JPH0638950A - Ｘ線撮像装置 - Google Patents
Ｘ線撮像装置Info
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- JPH0638950A JPH0638950A JP4195599A JP19559992A JPH0638950A JP H0638950 A JPH0638950 A JP H0638950A JP 4195599 A JP4195599 A JP 4195599A JP 19559992 A JP19559992 A JP 19559992A JP H0638950 A JPH0638950 A JP H0638950A
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Landscapes
- Solid State Image Pick-Up Elements (AREA)
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 本発明は、被写体自身からの透過Ｘ線を正確
に、かつリアルタイムでモニタできるＸ線撮像装置を提
供することを目的とする。 【構成】 本発明は、被写体にＸ線を投射するＸ線源１
と、被写体を透過したＸ線源１からのＸ線の入射により
発光するシンレータ２３と、シンチレータ２３からの光
を検出する固体撮像素子２１とを備えるＸ線撮像装置２
において、固体撮像素子２１は、シンチレータ２３から
の光を光電変換する受光領域が表面側に形成され、第１
導電型の不純物領域が裏面側に形成された第２導電型の
半導体基板を有して構成され、半導体基板と不純物領域
とのＰＮ接合により構成されるフォトダイオードの光電
流出力を検出してＸ線源からのＸ線の照射量をモニタす
るモニタ手段を備えることを特徴とする。ここで、モニ
タ手段の出力によりＸ線源の出力をコントロールする制
御手段５３を更に備えるＸ線撮像装置２としてもよい。
に、かつリアルタイムでモニタできるＸ線撮像装置を提
供することを目的とする。 【構成】 本発明は、被写体にＸ線を投射するＸ線源１
と、被写体を透過したＸ線源１からのＸ線の入射により
発光するシンレータ２３と、シンチレータ２３からの光
を検出する固体撮像素子２１とを備えるＸ線撮像装置２
において、固体撮像素子２１は、シンチレータ２３から
の光を光電変換する受光領域が表面側に形成され、第１
導電型の不純物領域が裏面側に形成された第２導電型の
半導体基板を有して構成され、半導体基板と不純物領域
とのＰＮ接合により構成されるフォトダイオードの光電
流出力を検出してＸ線源からのＸ線の照射量をモニタす
るモニタ手段を備えることを特徴とする。ここで、モニ
タ手段の出力によりＸ線源の出力をコントロールする制
御手段５３を更に備えるＸ線撮像装置２としてもよい。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は固体撮像素子を用いたＸ
線撮像装置に関する。
線撮像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】ＣＣＤ（電荷結合素子）などの固体撮像
素子を用いたＸ線撮像装置が知られ、これは例えば図４
のように構成される。図示の通り、Ｘ線源１とＸ線撮像
装置２の間には被写体３が配設され、Ｘ線源１からのＸ
線は被写体３を透過し、Ｘ線撮像装置２に入射される。
Ｘ線撮像装置２は固体撮像素子としてＣＣＤ素子２１を
有し、その前面にはファイバ光学プレート２２およびシ
ンチレータ２３が配設される。
素子を用いたＸ線撮像装置が知られ、これは例えば図４
のように構成される。図示の通り、Ｘ線源１とＸ線撮像
装置２の間には被写体３が配設され、Ｘ線源１からのＸ
線は被写体３を透過し、Ｘ線撮像装置２に入射される。
Ｘ線撮像装置２は固体撮像素子としてＣＣＤ素子２１を
有し、その前面にはファイバ光学プレート２２およびシ
ンチレータ２３が配設される。
【０００３】図５のように、例えばＩＴ（インタライン
・トランスファ）方式のＣＣＤ素子２１は、フォトダイ
オードからなる受光領域４１と、このからの信号電荷を
転送する垂直シフトレジスタ等からなる垂直電荷転送領
域４２と、この転送電荷を更に転送する水平シフトレジ
スタ等からなる水平電荷転送領域４３とを有している。
・トランスファ）方式のＣＣＤ素子２１は、フォトダイ
オードからなる受光領域４１と、このからの信号電荷を
転送する垂直シフトレジスタ等からなる垂直電荷転送領
域４２と、この転送電荷を更に転送する水平シフトレジ
スタ等からなる水平電荷転送領域４３とを有している。
【０００４】そして、転送電荷はＦＤＡ（フローティン
グディフィュージョン・アンプ）４４から出力される。
グディフィュージョン・アンプ）４４から出力される。
【０００５】この構成によれば、被写体３を透過したこ
とによる透過Ｘ線像はシンチレータ２３で光学像に変換
され、ファイバ光学プレート２２を通ってＣＣＤ素子２
１で検出される。したがって、Ｘ線像の観察が可能であ
る。すなわち、得られる画像信号は透過Ｘ線量にほぼ比
例した大きさとなり、各画素の信号を順次読み出すこと
により、画像をディスプレイなどに表示することができ
る。
とによる透過Ｘ線像はシンチレータ２３で光学像に変換
され、ファイバ光学プレート２２を通ってＣＣＤ素子２
１で検出される。したがって、Ｘ線像の観察が可能であ
る。すなわち、得られる画像信号は透過Ｘ線量にほぼ比
例した大きさとなり、各画素の信号を順次読み出すこと
により、画像をディスプレイなどに表示することができ
る。
【０００６】なお、フレームトランスファ（ＦＴ）方式
の蓄積領域を有しないものをフルフレームトランスファ
（ＦＦＴ）方式という。但し、一般の用途でＦＦＴ方式
を使用する場合には、信号読み出し期間には閉じるよう
な機械的シャッタ、又は光源の発光を停止するなどの対
策が必要である。Ｘ線撮像では、アルミニウム等の遮光
材料でカバーされているため問題ない。使用するＣＣＤ
は、ＩＴ方式の他にＦＴ方式、ＦＦＴ方式でもよい。
の蓄積領域を有しないものをフルフレームトランスファ
（ＦＦＴ）方式という。但し、一般の用途でＦＦＴ方式
を使用する場合には、信号読み出し期間には閉じるよう
な機械的シャッタ、又は光源の発光を停止するなどの対
策が必要である。Ｘ線撮像では、アルミニウム等の遮光
材料でカバーされているため問題ない。使用するＣＣＤ
は、ＩＴ方式の他にＦＴ方式、ＦＦＴ方式でもよい。
【０００７】前述のように、Ｘ線撮像において、得られ
る画像信号は透過Ｘ線量にほぼ比例した大きさとなるた
め、撮像すべき物体（被写体）により最適条件が異な
る。したがって、良好な画像を得るためには、Ｘ線の照
射条件（Ｘ線管電圧、管電流、照射時間）を最適に設定
する必要がある。特に医療の分野においては、再撮影に
よる患者に対するＸ線被爆量の増大を防ぐ必要があるた
め、この条件が重要になる。
る画像信号は透過Ｘ線量にほぼ比例した大きさとなるた
め、撮像すべき物体（被写体）により最適条件が異な
る。したがって、良好な画像を得るためには、Ｘ線の照
射条件（Ｘ線管電圧、管電流、照射時間）を最適に設定
する必要がある。特に医療の分野においては、再撮影に
よる患者に対するＸ線被爆量の増大を防ぐ必要があるた
め、この条件が重要になる。
【０００８】Ｘ線照射量をモニタするための従来の方法
として、固体撮像素子２１に近接して配置されたフォト
ダイオードなどの光検出素子の出力を用いる技術があ
る。また、例えば特開昭６３−１４３８６２号公報ある
いは特開昭５６−１２３７００号公報の技術に類似する
図６のように、Ｘ線撮像装置２に設けられた固体撮像素
子２１自身の出力をコンパレータ５１と設定値回路５２
でモニタし、Ｘ線源コントローラ５３によりＸ線源１を
コントロールする技術がある。いずれの方法も、光電流
出力からＸ線照射量を測定し、コンパレータにより最適
画像が得られるよう設定した基準値と比較を行ない、設
定値に達したらＸ線照射コントローラに制御信号を送る
というものである。
として、固体撮像素子２１に近接して配置されたフォト
ダイオードなどの光検出素子の出力を用いる技術があ
る。また、例えば特開昭６３−１４３８６２号公報ある
いは特開昭５６−１２３７００号公報の技術に類似する
図６のように、Ｘ線撮像装置２に設けられた固体撮像素
子２１自身の出力をコンパレータ５１と設定値回路５２
でモニタし、Ｘ線源コントローラ５３によりＸ線源１を
コントロールする技術がある。いずれの方法も、光電流
出力からＸ線照射量を測定し、コンパレータにより最適
画像が得られるよう設定した基準値と比較を行ない、設
定値に達したらＸ線照射コントローラに制御信号を送る
というものである。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】しかし、撮像素子周辺
に配置された光検出素子を用いてＸ線量をモニタする方
法では、リアルタイムでモニタできるが、被写体自身か
らの信号（透過Ｘ線）をモニタしていないので精密さに
欠ける問題がある。
に配置された光検出素子を用いてＸ線量をモニタする方
法では、リアルタイムでモニタできるが、被写体自身か
らの信号（透過Ｘ線）をモニタしていないので精密さに
欠ける問題がある。
【００１０】また、図６のように、撮像素子の出力自体
をモニタする方法では、被写体からの信号をモニタでき
るが、読出時間が必要なため、リアルタイムでのモニタ
は不可能である。ちなみに、医療分野における消化器系
診断の場合のように、低エネルギーのＸ線照射を随時に
行ない、バリウム等の陽性造影剤の流れをＴＶモニタで
観察する用途では、リアルタイムのモニタでなくても特
に問題はないが、診断用の高エネルギーＸ線照射のモニ
タとしては使用不可能である。
をモニタする方法では、被写体からの信号をモニタでき
るが、読出時間が必要なため、リアルタイムでのモニタ
は不可能である。ちなみに、医療分野における消化器系
診断の場合のように、低エネルギーのＸ線照射を随時に
行ない、バリウム等の陽性造影剤の流れをＴＶモニタで
観察する用途では、リアルタイムのモニタでなくても特
に問題はないが、診断用の高エネルギーＸ線照射のモニ
タとしては使用不可能である。
【００１１】そこで本発明は、被写体自身からの透過Ｘ
線を正確に、かつリアルタイムでモニタできるＸ線撮像
装置を提供することを目的とする。
線を正確に、かつリアルタイムでモニタできるＸ線撮像
装置を提供することを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明は、被写体にＸ線
を投射するＸ線源と、被写体を透過したＸ線源からのＸ
線の入射により発光するシンレータと、シンチレータか
らの光を検出する固体撮像素子とを備えるＸ線撮像装置
において、固体撮像素子は、表面側にシンチレータから
の光を光電変換する受光領域が形成され、裏面側に第１
導電型の不純物領域が形成された第２導電型の半導体基
板を有して構成され、半導体基板と不純物領域とのＰＮ
接合により構成されるフォトダイオードの光電流出力を
検出して前記Ｘ線源からのＸ線の照射量をモニタするモ
ニタ手段を備えることを特徴とする。
を投射するＸ線源と、被写体を透過したＸ線源からのＸ
線の入射により発光するシンレータと、シンチレータか
らの光を検出する固体撮像素子とを備えるＸ線撮像装置
において、固体撮像素子は、表面側にシンチレータから
の光を光電変換する受光領域が形成され、裏面側に第１
導電型の不純物領域が形成された第２導電型の半導体基
板を有して構成され、半導体基板と不純物領域とのＰＮ
接合により構成されるフォトダイオードの光電流出力を
検出して前記Ｘ線源からのＸ線の照射量をモニタするモ
ニタ手段を備えることを特徴とする。
【００１３】ここで、モニタ手段の出力によりＸ線源の
出力をコントロールする制御手段を更に備えるＸ線撮像
装置としてもよい。
出力をコントロールする制御手段を更に備えるＸ線撮像
装置としてもよい。
【００１４】
【作用】本発明の構成によれば、ＣＣＤなどの固体撮像
素子の裏面にフォトダイオードを形成するので、被写体
を透過し、途中で吸収されずにフォトダイオードまで到
達したＸ線による信号を直接モニタすることができ、か
つ、リアルタイムで監視できる。したがって、このモニ
タ出力を用いて、Ｘ線源の出力を正確にコントロールで
きる。
素子の裏面にフォトダイオードを形成するので、被写体
を透過し、途中で吸収されずにフォトダイオードまで到
達したＸ線による信号を直接モニタすることができ、か
つ、リアルタイムで監視できる。したがって、このモニ
タ出力を用いて、Ｘ線源の出力を正確にコントロールで
きる。
【００１５】
【実施例】以下、添付図面により、本発明の一実施例を
説明する。なお、同一要素には同一符号を付すこととし
て、重複した説明を省略する。
説明する。なお、同一要素には同一符号を付すこととし
て、重複した説明を省略する。
【００１６】図１は実施例の全体構成図であり、図２は
要部の構成図である。図示の通り、固体撮像素子として
のＣＣＤ素子２１はアースされたＰ- 型半導体基板６を
有し、この表面側にはＮ型埋め込みチャンネル６１が形
成される。そして、チャンネル６１には、Ｎ+ 層６２を
介して正電位が与えられることにより、半導体基板６と
の間のＰＮ接合は逆バイアスとなっている。このＮ型埋
め込みチャンネル６１上には、絶縁膜（図示せず）を介
して転送電極Ｇ1 〜Ｇ3 が設けられ、これらには転送ク
ロックφ1 〜φ3 が与えられている。なお、ＦＴ方式、
ＦＦＴ方式の場合は、受光領域もＣＣＤで構成されてい
るため、受光領域には上記と同様の埋め込みチャンネル
によるＰＮ接合が形成されている。この受光領域では、
被写体を透過したＸ線のうちシンチレータ２３で可視光
に変換された光が検出される。
要部の構成図である。図示の通り、固体撮像素子として
のＣＣＤ素子２１はアースされたＰ- 型半導体基板６を
有し、この表面側にはＮ型埋め込みチャンネル６１が形
成される。そして、チャンネル６１には、Ｎ+ 層６２を
介して正電位が与えられることにより、半導体基板６と
の間のＰＮ接合は逆バイアスとなっている。このＮ型埋
め込みチャンネル６１上には、絶縁膜（図示せず）を介
して転送電極Ｇ1 〜Ｇ3 が設けられ、これらには転送ク
ロックφ1 〜φ3 が与えられている。なお、ＦＴ方式、
ＦＦＴ方式の場合は、受光領域もＣＣＤで構成されてい
るため、受光領域には上記と同様の埋め込みチャンネル
によるＰＮ接合が形成されている。この受光領域では、
被写体を透過したＸ線のうちシンチレータ２３で可視光
に変換された光が検出される。
【００１７】なお、ＣＣＤ素子２１としては、ＣＣＤ素
子２１の分光感度等の目的ごとの諸特性により、Ｐ／Ｐ
+ ／Ｐ- 型半導体基板も使用することができる。
子２１の分光感度等の目的ごとの諸特性により、Ｐ／Ｐ
+ ／Ｐ- 型半導体基板も使用することができる。
【００１８】一方、ＣＣＤ素子２１の裏面側にはＮ+ 層
が形成されており、一種のフォトダイオード（ＰＤ）６
３として動作する。ここで、Ｘ線源から放出されるＸ線
には、図３に示すように、ファイバ光学プレート２２を
透過する程度の高エネルギのＸ線も含まれている。すな
わち、Ｘ線源であるＸ線管の動作電圧を高くすると、出
力されるＸ線のうち相対光子数がピークとなる光子エネ
ルギが高くなるだけでなく、その出力スペクトルも高エ
ネルギ側に広がりを持つことになる。従って、シンチレ
ータ２３とファイバ光学プレート２２を使用する場合で
あっても、高エネルギのＸ線はシンチレータ２３で可視
光に変換されることなくファイバ光学プレート２２を透
過するので、本実施例に係るＰＤ６３を使用して高エネ
ルギのＸ線により発生したキャリアを検出することがで
きる。
が形成されており、一種のフォトダイオード（ＰＤ）６
３として動作する。ここで、Ｘ線源から放出されるＸ線
には、図３に示すように、ファイバ光学プレート２２を
透過する程度の高エネルギのＸ線も含まれている。すな
わち、Ｘ線源であるＸ線管の動作電圧を高くすると、出
力されるＸ線のうち相対光子数がピークとなる光子エネ
ルギが高くなるだけでなく、その出力スペクトルも高エ
ネルギ側に広がりを持つことになる。従って、シンチレ
ータ２３とファイバ光学プレート２２を使用する場合で
あっても、高エネルギのＸ線はシンチレータ２３で可視
光に変換されることなくファイバ光学プレート２２を透
過するので、本実施例に係るＰＤ６３を使用して高エネ
ルギのＸ線により発生したキャリアを検出することがで
きる。
【００１９】すなわち、可視光に変換された光をＣＣＤ
素子２１の表面側で検出して画像信号とし、ファイバ光
学プレート２２を透過した高エネルギのＸ線により発生
したキャリアをＰＤ６３で検出してモニタ信号とする。
このＰＤ６３は、半導体基板６の深部で、Ｘ線により発
生したキャリアを検出してモニタ信号とするため、半導
体基板６の濃度を低くし、バイアスを印加して空欠層が
広がっている状態で使用するのが望ましい。
素子２１の表面側で検出して画像信号とし、ファイバ光
学プレート２２を透過した高エネルギのＸ線により発生
したキャリアをＰＤ６３で検出してモニタ信号とする。
このＰＤ６３は、半導体基板６の深部で、Ｘ線により発
生したキャリアを検出してモニタ信号とするため、半導
体基板６の濃度を低くし、バイアスを印加して空欠層が
広がっている状態で使用するのが望ましい。
【００２０】また、Ｘ線の直接検出においては、比較的
低エネルギのＸ線の領域の信号をＣＣＤ素子２１の表面
側で検出して画像信号とし、高エネルギのＸ線による信
号を裏面のＰＤ６３で検出してモニタ信号として使用す
ることが可能である。
低エネルギのＸ線の領域の信号をＣＣＤ素子２１の表面
側で検出して画像信号とし、高エネルギのＸ線による信
号を裏面のＰＤ６３で検出してモニタ信号として使用す
ることが可能である。
【００２１】すなわち図１のように、Ｐ- 型半導体基板
６の裏面側に形成されたＰＤ６３による光電流出力は、
電流計、チャージアンプ（積分器）５５により蓄積さ
れ、一定周期でコンパレータ５１に与えられている。こ
こで、コンパレータ５１には設定値回路５２からの設定
電圧が与えられているので、Ｘ線照射量の多少によりコ
ンパレータ５１出力が反転し、これがＸ線源コントロー
ラ５３に与えられている。
６の裏面側に形成されたＰＤ６３による光電流出力は、
電流計、チャージアンプ（積分器）５５により蓄積さ
れ、一定周期でコンパレータ５１に与えられている。こ
こで、コンパレータ５１には設定値回路５２からの設定
電圧が与えられているので、Ｘ線照射量の多少によりコ
ンパレータ５１出力が反転し、これがＸ線源コントロー
ラ５３に与えられている。
【００２２】Ｘ線源コントローラ５３はＸ線撮像の開始
と終了をコントロールしているが、上記のモニタ結果に
応じて、Ｘ線源１の出力を調整することが望ましい。ま
た、この場合、照射時間だけでなく、管電圧、管電流と
もに制御できることが望ましい。このようにすると、被
写体３のＸ線透過性に応じて、最適な条件で撮像ができ
る。
と終了をコントロールしているが、上記のモニタ結果に
応じて、Ｘ線源１の出力を調整することが望ましい。ま
た、この場合、照射時間だけでなく、管電圧、管電流と
もに制御できることが望ましい。このようにすると、被
写体３のＸ線透過性に応じて、最適な条件で撮像ができ
る。
【００２３】なお、図２においては、ＣＣＤ素子２１の
表面側にＮ型埋め込みチャネルが形成されているが、Ｎ
型ではなくＰ型であるＰ型埋め込みチャネルでも上記の
実施例と同様の効果を得ることができる。この場合にお
いては、上記実施例におけるＰとＮが全て逆の構成にな
る。
表面側にＮ型埋め込みチャネルが形成されているが、Ｎ
型ではなくＰ型であるＰ型埋め込みチャネルでも上記の
実施例と同様の効果を得ることができる。この場合にお
いては、上記実施例におけるＰとＮが全て逆の構成にな
る。
【００２４】
【発明の効果】以上の通り、本発明のＸ線撮像装置によ
れば、固体撮像素子としてのＣＣＤを構成する半導体基
板の裏面側に形成されたフォトダイオードで、途中で吸
収されることなくフォトダイオードまで到達したＸ線に
よる信号をモニタすることにより、被写体自身を透過し
たＸ線を直接に、かつリアルタイムで得ることが可能で
ある。従って精度よく、診断用としての高エネルギーＸ
線照射における照射量のモニタを行うことが可能とな
る。
れば、固体撮像素子としてのＣＣＤを構成する半導体基
板の裏面側に形成されたフォトダイオードで、途中で吸
収されることなくフォトダイオードまで到達したＸ線に
よる信号をモニタすることにより、被写体自身を透過し
たＸ線を直接に、かつリアルタイムで得ることが可能で
ある。従って精度よく、診断用としての高エネルギーＸ
線照射における照射量のモニタを行うことが可能とな
る。
【図１】実施例の全体構成図である。
【図２】実施例の要部構成図である。
【図３】管電圧とＸ線スペクトルとの関係を示す図表で
ある。
ある。
【図４】一般的な従来装置の構成図である。
【図５】固体撮像素子（ＣＣＤ）の平面図である。
【図６】従来例の構成図である。
１…Ｘ線源、２…Ｘ線撮像装置、２１…ＣＣＤ素子、２
２…ファイバ光学プレート、２３…シンチレータ、３…
被写体、５１…コンパレータ、５２…設定値回路、５３
…Ｘ線源コントローラ、５５…電流計、チャージアン
プ、６…Ｐ型半導体基板、６１…Ｎ型埋め込みチャンネ
ル、６３…フォトダイオード。
２…ファイバ光学プレート、２３…シンチレータ、３…
被写体、５１…コンパレータ、５２…設定値回路、５３
…Ｘ線源コントローラ、５５…電流計、チャージアン
プ、６…Ｐ型半導体基板、６１…Ｎ型埋め込みチャンネ
ル、６３…フォトダイオード。
Claims (2)
- 【請求項１】 被写体にＸ線を投射するＸ線源と、前記
被写体を透過した前記Ｘ線源からのＸ線の入射により発
光するシンレータと、前記シンチレータからの光を検出
する固体撮像素子とを備えるＸ線撮像装置において、 前記固体撮像素子は、表面側に前記シンチレータからの
光を光電変換する受光領域が形成され、裏面側に第１導
電型の不純物領域が形成された第２導電型の半導体基板
を有して構成され、 前記半導体基板と前記不純物領域とのＰＮ接合により構
成されるフォトダイオードの光電流出力を検出して前記
Ｘ線源からのＸ線の照射量をモニタするモニタ手段を備
えることを特徴とするＸ線撮像装置。 - 【請求項２】 前記モニタ手段の出力により前記Ｘ線源
の出力をコントロールする制御手段を更に備える請求項
１記載のＸ線撮像装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP19559992A JP3255371B2 (ja) | 1992-07-22 | 1992-07-22 | Ｘ線撮像装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP19559992A JP3255371B2 (ja) | 1992-07-22 | 1992-07-22 | Ｘ線撮像装置 |
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| JP3255371B2 JP3255371B2 (ja) | 2002-02-12 |
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Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5664001A (en) * | 1995-03-24 | 1997-09-02 | J. Morita Manufacturing Corporation | Medical X-ray imaging apparatus |
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| JP2001299734A (ja) * | 2000-04-27 | 2001-10-30 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Ｘ線撮影装置 |
| JP2002289822A (ja) * | 2001-03-23 | 2002-10-04 | Hamamatsu Photonics Kk | Ｘ線ｃｃｄ |
| WO2004086017A1 (ja) * | 2003-03-26 | 2004-10-07 | Matsushita Electric Industrial Co. Ltd. | Ｘ線撮像装置 |
| US7262399B2 (en) | 2004-04-30 | 2007-08-28 | J. Morita Manufacturing Corporation | Automatic exposure control method of image and automatic exposure control system using the method |
| JP2010516318A (ja) * | 2007-01-19 | 2010-05-20 | イー２ヴイ テクノロジーズ （ユーケイ） リミテッド | 像形成装置 |
-
1992
- 1992-07-22 JP JP19559992A patent/JP3255371B2/ja not_active Expired - Lifetime
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| JP3255371B2 (ja) | 2002-02-12 |
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