部材の一方の面上に配置され、放射線をシンチレーション光に変換する平板状の第１の波長変換部材と、仕切部材の他方の面上に配置され、放射線をシンチレーション光に変換する平板状の第２の波長変換部材と、を備える。
　このようなシンチレータプレートによれば、放射線をシンチレーション光に変換する２つの平板状の波長変換部材が、放射線を透過する平面状の仕切部材を挟んで配置されているので、対象物を透過した放射線が、一方の波長変換部材によってシンチレーション光に変換されるとともに、その波長変換部材および仕切部材を透過した後に他方の波長変換部材によってシンチレーション光に変換される。このとき、仕切部材の存在によって、２つの波長変換部材において発生したそれぞれのシンチレーション光が、２つの波長変換部材の仕切部材に対して反対側の面から出射されやすくなる。その結果、このシンチレータプレートを、シンチレータプレートの両面から出射されたシンチレーション光を集光して撮像する画像取得装置に使用することにより、高エネルギー帯の放射線画像と低エネルギー帯の放射線画像を効率良く分別することができる。
　本発明によれば、放射線の入射面およびその裏面から出射されるシンチレーション光の観察を可能にすることにより、エネルギー分別性の高い放射線検出画像を取得させることができる。
本発明の好適な一実施形態に係るシンチレータプレート１の概略構成を示す正面図である。 図１のシンチレータプレート１を使用した放射線画像取得装置１１の概略構成図である。 図２の放射線画像取得装置１１における放射線源１２及び検出器１３，１４の配置例を示す正面図である。 図２の放射線画像取得装置１１における放射線源１２及び検出器１３，１４の配置例を示す正面図である。 図１のシンチレータプレート１を使用した別の放射線画像取得装置３１の概略構成図である。 本発明の変形例に係るシンチレータプレートの正面図である。
　以下、図面を参照しつつ本発明に係るシンチレータプレートの好適な実施形態について詳細に説明する。なお、図面の説明においては同一又は相当部分には同一符号を付し、重複する説明を省略する。また、各図面は説明用のために作成されたものであり、説明の対象部位を特に強調するように描かれている。そのため、図面における各部材の寸法比率は、必ずしも実際のものとは一致しない。
　図１は、本発明の好適な一実施形態に係るシンチレータプレート１の概略構成を示す正面図である。同図に示すように、シンチレータプレート１は、対象物を透過したＸ線等の放射線をシンチレーション光に変換する部材であり、平面状の仕切板（仕切部材）２の両面に接するように２枚の平板状のシンチレータ３，４が配置されて構成されている。
　シンチレータ３，４は、放射線の入射に応じてシンチレーション光を生成する波長変換部材であり、その材料は検出する放射線のエネルギー帯によって選択され、その厚さも数μｍ～数ｍｍの範囲で検出する放射線のエネルギー帯によって適切な値に設定されている。例えば、シンチレータ３，４の材料としては、Gd2O2S:Tb、Gd2O2S:Pr、CsI:Tl、CdWO4、CaWO4、Gd2SiO5:Ce、Lu0.4Gd1.6SiO5、Bi4Ge3O12、Lu2SiO5:Ce、Y2SiO5、YAlO3:Ce、Y2O2S:Tb、YTaO4:Tm等が用いられる。
　この２つのシンチレータ３，４は同じ材料で形成されてもよいし、異なる材料で形成されてもよい。異なる材料で形成した場合は、放射線の波長に対する変換効率が異なるように設定される。例えば、シンチレータ３，４の材料としては、Gd2O2S:TbとCsI:Tl、Gd2O2S:TbとCdWO4、あるいはCsI:TlとCdWO4などの組み合わせが挙げられる。また、２つのシンチレータ３，４は同じ厚さに形成されてもよいし、異なる厚さに形成されてもよい。厚さが異なるように形成することで、２つのシンチレータ３，４を透過する放射線に対する感度や波長に対する応答特性を相対的に調整することができる。例えば、シンチレータ３の厚さを数μm～300μmに設定し、シンチレータ４の厚さを150μm～数mmの範囲でシンチレータ３よりも厚くなるように設定することができる。
　仕切板２は、２つのシンチレータ３，４のそれぞれに接する２つの平面２ａ，２ｂが形成されたシンチレータ３，４を支持するための厚さが0.5μm～5mmの平面状の部材であり、検出対象の放射線を透過し、かつシンチレータ３，４によって生成されるシンチレーション光を遮光する性質を有する。この仕切板２としては、例えば、カーボン板、ＦＯＰ（Fiber Optic Plate）等のガラス製の板部材、アルミニウム板、ベリリウム板の他にチタン、金、銀、鉄等の金属板部材、又はプラスチック板等の樹脂製板部材が使用される。
　上記構成のシンチレータプレート１は、シンチレータ３，４がそれぞれ配置された板部材をシンチレータ３，４と反対側の面を接合することによって作製される。この場合、比較的容易にシンチレータプレートを作成できる。また、シンチレータプレート１は、一層構造の仕切板２の両面のそれぞれにシンチレータ３，４を配置することによって作製されてもよい。
　次に、本実施形態のシンチレータプレート１を使用して、半導体デバイス等の電子部品や食料品等といった対象物Ａの放射線画像を取得する放射線画像取得装置の構成について説明する。
　図２は、シンチレータプレート１を使用した放射線画像取得装置１１の概略構成図である。同図に示すように、放射線画像取得装置１１は、対象物Ａに向けて白色Ｘ線等の放射線を出射する放射線源１２と、放射線源１２から出射されて対象物Ａを透過した放射線の入射に応じてシンチレーション光を発生させるシンチレータプレート１と、シンチレータプレート１の放射線の入射側の検出面１ａから出射されるシンチレーション光を集光して撮像する表面観察用光検出器１３と、検出面１ａとは反対側の面である検出面１ｂから出射されるシンチレーション光を集光して撮像する裏面観察用光検出器１４と、を備えている。ここで、シンチレータプレート１は、シンチレータ３の検出面１ａを対象物Ａに向けた状態で配置される。すなわち、シンチレータプレート１は、シンチレータ３の仕切板２と反対側の面１ａを表面観察用光検出器１３に対向させ、シンチレータ４の仕切板２と反対側の面１ｂを裏面観察用光検出器１４に対向させるように配置されている。これらの放射線源１２、シンチレータプレート１、表面観察用光検出器１３、及び裏面観察用光検出器１４は、図示しない筐体に収容され、筐体内で固定される。
　表面観察用光検出器１３（以下、「表面検出器１３」と称する）は、シンチレータプレート１から出射されたシンチレーション光をシンチレータプレート１の検出面１ａ側から撮像することにより、対象物Ａの比較的低エネルギーの放射線透過像を取得する間接変換方式の撮像手段である。表面検出器１３は、シンチレータプレート１の検出面１ａから出射されるシンチレーション光を集光する集光レンズ部１３ａと、集光レンズ部１３ａにより集光されたシンチレーション光を撮像する撮像部１３ｂと、を有するレンズカップリング型の検出器である。集光レンズ部１３ａは、検出面１ａ上の所定範囲を含む視野１５のシンチレーション光を集光する。撮像部１３ｂとしては、例えばＣＭＯＳセンサ、ＣＣＤセンサ等が用いられる。
　裏面観察用光検出器１４（以下、「裏面検出器１４」と称する）は、シンチレータプレート１から出射されたシンチレーション光をシンチレータプレート１の検出面１ｂ側から撮像することにより、対象物Ａの比較的高エネルギーの放射線透過像を取得する間接変換方式の撮像手段である。裏面検出器１４は、シンチレータプレート１の検出面１ｂから出射されるシンチレーション光を集光する集光レンズ部１４ａと、集光レンズ部１４ａにより集光されたシンチレーション光を撮像する撮像部１４ｂと、を有するレンズカップリング型の検出器であり、上記の表面検出器１３と同様の構成を有している。集光レンズ部１４ａは、検出面１ｂ上の所定範囲を含む視野１６のシンチレーション光を集光する。
　さらに、放射線画像取得装置１１は、表面検出器１３および裏面検出器１４における撮像タイミングを制御するタイミング制御部１７と、表面検出器１３および裏面検出器１４から出力された画像信号を入力し、入力した各画像信号に基づいて画像処理等の所定の処理を実行する画像処理装置１８と、画像処理装置１８から出力された画像信号を入力し、放射線画像を表示する表示装置１９とを備えている。ここで、画像処理としては、入力された比較的低エネルギーの画像と比較的高エネルギーの画像との差分画像や加算画像を作成する画像間演算などがあげられる。タイミング制御部１７および画像処理装置１８は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random
Access Memory）、及び入出力インターフェイス等を有するコンピュータから構成される。表示装置１９としては、公知のディスプレイが用いられる。なお、タイミング制御部１７および画像処理装置１８は、単一のコンピュータにより実行されるプログラムとして構成してもよいし、個別に設けられるユニットとして構成してもよい。
　ここで、放射線源１２は、放射線の光軸Ｘがシンチレータプレート１の検出面１ａの法線Ｂに対して所定の角度θ（０度＜θ＜９０度）をなすように配置されている。すなわち、放射線源１２は、対象物Ａおよび検出面１ａに対峙すると共に、検出面１ａの法線Ｂから外れた位置に配置されている。ここで、法線Ｂとは、検出面１ａ上のある点から検出面１ａに対して垂直に伸びる直線である。
　また、表面検出器１３は、シンチレータプレート１の検出面１ａから出射されたシンチレーション光を撮像可能なように、内蔵する集光レンズ部１３ａの光軸が検出面１ａに対して直交するように配置されている。ここで、集光レンズ部１３ａの光軸は、検出面１ａの法線Ｂに一致している。すなわち、表面検出器１３は、検出面１ａに対峙すると共に、検出面１ａの法線Ｂ上に配置されている。この集光レンズ部１３ａは、検出面１ａから法線Ｂ方向に出射されたシンチレーション光を撮像部１３ｂに向けて集光する。
　上記のようにして、表面検出器１３は、放射線源１２の光軸Ｘ上から外して配置されている。すなわち、表面検出器１３は、放射線源１２からの放射線の出射領域（放射線束２０が存在する領域）から離れるように配置されている。これにより、放射線源１２からの放射線による表面検出器１３の被曝が防止され、表面検出器１３の内部で放射線の直接変換信号が生じてノイズが発生することが防止されている。
　さらに、裏面検出器１４は、シンチレータプレート１の検出面１ｂから出射されたシンチレーション光を撮像可能なように、内蔵する集光レンズ部１４ａの光軸が検出面１ｂに対して直交するように配置されている。ここで、集光レンズ部１４ａの光軸は、検出面１ｂの法線Ｃに一致している。すなわち、裏面検出器１４は、検出面１ｂに対峙すると共に、検出面１ｂの法線Ｃ上に配置されている。ここで、法線Ｃとは、検出面１ｂ上のある点から検出面１ｂに対して垂直に伸びる直線である。放射線画像取得装置１１では、法線Ｃは、法線Ｂに一致している。集光レンズ部１４ａは、検出面１ｂから法線Ｃ方向に出射されたシンチレーション光を撮像部１４ｂに向けて集光する。
　続いて、上記の構成を有する放射線画像取得装置１１の動作について説明する。まず、放射線源１２から対象物に向けてＸ線が照射されると、検出面１ａから放射されるシンチレーション光は、入射した放射線のうちの主に低エネルギー成分から変換されたものとなる。その一方で、検出面１ｂから放射されるシンチレーション光は、入射した放射線のうちの主に高エネルギー成分から変換されたものとなる。これは、低エネルギー帯の放射線はシンチレータプレート１のシンチレータ３の内部の検出面１ａ側でシンチレーション光に変換されやすいのに対して、高エネルギー帯の放射線は、シンチレータプレート１のシンチレータ３及び仕切板２を透過してシンチレータ４の内部の検出面１ｂ寄りでシンチレーション光に変換されやすいためである。ここで、対象物Ａと対面する比較的低エネルギー帯の放射線を変換するシンチレータ３は、比較的高エネルギー帯の放射線を変換するシンチレータ４より厚いほうがよい。この場合、シンチレータ３により低エネルギー帯の放射線をカットしやすく、シンチレータ４の検出面１ｂ側でより高エネルギー帯の放射線がシンチレーション光に変換されやすいので、表面検出器１３および裏面検出器１４で取得される放射線画像のエネルギー分別がより向上する。また、放射線源１２のエネルギーが全体的に低い場合には、シンチレータ３の厚さを薄くすることにより、より低いエネルギーの変換効率を高めるとともに、高いエネルギーの放射線の透過率を高くし、シンチレータ４における変換効率を高くし、エネルギー分別性能を高めることができる。一方、放射線源１２のエネルギーが全体的に高い場合には、シンチレータ３の厚さを厚くすることにより、シンチレータ３において低いエネルギーから中程度のエネルギーの放射線を変換されやすくするとともに、低エネルギー帯の放射線をカットさせる割合を変化させ、シンチレータ４において高いエネルギー帯の放射線が変換されやすいようにし、エネルギー分別性能を向上させることができる。
　このようなＸ線の照射時に表面検出器１３および裏面検出器１４による撮像が同時に行われるよう、タイミング制御部１７による制御が行われる。タイミング制御部１７のタイミング制御により、対象物Ａの放射線画像の表裏両面におけるデュアル撮像が行われる。このデュアル撮像では、表面検出器１３によって比較的低いエネルギー帯の放射線画像が取得され、裏面検出器１４によって比較的高いエネルギー帯の放射線画像が取得される。これにより、異なるエネルギー帯の放射線画像を取得され、デュアルエナジー撮像が実現される。
　表面検出器１３および裏面検出器１４の機能に関し、換言すると、表面検出器１３によって、検出面１ａ側の蛍光像が検出される。検出面１ａ側の蛍光像の検出は、蛍光のボケが少なく、また、蛍光の輝度が高いといった特長を有する。これは、表面観察においては、シンチレータプレート１の内部で生じるボケの影響が少なく、また、シンチレータプレート１の内部における拡散や自己吸収の影響が少ないためである。一方、裏面検出器１４によって、シンチレータプレート１を厚み方向に進行して検出面１ｂ側に表れた蛍光像が検出される。
　次に、表面検出器１３および裏面検出器１４のそれぞれによって、表裏両面の放射線画像に対応する画像信号が画像処理装置１８に出力される。表面検出器１３および裏面検出器１４のそれぞれから出力された画像信号が画像処理装置１８に入力されると、画像処理装置１８によって、入力した画像信号に基づいて所定の処理が実行され、画像処理後の画像信号が表示装置１９に出力される。そして、画像処理装置１８から出力された画像処理後の画像信号が表示装置１９に入力されると、表示装置１９によって、入力した画像処理後の画像信号に応じた放射線画像が表示される。
　なお、放射線画像取得装置１１においては、放射線源１２が検出面１ａの法線Ｂからずれた位置に配置され、表面検出器１３および裏面検出器１４が、それぞれ、法線Ｂ，Ｃ上に配置されているので、放射線透過像に検出器の影が映り込まないため、ノイズ成分の発生が抑制されると共に、検出器による放射線の減衰も生じないため、信号成分の減少が抑制される。さらには、放射線による表面検出器１３及び裏面検出器１４の被曝が防止され、表面検出器１３の内部におけるノイズの発生が抑制される。その結果、ワンショットで低エネルギー画像と高エネルギー画像を同時に取得でき、同時性の確保、被爆量の低減、撮像時間の短縮及び画素ずれ（ミスレジストレーション）の解消が図られる。加えて、表面検出器１３および裏面検出器１４によっていずれもあおりがない放射線画像を取得することができ、検出面１ａ側および検出面１ｂ側の画像間における演算が容易になる。
　ここで、上述した放射線画像取得装置１１では、放射線源１２、表面検出器１３、及び裏面検出器１４の位置関係が以下のように変更されて構成されてもよい。
　具体的には、図３に示すように、放射線源１２が、検出面１ａの法線上で対象物Ａ及び検出面１ａに対峙するように配置され、かつ、表面検出器１３が、集光レンズ部１３ａの光軸Ｂが検出面１ａの法線に対して所定の角度θ１（０度＜θ１＜９０度）をなすように、すなわち、検出面１ａに対峙すると共に検出面１ａの法線から外れるように配置されていてもよい。この場合も、放射線透過像に検出器の影が映り込まないため、信号成分の減少が抑制される。さらには、放射線による表面検出器１３の被曝が防止され、表面検出器１３の内部におけるノイズの発生が抑制される。加えて、裏面検出器１４によってあおりがない放射線画像を取得することができ、表面検出器１３によって得られた放射線画像を、裏面検出器１４によって得られた放射線画像を基準画像としてあおり補正を行うことができ、検出面１ａ側および検出面１ｂ側の画像間における演算が容易になる。
　また、図４に示すように、図３に示した配置例に対して、裏面検出器１４を、集光レンズ部１４ａの光軸Ｃが検出面１ｂの法線に対して所定の角度θ２（０度＜θ２＜９０度）をなすように、すなわち、検出面１ｂに対峙すると共に検出面１ｂの法線から外れるように配置されていてもよい。この場合、放射線による裏面検出器１４の被曝も防止され、裏面検出器１４の内部におけるノイズの発生が抑制される。加えて、表面検出器１３及び裏面検出器１４によってあおりが同じ放射線画像を取得することができ、検出面１ａ側および検出面１ｂ側の画像間における演算が容易になる。なお、画像間演算をより容易にするためには、角度θ１と角度θ２を同じにすることが望ましい。
　また、図５は、シンチレータプレート１を使用した別の放射線画像取得装置３１の概略構成図である。同図に示す放射線画像取得装置３１は、１つの検出器によって低エネルギー画像と高エネルギー画像を取得できるものであり、放射線源１２と、放射線源１２の放射線の出射方向に検出面１ａが略垂直になるように配置されたシンチレータプレート１と、シンチレータプレート１によって変換された光を撮像する光検出器３４と、シンチレータプレート１によって変換された光を放射線透過像として光検出器３４に向けて導光する光学系３５とを備えている。この光検出器３４は、図２の検出器１３，１４と同様に、集光レンズ部３４ａと撮像部３４ｂとを有する間接変換方式の検出器である。
　光学系３５は、シンチレータプレート１から放射されたシンチレーション光の光路を制御する光学部材としての５つのミラー３６ａ，３６ｂ，３７ａ，３７ｂ，３８と、ミラー３８を回転させる回転駆動機構３９とによって構成されている。光学系３５のうちのミラー３６ａ，３６ｂは、シンチレータプレート１の検出面１ａ側に配置されて、検出面１ａから放射されたシンチレーション光Ｌ１を、シンチレータプレート１から検出面１ａの延長方向に沿って離れた位置に配置されたミラー３８に向けて導光する。光学系３５のうちのミラー３７ａ，３７ｂは、シンチレータプレート１の検出面１ｂ側に配置されて、検出面１ｂから放射されたシンチレーション光Ｌ２を、ミラー３８向けて導光する。光学系３５のうちのミラー３８は、その反射面３８ａの法線がシンチレーション光Ｌ１，Ｌ２の光路を含む平面に略平行となるように配置されている。また、ミラー３８は、モータを内蔵する回転駆動機構３９によって、シンチレーション光Ｌ１，Ｌ２の光路を含む平面に略垂直な軸を中心にして回転可能に支持されている。このような回転駆動機構３９によって支持されたミラー３８により、シンチレーション光Ｌ１，Ｌ２が、ミラー３８から検出面１ａの延長方向に沿ってさらに離れて配置された光検出器３４に向けて選択的に導光される。すなわち、回転駆動機構３９によって反射面３８ａをミラー３６ｂ側に向けるようにミラー３８を回転させる（図１の実線）と、シンチレーション光Ｌ１が光検出器３４の集光レンズ部３４ａに向けて反射される。その一方で、回転駆動機構３９によって反射面３８ａをミラー３７ｂ側に向けるようにミラー３８を回転させる（図１の二点鎖線）と、シンチレーション光Ｌ２が光検出器３４の集光レンズ部３４ａに向けて反射される。
　さらに、放射線画像取得装置３１は、回転駆動機構３９の回転を制御する回転制御部４１と、ミラー３８によるシンチレーション光Ｌ１，Ｌ２の選択のタイミングと光検出器３４の撮像のタイミングとを制御するタイミング制御部４２と、光検出器３４から出力された画像信号を処理する画像処理装置１８とを備えている。詳細には、回転制御部４１は、タイミング制御部４２からの指示信号に応じて回転駆動機構３９に制御信号を送出してミラー３８の回転角度を制御する。タイミング制御部４２は、シンチレーション光Ｌ１を光検出器３４に反射させるようにミラー３８の回転角度を切り替えるために回転制御部４１に指示信号を送出すると同時に、光検出器３４に対して、ミラー３８の切り替えと同期してシンチレーション光Ｌ１を撮像するように指示信号を送出する。さらに、タイミング制御部４２は、シンチレーション光Ｌ２を光検出器３４に反射させるようにミラー３８の回転角度を切り替えるために回転制御部４１に指示信号を送出すると同時に、光検出器３４に対して、ミラー３８の切り替えと同期してシンチレーション光Ｌ２を撮像するように指示信号を送出する。画像処理装置１８は、光検出器３４からシンチレーション光Ｌ１，Ｌ２を撮像した結果得られた２つの画像信号を取得し、それらの２つの画像信号を処理することによって対象物Ａに関する放射線透過像データを生成する。
　このような放射線画像取得装置３１によれば、シンチレータプレート１の両面から放射されたシンチレーション光Ｌ１，Ｌ２は、光学系３５を経由して光検出器３４に導光されるので、放射線の出射領域から光検出器３４を離すことが可能になる。これにより、対象物Ａの放射線投影像に検出器の影が映り込むことなく、検出器による放射線の低エネルギー成分の減衰も無くなる。また、検出器自体に放射線が入射することによる直接変換ノイズの発生も少ない。また、１つの検出器によって低エネルギー成分の放射線透過像と高エネルギー成分の放射線透過像を取得することができるので、容易に装置の小型化を図ることができる。
　以上説明したシンチレータプレート１の作用効果について説明する。
　シンチレータプレート１においては、放射線をシンチレーション光に変換する２つの平板状のシンチレータ３，４が、放射線を透過する平面状の仕切板２を挟んで配置されているので、対象物Ａを透過した放射線が、一方のシンチレータ３によってシンチレーション光に変換されるとともに、そのシンチレータ３および仕切板２を透過した後に他方のシンチレータ４によってシンチレーション光に変換される。このとき、仕切板２の存在によって、２つのシンチレータ３，４において発生したそれぞれのシンチレーション光が、２つのシンチレータ３，４の仕切板２に対して反対側の面１ａ，１ｂから出射されやすくなる。その結果、このシンチレータプレート１を、シンチレータプレート１の両面１ａ，１ｂから出射されたシンチレーション光を集光して撮像する放射線画像取得装置１１，３１に使用することにより、高エネルギー帯の放射線画像と低エネルギー帯の放射線画像を効率良く分別することができる。
　また、仕切板２はシンチレーション光に対して遮光性を有するので、シンチレータ３，４のうちの一方において発生したシンチレーション光が、シンチレータ３，４のうちの他方に入射することを確実に防止することができ、放射線画像のエネルギー分別性を高めることができる。
　また、シンチレータ３及びシンチレータ４の材料として異なるエネルギー帯の放射線に感度の高い波長変換部材を使用することで、放射線画像のエネルギー分別性をより高めることができる。さらに、シンチレータ３の厚さとシンチレータ４の厚さとが異なるように構成されることで、異なるエネルギー帯の放射線画像の検出感度を互いに調整することができ、レベル補正等の画像処理が簡素化される。
　なお、本発明は、前述した実施形態に限定されるものではない。
　例えば、図６に示す本発明の変形例であるシンチレータプレート１０１のように、仕切板１０２の両面又は片面に、シンチレータ３，４によって発生するシンチレーション光を反射する反射面１０２ａ，１０２ｂが形成されてもよい。このような反射面１０２ａ，１０２ｂは、仕切板１０２の両面又は片面に、アルミニウムを蒸着したり、アルミニウムの薄膜を貼り合わせたり、放射線を透過する金属粒子を厚さ0.1μm以下でコーティングしたり、白色塗料を塗布したりすることによって形成される。また、仕切板１０２自体をアルミニウム板等の金属板で構成し、その両面又は片面を鏡面研磨することで反射面１０２ａ，１０２ｂを形成してもよい。さらに、シンチレータ３，４の表面に反射面１０２ａ，１０２ｂを形成した後に仕切板１０２にシンチレータ３，４を接合することによって、仕切板１０２の両面又は片面に反射面１０２ａ，１０２ｂを配置させてもよい。このような構成により、シンチレータ３，４のうち一方において発生したシンチレーション光が、他方のシンチレータ３，４へ入射することを確実に防止することができるとともに、放射線画像取得装置１１，３１によるシンチレーション光の効率的な検出が可能にされる。これにより、放射線画像のエネルギー分別性を高めつつ高コントラストの放射線画像を取得することができる。
　また、シンチレータプレートの仕切板２は、シンチレータ３，４で発生するシンチレーション光に対して遮光性を有するものには限定されず、シンチレーション光の一部の波長域を遮蔽するようなフィルタ機能を持たせてもよい。このような構成によっても、高エネルギー帯の放射線画像と低エネルギー帯の放射線画像を、所望の範囲で効率良く分別することができる。また、仕切板２は、入射する放射線の全てのエネルギー成分を透過するものには限定されず、低エネルギー領域の放射線を遮蔽するような性質を有していてもよい。この場合、裏面側のシンチレータ４にて、低エネルギー領域の放射線によって発生したシンチレーション光の入射を低減できるので、エネルギー分別性をさらに高めることができる。
　ここで、仕切部材は、シンチレーション光に対して遮光性を有する、ことが好ましい。かかる仕切部材を備えれば、一方の波長変換部材において発生したシンチレーション光の他方の波長変換部材への入射を確実に防止することができ、放射線画像のエネルギー分別性を高めることができる。
　また、仕切部材には、シンチレーション光を反射する反射面が形成されている、ことも好ましい。かかる構成を採れば、一方の波長変換部材において発生したシンチレーション光の他方の波長変換部材への入射を確実に防止することができるとともに、画像取得装置によるシンチレーション光の効率的な検出が可能にされる。これにより、放射線画像のエネルギー分別性を高めつつ高コントラストの放射線画像を取得することができる。
　さらに、第１の波長変換部材と第２の波長変換部材とは異なる材料で形成されている、ことも好ましい。この場合、異なるエネルギー帯の放射線に感度の高い波長変換部材を使用することで、放射線画像のエネルギー分別性をより高めることができる。
　またさらに、第１の波長変換部材と第２の波長変換部材とは厚さが異なる、ことも好ましい。かかる構成を採れば、異なるエネルギー帯の放射線画像の検出感度を互いに調整することができる。
　本発明は、対象物を透過した放射線をシンチレーション光に変換するシンチレータプレートを使用用途とし、放射線の入射面およびその裏面から出射されるシンチレーション光の観察を可能にすることにより、エネルギー分別性の高い放射線検出画像を取得させることを可能にするものである。
　１，１０１…シンチレータプレート、２，１０２…仕切板、２ａ，２ｂ…配置面、３，４…シンチレータ、１１，３１…放射線画像取得装置、１０２ａ，１０２ｂ…反射面、Ａ…対象物。

Claims (5)

  1. 　対象物を透過した前記放射線の入射に応じてシンチレーション光を放射させる平板状の部材であり、前記シンチレーション光を集光して撮像する画像取得装置に用いられるシンチレータプレートにおいて、
    　放射線を透過する平面状の仕切部材と、
    　前記仕切部材の一方の面上に配置され、前記放射線をシンチレーション光に変換する平板状の第１の波長変換部材と、
    　前記仕切部材の他方の面上に配置され、前記放射線をシンチレーション光に変換する平板状の第２の波長変換部材と、
    を備えることを特徴とするシンチレータプレート。
  2. 　前記仕切部材は、前記シンチレーション光に対して遮光性を有する、
    ことを特徴とする請求項１記載のシンチレータプレート。
  3. 　前記仕切部材には、前記シンチレーション光を反射する反射面が形成されている、
    ことを特徴とする請求項１又は２記載のシンチレータプレート。
  4. 　前記第１の波長変換部材と前記第２の波長変換部材とは異なる材料で形成されている、
    ことを特徴とする請求項１～３のいずれか１項に記載のシンチレータプレート。
  5. 　前記第１の波長変換部材と前記第２の波長変換部材とは厚さが異なる、
    ことを特徴とする請求項１～４のいずれか１項に記載のシンチレータプレート。
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Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5792472B2 (ja) 2011-01-25 2015-10-14 浜松ホトニクス株式会社 放射線画像取得装置
JP5944254B2 (ja) 2012-07-20 2016-07-05 浜松ホトニクス株式会社 放射線画像取得装置
JP5706387B2 (ja) * 2012-10-17 2015-04-22 浜松ホトニクス株式会社 シンチレータプレート及び画像取得装置
JP2017018527A (ja) * 2015-07-15 2017-01-26 コニカミノルタ株式会社 放射線検出器、および、放射線撮像システム
EP3358375B1 (en) 2015-09-30 2023-09-13 Hamamatsu Photonics K.K. Radiographic image acquisition system and radiographic image acquisition method
JP7057084B2 (ja) * 2017-09-14 2022-04-19 キヤノン株式会社 放射線検出器および放射線検出システム
EP3835829A1 (en) * 2019-12-09 2021-06-16 Koninklijke Philips N.V. X-ray detector
WO2022238488A1 (de) * 2021-05-11 2022-11-17 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Verfahren und vorrichtung zur erzeugung von mehrenergie-röntgenaufnahmen

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6195299A (ja) * 1984-10-16 1986-05-14 富士写真フイルム株式会社 放射線像形成方法
JP2002301054A (ja) * 2001-01-10 2002-10-15 Eastman Kodak Co 癌研究ポータル画像形成用の軽量画像形成集成装置
JP2007139604A (ja) 2005-11-18 2007-06-07 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線用シンチレータプレート

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3269742B2 (ja) * 1994-10-12 2002-04-02 富士写真フイルム株式会社 蓄積性蛍光体シート
JP3474765B2 (ja) * 1998-03-17 2003-12-08 富士写真フイルム株式会社 画像記録・読み取りシステム
JP2001099996A (ja) * 1999-09-29 2001-04-13 Fuji Photo Film Co Ltd 蓄積性蛍光体シート
US7405406B1 (en) * 2006-04-21 2008-07-29 Radiation Monitoring Devices, Inc. Two-sided scintillation detectors and related methods
US7834321B2 (en) * 2006-07-14 2010-11-16 Carestream Health, Inc. Apparatus for asymmetric dual-screen digital radiography

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6195299A (ja) * 1984-10-16 1986-05-14 富士写真フイルム株式会社 放射線像形成方法
JP2002301054A (ja) * 2001-01-10 2002-10-15 Eastman Kodak Co 癌研究ポータル画像形成用の軽量画像形成集成装置
JP2007139604A (ja) 2005-11-18 2007-06-07 Konica Minolta Medical & Graphic Inc 放射線用シンチレータプレート

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
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JP5117584B2 (ja) 2013-01-16
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US8723129B2 (en) 2014-05-13
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CN106128540A (zh) 2016-11-16

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