JPH01253679A - 放射線撮像素子 - Google Patents
放射線撮像素子Info
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- JPH01253679A JPH01253679A JP63078009A JP7800988A JPH01253679A JP H01253679 A JPH01253679 A JP H01253679A JP 63078009 A JP63078009 A JP 63078009A JP 7800988 A JP7800988 A JP 7800988A JP H01253679 A JPH01253679 A JP H01253679A
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- Japan
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- signal
- photoconductor layer
- radiation
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- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/2006—Measuring radiation intensity with scintillation detectors using a combination of a scintillator and photodetector which measures the means radiation intensity
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
- G01T1/246—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors utilizing latent read-out, e.g. charge stored and read-out later
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- G—PHYSICS
- G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
- G21K—HANDLING OF PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
- G21K4/00—Conversion screens for the conversion of the spatial distribution of X-rays or particle radiation into visible images, e.g. fluoroscopic screens
-
- H—ELECTRICITY
- H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H05G—X-RAY TECHNIQUE
- H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
- H05G1/08—Electrical details
- H05G1/64—Circuit arrangements for X-ray apparatus incorporating image intensifiers
-
- H—ELECTRICITY
- H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H10F—INORGANIC SEMICONDUCTOR DEVICES SENSITIVE TO INFRARED RADIATION, LIGHT, ELECTROMAGNETIC RADIATION OF SHORTER WAVELENGTH OR CORPUSCULAR RADIATION
- H10F39/00—Integrated devices, or assemblies of multiple devices, comprising at least one element covered by group H10F30/00, e.g. radiation detectors comprising photodiode arrays
- H10F39/10—Integrated devices
- H10F39/12—Image sensors
- H10F39/191—Photoconductor image sensors
- H10F39/195—X-ray, gamma-ray or corpuscular radiation imagers
-
- H—ELECTRICITY
- H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H10F—INORGANIC SEMICONDUCTOR DEVICES SENSITIVE TO INFRARED RADIATION, LIGHT, ELECTROMAGNETIC RADIATION OF SHORTER WAVELENGTH OR CORPUSCULAR RADIATION
- H10F39/00—Integrated devices, or assemblies of multiple devices, comprising at least one element covered by group H10F30/00, e.g. radiation detectors comprising photodiode arrays
- H10F39/10—Integrated devices
- H10F39/12—Image sensors
- H10F39/18—Complementary metal-oxide-semiconductor [CMOS] image sensors; Photodiode array image sensors
- H10F39/189—X-ray, gamma-ray or corpuscular radiation imagers
- H10F39/1898—Indirect radiation image sensors, e.g. using luminescent members
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- General Engineering & Computer Science (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
- Solid State Image Pick-Up Elements (AREA)
- Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)
- Light Receiving Elements (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は放射線撮像素子に係り、特に実装が容易で信号
雑音の少ない放射線撮影素子に関する。
雑音の少ない放射線撮影素子に関する。
；テを社などで幅広く利用されている。さらに医用応用
ではゼロラジオグラフィが歯科や乳房検査で利用されて
いる。しかし近年医用画像のディジタル化が進展し、Ｘ
線画像の分野でも上記ゼログラフィのようなトナーを用
いたアナログ画像でなくディジタル化が可能な装置が求
められるようになった。この種の装置として例えば特開
昭５９−９９３００号、米国特許筒４２６８７５０号、
ニス・ピー・アイ・イー６２６ （１９８６年）第１７
６頁〜第１．８４頁（Ｓ、Ｐ、１．Ｅ、ｖｏＱ６２６．
（１９８６）Ｐ１７６〜ｐ、１８４）等が挙げられる
。
ではゼロラジオグラフィが歯科や乳房検査で利用されて
いる。しかし近年医用画像のディジタル化が進展し、Ｘ
線画像の分野でも上記ゼログラフィのようなトナーを用
いたアナログ画像でなくディジタル化が可能な装置が求
められるようになった。この種の装置として例えば特開
昭５９−９９３００号、米国特許筒４２６８７５０号、
ニス・ピー・アイ・イー６２６ （１９８６年）第１７
６頁〜第１．８４頁（Ｓ、Ｐ、１．Ｅ、ｖｏＱ６２６．
（１９８６）Ｐ１７６〜ｐ、１８４）等が挙げられる
。
第２図を用いて従来例を説明する。入射Ｘ線画像は蛍光
体１により光画像に変換される。この光画像は透明電極
２を透過し、光導電体Ｍ３に入射する。その結果光入射
量に応じて光導電体層３に電荷分布が形成される。これ
が潜像となる。次に電極２，４間の印加電圧を例えば逆
転させ、光導重体層３を例えばレーザー光で２次元的に
走査し、このときに電極間に流れる電流を増幅器７を用
いて増幅し検出する。検出信号は画像情報を時系列信号
しこ変換したものであるので、例えばコンピュータを用
いて画像再構成することにより入射放射線画像を得るこ
とができる。一般に電極は一組の平行平板であり、信号
線は一本である。
体１により光画像に変換される。この光画像は透明電極
２を透過し、光導電体Ｍ３に入射する。その結果光入射
量に応じて光導電体層３に電荷分布が形成される。これ
が潜像となる。次に電極２，４間の印加電圧を例えば逆
転させ、光導重体層３を例えばレーザー光で２次元的に
走査し、このときに電極間に流れる電流を増幅器７を用
いて増幅し検出する。検出信号は画像情報を時系列信号
しこ変換したものであるので、例えばコンピュータを用
いて画像再構成することにより入射放射線画像を得るこ
とができる。一般に電極は一組の平行平板であり、信号
線は一本である。
一方、固体撮像素子即ちＣＣＤカメラやＭＯ８撮像デバ
イスなどの光画像センサにおいては検出部と信号処理部
、センサ制御部を集積化し同一ウニバー上に形成するこ
とは公知であった。しかし、これら撮像デバイスは医療
領域のＸ線に対する感度が著しく低いためただちに医療
用Ｘ線撮像素子に適用できるものではなかった。また医
療用の場合画素数が最大４０００”と多くまた最大４０
ｃｍＸ４０ｃｍの画面サイズが必要となるため、上記光
撮像デバイス（典型的には画素数６００２程度、画面サ
イズ２インチφ以下）の技術を流用することができない
。
イスなどの光画像センサにおいては検出部と信号処理部
、センサ制御部を集積化し同一ウニバー上に形成するこ
とは公知であった。しかし、これら撮像デバイスは医療
領域のＸ線に対する感度が著しく低いためただちに医療
用Ｘ線撮像素子に適用できるものではなかった。また医
療用の場合画素数が最大４０００”と多くまた最大４０
ｃｍＸ４０ｃｍの画面サイズが必要となるため、上記光
撮像デバイス（典型的には画素数６００２程度、画面サ
イズ２インチφ以下）の技術を流用することができない
。
上記従来技術の実用化においては基本的性能、即ち検出
感度や画質の他に、実装の容易さ、信頼性向上、装置の
小型化等が重要である。特に光導電体層からの信号電流
をノイズの混入を少くしかつ高速で読み出すことが重要
であり、これを解決する手段として光導電体層をはさむ
電極を分割し、電極間の電気的容量を減少することが効
果的である。しかし電極分割により信号取出し線数が増
加するため実装上現実的ではなかった。本発明はこの問
題を上記電極分割の長所を損うことなく、実装を容易に
し実現性の高い放射線撮像素子を提供することにある。
感度や画質の他に、実装の容易さ、信頼性向上、装置の
小型化等が重要である。特に光導電体層からの信号電流
をノイズの混入を少くしかつ高速で読み出すことが重要
であり、これを解決する手段として光導電体層をはさむ
電極を分割し、電極間の電気的容量を減少することが効
果的である。しかし電極分割により信号取出し線数が増
加するため実装上現実的ではなかった。本発明はこの問
題を上記電極分割の長所を損うことなく、実装を容易に
し実現性の高い放射線撮像素子を提供することにある。
上記目的は、少くとも１層の蛍光体層とこれに光学的に
密着した少くとも１層の光ｉ電体層と該光導電体層を刺
激する刺激部、該光導電体層をはさむ複数の電極群、こ
の電極群からの電気信号を検出するための電子回路系及
び光導電体層を支持する支持基板から成る放射線撮像素
子において、少くとも該電子回路系の一部を該支持基板
上に直接形成した薄膜回路とすることにより達成される
。
密着した少くとも１層の光ｉ電体層と該光導電体層を刺
激する刺激部、該光導電体層をはさむ複数の電極群、こ
の電極群からの電気信号を検出するための電子回路系及
び光導電体層を支持する支持基板から成る放射線撮像素
子において、少くとも該電子回路系の一部を該支持基板
上に直接形成した薄膜回路とすることにより達成される
。
光導電体層からの信号電流は基板上の光導電体層の近傍
に形成された信号制御回路により制御されるので信号取
出し線が減少可能になり実装が容易になる。
に形成された信号制御回路により制御されるので信号取
出し線が減少可能になり実装が容易になる。
以下本発明の一実施例を第３図、第４図、第１−図、第
５図〜第９図を用いて説明する。
５図〜第９図を用いて説明する。
第３図は放射線画像検出装置全体の概念図である。放射
線画像蓄積部８は典型的には４０ｃｍＸ４０ｃｍの大き
さである。これは胸部診断に必要な画面サイズである。
線画像蓄積部８は典型的には４０ｃｍＸ４０ｃｍの大き
さである。これは胸部診断に必要な画面サイズである。
この放射線画像蓄積部８は光導電材料から成りその励起
部９及び信号読み出し部１０は各々−次元配列であり互
いに直交している。画面上の位置指定は励起部９及び読
み出し部１０の各々のアドレスの組み合わせで行われる
。
部９及び信号読み出し部１０は各々−次元配列であり互
いに直交している。画面上の位置指定は励起部９及び読
み出し部１０の各々のアドレスの組み合わせで行われる
。
これらのチャンネル指定はチャンネル指定部１１及び１
２により行われる。読み出し部１０からの信号はチャン
ネル指定部１２により管理されつつＡ／Ｄ変換器１４で
順次Ａ／１〕変換される。この信号は信号処理部１５で
処理され画像表示部１６で表示されたり画像ファイル部
１７で保管される。
２により行われる。読み出し部１０からの信号はチャン
ネル指定部１２により管理されつつＡ／Ｄ変換器１４で
順次Ａ／１〕変換される。この信号は信号処理部１５で
処理され画像表示部１６で表示されたり画像ファイル部
１７で保管される。
１８は各部を制御する制御部である。
第４図は放射線画像蓄積部及び励起読み出し部の一例の
詳細を示している。まず構造について述べる。蛍光体４
１は例えばＣｄ Ｗ Ｏ４やＧ ｄ ｘ○２Ｓセラミッ
クシンチレータであり、基板を兼ねている。光導電層４
３は例えば２μｍ厚のａ ＳｅやａＳｅ／ａＳｉであ
る。これが前述の蓄積部８．に相当する。光導電層４３
をはさみ対となっている透明電極群４２及び４５は例え
ば５ｎ０２やＩＴＯ。
詳細を示している。まず構造について述べる。蛍光体４
１は例えばＣｄ Ｗ Ｏ４やＧ ｄ ｘ○２Ｓセラミッ
クシンチレータであり、基板を兼ねている。光導電層４
３は例えば２μｍ厚のａ ＳｅやａＳｅ／ａＳｉであ
る。これが前述の蓄積部８．に相当する。光導電層４３
をはさみ対となっている透明電極群４２及び４５は例え
ば５ｎ０２やＩＴＯ。
Ｓ ｎ ０２／ Ｉ Ｔｏ、 Ａ ｕ で形成される
。これらの電極群を形成する対向する導電層のうち少く
とも信号検出側導電層４２は一次元方向に分割されてお
りそのチャンネル幅は例えは１００μｍである。
。これらの電極群を形成する対向する導電層のうち少く
とも信号検出側導電層４２は一次元方向に分割されてお
りそのチャンネル幅は例えは１００μｍである。
第４図ではチャンネル数が１６チヤンネルの場合を示し
ている。この電極群が先に述べた読み出し部にあたる。
ている。この電極群が先に述べた読み出し部にあたる。
電極と光導電層間には必要に応じて絶縁層４４、例えば
５ｂ２ＳａやＣｅ０ｚ 、Ｓｉｏ。
５ｂ２ＳａやＣｅ０ｚ 、Ｓｉｏ。
Ｓｉｏ２．ＭｇＦ、有機系絶縁薄膜を設ける。さらに上
記の電極群の分割方向と直角な方向に分割された帯状発
光体列４６を刺激部として用意する。
記の電極群の分割方向と直角な方向に分割された帯状発
光体列４６を刺激部として用意する。
発光体の１素子の幅は例えば１００μｍである。
また素子数は１６である。発光体４６は例えばＥＬ発光
体や面発光ＬＥＤを用いる。上記読み出し部及び刺激部
の分割によりこの画像センサは縦横サイズが、１．．６
ｍｍ、空間解像度が５Ｑｐ／ｍｍになる。また電極数４
０９６．発光体数４０９６とすれば画像センサの縦横サ
イズが４．０．９６ｃｍ、空間解像度５ｆｌｐ／ｍｍの
性能を有することになる。
体や面発光ＬＥＤを用いる。上記読み出し部及び刺激部
の分割によりこの画像センサは縦横サイズが、１．．６
ｍｍ、空間解像度が５Ｑｐ／ｍｍになる。また電極数４
０９６．発光体数４０９６とすれば画像センサの縦横サ
イズが４．０．９６ｃｍ、空間解像度５ｆｌｐ／ｍｍの
性能を有することになる。
次に第１図を用いて信号読出部について詳述する。図は
信号検出用１次元電極が１６チヤンネルの場合を示して
いる。各電極からの信号は電極が形成されている基板、
例えばＧｄ０ｚＳ セラミックシンチレータ上に形成さ
れた薄膜トランジスタ（以下ＴＰＴと略記する）を介し
て該基板より取出される。ＴＰＴのゲー１へ信号は上記
基板上の別の部分に形成された４×４のＴＰＴ回路によ
り任意にオン／オフが可能である。このＴＦＴマトリツ
クスはチャンネル制御部として作用しこの７１へリツク
スの制御には基板外部からの８本の信号線が用いられる
。一方、信号取出し用ＴＰＴの出力信号線は１６チヤン
ネルをすべて結合してあり基板外部へ１本の信号線によ
り取出される。こうして１６チヤンネルの信号は基板外
から８本の制御線と１本の信号線で効率よく伝送される
。
信号検出用１次元電極が１６チヤンネルの場合を示して
いる。各電極からの信号は電極が形成されている基板、
例えばＧｄ０ｚＳ セラミックシンチレータ上に形成さ
れた薄膜トランジスタ（以下ＴＰＴと略記する）を介し
て該基板より取出される。ＴＰＴのゲー１へ信号は上記
基板上の別の部分に形成された４×４のＴＰＴ回路によ
り任意にオン／オフが可能である。このＴＦＴマトリツ
クスはチャンネル制御部として作用しこの７１へリツク
スの制御には基板外部からの８本の信号線が用いられる
。一方、信号取出し用ＴＰＴの出力信号線は１６チヤン
ネルをすべて結合してあり基板外部へ１本の信号線によ
り取出される。こうして１６チヤンネルの信号は基板外
から８本の制御線と１本の信号線で効率よく伝送される
。
本構造における信号取り出しシーケンスの一例を第５図
に示した。図（ａ）は１６チヤンネルのモードであるの
に対して図（ｂ）は２チヤンネルずつ結合して読み出す
８チヤンネルモードである。
に示した。図（ａ）は１６チヤンネルのモードであるの
に対して図（ｂ）は２チヤンネルずつ結合して読み出す
８チヤンネルモードである。
このときは１６チヤンネルモードに比べ２倍の速度で画
像取り込みが可能であるので、高速低解像度の画像取り
込みとなる。これはＸ線診断の場合透視法に有効である
。一方１６チヤンネルのモードは低速だが高解像度であ
るので撮影モードとして機能する。
像取り込みが可能であるので、高速低解像度の画像取り
込みとなる。これはＸ線診断の場合透視法に有効である
。一方１６チヤンネルのモードは低速だが高解像度であ
るので撮影モードとして機能する。
第６図は４０９６チヤンネルの場合の画像読み出し法を
示した。即ちコントロール用Ｔ ＦＴは６４Ｘ６４のマ
トリックスと、さらにこの７１ヘリツクスをコン１−ロ
ールするための２つの８×８のマトリックスを有する。
示した。即ちコントロール用Ｔ ＦＴは６４Ｘ６４のマ
トリックスと、さらにこの７１ヘリツクスをコン１−ロ
ールするための２つの８×８のマトリックスを有する。
各マトリックスは第１図で示したマトリックスと同様の
構造をしているが第６図では省略している。さて、これ
らのマトリックスにより、Ｍ４０９６チヤンネルのコン
１へロールは３２ （＝８Ｘ４）本のコントロール線で
制御可能である。
構造をしているが第６図では省略している。さて、これ
らのマトリックスにより、Ｍ４０９６チヤンネルのコン
１へロールは３２ （＝８Ｘ４）本のコントロール線で
制御可能である。
第７図は４０９６チヤンネルの場合の他の７１〜リツク
スの配置の方法を示している。この場合はモード切換用
の７１〜リツクスが独立しており容易に２５６チヤンネ
ルモードから４０９６チヤンネルモードまでの切換えが
可能である。
スの配置の方法を示している。この場合はモード切換用
の７１〜リツクスが独立しており容易に２５６チヤンネ
ルモードから４０９６チヤンネルモードまでの切換えが
可能である。
第８図は他の〕”Ｆ Ｔの配置を示した。これは、ＴＰ
Ｔは７１−リックス状にはなっていない場合である。
Ｔは７１−リックス状にはなっていない場合である。
上記すへての実施例において、制御用ＴＦＴは画像検出
面内には設置されていないので放射線が直接Ｔ Ｐ Ｔ
に入射することがない。その結果放射線入射によるＴＰ
Ｔの誤動作はおきない。
面内には設置されていないので放射線が直接Ｔ Ｐ Ｔ
に入射することがない。その結果放射線入射によるＴＰ
Ｔの誤動作はおきない。
上記すべての実施例において基板からの取り出し線数は
極めて少ないので実装が極めて容易である。
極めて少ないので実装が極めて容易である。
第９図は放射線画像蓄積部とＴＰＴの結合状態の一例を
示した断面図である。図においてＬＥＤ部の詳細構造は
省略しであるが、この構造は通常のＬＥＤ構造であって
良い。本実施例では、これまでの実施例と異なり、基板
に透光性基板（例えばガラス板）を用いている。本実施
例では蛍光体層は、光導電体層の上面に設置されている
。蛍光体としては単結晶、セラミックシンチレータの他
の粉体蛍光体（ＢａＦＣｌｌｌ ：Ｅｕ、ＺｎＳ＝Ａｇ
等）をプレート状にしたいわゆる蛍光板を用いることも
可能である。この構造の場合ＬＥＤはガラス基板の裏面
に形成されている。本実施例において画像蓄積部として
絶縁膜と光導電体層Ｓｅから成るものとしたが、他の構
造、例えばＳ ｅ ／ Ｓ ｉ２層膜などを用いても良
いことは云うまでもない。
示した断面図である。図においてＬＥＤ部の詳細構造は
省略しであるが、この構造は通常のＬＥＤ構造であって
良い。本実施例では、これまでの実施例と異なり、基板
に透光性基板（例えばガラス板）を用いている。本実施
例では蛍光体層は、光導電体層の上面に設置されている
。蛍光体としては単結晶、セラミックシンチレータの他
の粉体蛍光体（ＢａＦＣｌｌｌ ：Ｅｕ、ＺｎＳ＝Ａｇ
等）をプレート状にしたいわゆる蛍光板を用いることも
可能である。この構造の場合ＬＥＤはガラス基板の裏面
に形成されている。本実施例において画像蓄積部として
絶縁膜と光導電体層Ｓｅから成るものとしたが、他の構
造、例えばＳ ｅ ／ Ｓ ｉ２層膜などを用いても良
いことは云うまでもない。
この場合、ＳｉプロセスはＴＰＴ形成と同時に行えるの
で薄膜プロセスはそれほど増加せず都合が良い。
で薄膜プロセスはそれほど増加せず都合が良い。
第１０図は放射線画像蓄積部とＴＰＴの結合状態を示す
他の一例である。第９図との違いは支持基板としてシン
チレータウェハー、例えばＧｄ２Ｏ２Ｓ：Ｐｒ、Ｃｅ、
Ｆセラミックシンチレータウェハーを用いている点であ
る。この場合、光刺激用ＬＥ ０１次元アレイは光導電
セルの上部に形成する。
他の一例である。第９図との違いは支持基板としてシン
チレータウェハー、例えばＧｄ２Ｏ２Ｓ：Ｐｒ、Ｃｅ、
Ｆセラミックシンチレータウェハーを用いている点であ
る。この場合、光刺激用ＬＥ ０１次元アレイは光導電
セルの上部に形成する。
第１１図は他の実施例であり、本実施例と、第１０図に
示す実施例の差異は、読み出し用刺激としてＩノーザー
ビーム、例えばＨｅ−Ｎｅ（λ＝６３３ｎｍ）レーザー
の１． ＯＯｔｔφのビームをメカニカルスキャンする
例を示していることである。
示す実施例の差異は、読み出し用刺激としてＩノーザー
ビーム、例えばＨｅ−Ｎｅ（λ＝６３３ｎｍ）レーザー
の１． ＯＯｔｔφのビームをメカニカルスキャンする
例を示していることである。
第９図、第１０図、第１１図においてＴＰＴの構造は必
要に応じて変更可能であり、実施例に限定されないこと
はいうまでもない。
要に応じて変更可能であり、実施例に限定されないこと
はいうまでもない。
本発明によれば光導電体層からの信号電流は基板上の光
導電体層の近傍に形成された信号制御回路により制御さ
れるので信号取出し線が減少可能になり実装が容易にな
るので、放射線撮像素子の実用性が増す効果がある。
導電体層の近傍に形成された信号制御回路により制御さ
れるので信号取出し線が減少可能になり実装が容易にな
るので、放射線撮像素子の実用性が増す効果がある。
第１図は、本発明の一実施例を示す概念図、第２図は従
来技術を示す断面図、第３図は本発明の素子を用いた装
置の概念図、第４図は本発明の一実施例を示す見取り図
、第５図は本発明の動作方法の一実施例を示すタイムチ
ャー１〜、第６図、第、７図、第８図は本発明の一実施
例を示す概念図、第９図、第１０図、第１１図は本発明
の一実施例−ｑ 噛 −＋ 巧 ＼ Ｎ 脱 り （Ｊ リ リ （（（θ 吟＼）−Ｄ
来技術を示す断面図、第３図は本発明の素子を用いた装
置の概念図、第４図は本発明の一実施例を示す見取り図
、第５図は本発明の動作方法の一実施例を示すタイムチ
ャー１〜、第６図、第、７図、第８図は本発明の一実施
例を示す概念図、第９図、第１０図、第１１図は本発明
の一実施例−ｑ 噛 −＋ 巧 ＼ Ｎ 脱 り （Ｊ リ リ （（（θ 吟＼）−Ｄ
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、少くとも１層の蛍光体層とこれに光学的に密着した
少くとも１層の光導電体層と該光導電体層を刺激する刺
激部、該光導電体層をはさむ複数の電極群、この電極群
からの電気信号を検出するための電子回路系及び、光導
電体層を支持する支持基板から成る放射線撮像素子にお
いて、少くとも該電子回路系の一部が該支持基板上に直
接形成された薄膜回路であることを特徴とする放射線撮
像素子。 ２、特許請求の範囲第１項記載の放射線検出器において
、上記電極群の少なくとも一方は一次元配列をしており
、上記薄膜回路は基板外からのコントロールにより上記
電極群からの信号を順次選択することを特徴とする放射
線撮像素子。 ３、特許請求の範囲第１項記載の放射線検出素子におい
て、上記電極群の少なくとも一方は一次元配列をしてお
り、上記薄膜回路は基板外からのコントロール信号によ
り上記電極群のうち隣接する複数の電極を電気的に結合
可能である放射線撮像素子。 ４、放射線画像蓄積部と該蓄積部を刺激する刺激部と刺
激時に生じる蓄積画像信号を検出する読み出し部から成
り、これらが互いに近接して多層構造となつている放射
線画像検出素子において、画像情報読み出しの際、その
位置情報を一次元方向について刺激部で決定し他の一次
元方向については読み出し部で決定し、さらには刺激部
および読み出し部がそれぞれ一次元多素子列であり、か
つこれらの素子列のうち少くとも片方の素子列について
素子の分割、統合を可変とするための薄膜回路が該蓄積
部を支持する支持基板上に直接形成されてなることを特
徴とする放射線画像検出素子。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63078009A JPH01253679A (ja) | 1988-04-01 | 1988-04-01 | 放射線撮像素子 |
| US07/330,495 US4954706A (en) | 1988-04-01 | 1989-03-30 | Radiographic image pickup apparatus |
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