JPS59100885A - 放射線検出素子アレイ - Google Patents
放射線検出素子アレイInfo
- Publication number
- JPS59100885A JPS59100885A JP57210761A JP21076182A JPS59100885A JP S59100885 A JPS59100885 A JP S59100885A JP 57210761 A JP57210761 A JP 57210761A JP 21076182 A JP21076182 A JP 21076182A JP S59100885 A JPS59100885 A JP S59100885A
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- JP
- Japan
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- radiation
- semiconductor
- radiation detection
- array
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-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2921—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras
- G01T1/2928—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras using solid state detectors
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- Physics & Mathematics (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
- Measurement Of Radiation (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、Ｘ線診断装置、非破壊検査用Ｘ線検査装置等
に用い得る放射線検出素子アレイに関する。
に用い得る放射線検出素子アレイに関する。
従来例の構成とその問題点
従来、Ｘ線検査にはＸ線写真が多く用いられてきたが、
感度が充分といえず検診時被ばく線量の低減が求められ
、まだ、コントラスト分解能が不足でコントラストをつ
けるために造影剤等が用いられてきた。
感度が充分といえず検診時被ばく線量の低減が求められ
、まだ、コントラスト分解能が不足でコントラストをつ
けるために造影剤等が用いられてきた。
近年、コンピュータートモクラフィー装置が開発されて
きたか、これは断層撮影ができるのみならず、コントラ
スト分解能が良好で筋肉質と脂肪質等の放射線吸収係数
のわずかに違う物質が識別てき、癌等も大きいものであ
れば造影剤なしで識別することができるようになった。
きたか、これは断層撮影ができるのみならず、コントラ
スト分解能が良好で筋肉質と脂肪質等の放射線吸収係数
のわずかに違う物質が識別てき、癌等も大きいものであ
れば造影剤なしで識別することができるようになった。
これは、放射線感応センサーの精度が向上したことが犬
き外理由であるが、しかしまだ不充分であり、小さな癌
°までも識別することは不能であった。また、被ばく線
量も少ないとは言えず、さらに低減の必要があった。
き外理由であるが、しかしまだ不充分であり、小さな癌
°までも識別することは不能であった。また、被ばく線
量も少ないとは言えず、さらに低減の必要があった。
発明の目的
本発明の目的は、放射線感度が良好で被ばく線量が少な
く、かつコントラスト解像度が良好な新しい放射線検出
素子アレイを提供するものである。
く、かつコントラスト解像度が良好な新しい放射線検出
素子アレイを提供するものである。
発明の構成
本発明は、半導体よりなる放射線検出素子を基板上に線
状配列し、前記素子の相対向する結晶面に電極を設けて
アレイを形成し、入射吸収した放射線フォトンを電気パ
ルスとして計数するようにし、その素子制料の光電吸収
に対する実効電子番号が３０以上で結晶厚さ、すなわち
、電極開極をｏ、ｓ酊以下としたものである。とのアレ
イを被検体に泊って移動させることによって２次元の放
射線画像信号を得ることができる。
状配列し、前記素子の相対向する結晶面に電極を設けて
アレイを形成し、入射吸収した放射線フォトンを電気パ
ルスとして計数するようにし、その素子制料の光電吸収
に対する実効電子番号が３０以上で結晶厚さ、すなわち
、電極開極をｏ、ｓ酊以下としたものである。とのアレ
イを被検体に泊って移動させることによって２次元の放
射線画像信号を得ることができる。
実施例の説明
パルス計数して画像を得る方法では、１画素光りのパル
ス数の多い方がコントラスト解像度の良い画を得らね、
る。このためには検出パルス巾を狭くして、一定時間内
に多くのパルスを計数させる必要がある。このため、結
晶厚さを薄くしホール走行時間を短かくする。パルス巾
は厚さの２乗に比例するので、０・５酊程度のところに
実用上のパルス巾限度があり、これ以下の厚さであれば
１０５〜１０６カウント／画素の商品質画像が得られる
。
ス数の多い方がコントラスト解像度の良い画を得らね、
る。このためには検出パルス巾を狭くして、一定時間内
に多くのパルスを計数させる必要がある。このため、結
晶厚さを薄くしホール走行時間を短かくする。パルス巾
は厚さの２乗に比例するので、０・５酊程度のところに
実用上のパルス巾限度があり、これ以下の厚さであれば
１０５〜１０６カウント／画素の商品質画像が得られる
。
一方、結晶が薄いとＸ線の吸収率が悪くなる。光電吸収
に関する実効原子番号が３０以上の材料を用いれば、０
・６が屑程度の厚さで３０％以上の吸収率が得られる。
に関する実効原子番号が３０以上の材料を用いれば、０
・６が屑程度の厚さで３０％以上の吸収率が得られる。
このような条件の設計を含む放射線感応素子で、高感度
かつコントラスト解像度の良いものを見出した。
かつコントラスト解像度の良いものを見出した。
本発明の放射線検出素子アレイを実施例により説明する
。第１図ａ、 ｂは本発明の実施例にかかる放射線検
出素子アレイの構成図であり、ａは平面図、ｂは正面図
である。図において、１は半導体検出素子結晶、２はそ
の基板、３は素子の上部電極、４は下部の共通電極であ
る。この素子アレイを被写体に沿って駆動させながら放
射線量を測定してゆくと２次元の画像信号を読み取るこ
とができる。
。第１図ａ、 ｂは本発明の実施例にかかる放射線検
出素子アレイの構成図であり、ａは平面図、ｂは正面図
である。図において、１は半導体検出素子結晶、２はそ
の基板、３は素子の上部電極、４は下部の共通電極であ
る。この素子アレイを被写体に沿って駆動させながら放
射線量を測定してゆくと２次元の画像信号を読み取るこ
とができる。
すなわち半導体検出器素子結晶１に入射した放射線は、
光電効果やコンプトン効果の反応を半導体材料内で起こ
すと、二次電子を発生する。この二次電子は、半導体内
を移動し、その通路の周囲に、電子−正孔対を発生させ
る。この電子−正孔対の数は、二次−１子の初期のエネ
ルギと比例する。
光電効果やコンプトン効果の反応を半導体材料内で起こ
すと、二次電子を発生する。この二次電子は、半導体内
を移動し、その通路の周囲に、電子−正孔対を発生させ
る。この電子−正孔対の数は、二次−１子の初期のエネ
ルギと比例する。
第２図に原理の説明のだめの図を示す。図において、６
は半導体検出器素子結晶、６は電極、７は他の電極であ
る。半導体検知層に強い電界を印加すると、電子と正孔
はそれぞれの電極の方向に高速で移動し、電荷パルスを
発生する。放射線によって、二次電子が発生され、さら
に電子−正孔対が発生される時間は非常に短く、１０−
１２秒程度である。しかし、電子や正孔、特に正孔が半
導体内を移動する時間が長いため、従来はパルス巾の狭
い高速パルス出力を得ることは困難であった。人体等の
Ｘ線透過像を得る場合は、該プレイを人体に沿って少く
とも１０ Ｓｅｃ以内の短時間に移動し、少くとも１０
０点以上の位置でのアレイ測定値を読みとる必要があり
、このためには１素子での１回の測定時間は短かく少く
とも１００１９６０となる。
は半導体検出器素子結晶、６は電極、７は他の電極であ
る。半導体検知層に強い電界を印加すると、電子と正孔
はそれぞれの電極の方向に高速で移動し、電荷パルスを
発生する。放射線によって、二次電子が発生され、さら
に電子−正孔対が発生される時間は非常に短く、１０−
１２秒程度である。しかし、電子や正孔、特に正孔が半
導体内を移動する時間が長いため、従来はパルス巾の狭
い高速パルス出力を得ることは困難であった。人体等の
Ｘ線透過像を得る場合は、該プレイを人体に沿って少く
とも１０ Ｓｅｃ以内の短時間に移動し、少くとも１０
０点以上の位置でのアレイ測定値を読みとる必要があり
、このためには１素子での１回の測定時間は短かく少く
とも１００１９６０となる。
ところが、パルス巾が広いと、この時間内に計数できる
パルスの数は少なくなり、画素でのダイナミックレンジ
が少さくなり、又、計数の精度が落ちる。従って、計数
精度等の向上のだめには出来るたけパルス巾の狭い高速
パルスを得るようにしなければならなかった。従来は、
この点での解決策が無く、パルス計測法は用いられない
で電流計測法によるもののみ（参考文献：Ｙ、Ｎａｒ、
ｕｓｅａｔ ａｌ、、 ＩＥＲＥ Ｔｒａｎｓ 、
Ｎ５−２７（１）、ｐ、２．５２゜１０００年）で
あった。電流法による場合、パルス法に比べて放射線感
度が２桁以上低下する。
パルスの数は少なくなり、画素でのダイナミックレンジ
が少さくなり、又、計数の精度が落ちる。従って、計数
精度等の向上のだめには出来るたけパルス巾の狭い高速
パルスを得るようにしなければならなかった。従来は、
この点での解決策が無く、パルス計測法は用いられない
で電流計測法によるもののみ（参考文献：Ｙ、Ｎａｒ、
ｕｓｅａｔ ａｌ、、 ＩＥＲＥ Ｔｒａｎｓ 、
Ｎ５−２７（１）、ｐ、２．５２゜１０００年）で
あった。電流法による場合、パルス法に比べて放射線感
度が２桁以上低下する。
本発明の要点の１つは、高速パルス計測のために、半導
体検出器結晶を、第１図に示すように、薄く形成し、薄
い結晶を間に挾んだ相対峙する面に電極を設け、電子及
び正孔の電極への走行距離を短かくすることによって、
その走行時間を短かくし、パルス巾の狭い高速パルスが
得られたことである。この点について、第２図に従って
詳しく説明する。放射線量子により、半導体内に発生し
た電子・正孔対は、半導体に印加された電界に従って、
電子は陽極へ、正孔は陰極へ移動する。これにより、外
部にパルス状の電流が流れる。そして、このパルス信号
の時間幅ｔは第１式で表わされることがわかっている。
体検出器結晶を、第１図に示すように、薄く形成し、薄
い結晶を間に挾んだ相対峙する面に電極を設け、電子及
び正孔の電極への走行距離を短かくすることによって、
その走行時間を短かくし、パルス巾の狭い高速パルスが
得られたことである。この点について、第２図に従って
詳しく説明する。放射線量子により、半導体内に発生し
た電子・正孔対は、半導体に印加された電界に従って、
電子は陽極へ、正孔は陰極へ移動する。これにより、外
部にパルス状の電流が流れる。そして、このパルス信号
の時間幅ｔは第１式で表わされることがわかっている。
ｔ−ｄ２／μ、Ｖａ ・・・・・・（イ）ここ
でｔ：パルスの時間幅 ｄ：半導体検知層の厚さ μ：電子又は正孔の易動度 ｖａ：半導体検知層への印加電圧 上式によれば、パルス時間巾は、半導体層の厚さの２乗
に比例するので、例えば、厚さを殉にすれば店。。のパ
ルス巾になるわけである。
でｔ：パルスの時間幅 ｄ：半導体検知層の厚さ μ：電子又は正孔の易動度 ｖａ：半導体検知層への印加電圧 上式によれば、パルス時間巾は、半導体層の厚さの２乗
に比例するので、例えば、厚さを殉にすれば店。。のパ
ルス巾になるわけである。
これを、実際の例、すなわち、ＣｄＴａ （実効原子番
号ＺＸ＝４９）とＧＩＬＡＳ （ＺＲ＝ ｓ １）で見
てみよう。ＣａＴｅのホール易動度は、μｈ＝ ８”／
Ｖ、ｓｅｃ 。
号ＺＸ＝４９）とＧＩＬＡＳ （ＺＲ＝ ｓ １）で見
てみよう。ＣａＴｅのホール易動度は、μｈ＝ ８”／
Ｖ、ｓｅｃ 。
また、ＧａＡｓは、μ１１＝４００である。電圧を１０
０ｖ印加したとして、厚さに対してパルス巾をプロット
すると第３図のようになる。ＣｄＴｅは１朋厚で約１ｐ
Ｓｆ９０． ＧａＡｓはＯ−２５ｐ Ｓ ｅｌ Ｃ＋
Ｏ−６ＮＮ厚になるとＣａＴｅは０．３ ｐｓ６ａ 、
ＧａＡｓは０−０６ｐＳｅＱになる。１朋厚とＯ，Ｓ
鞘厚ではパルス巾に数倍の差を生じる。このように０．
５闘厚以下では、パルス巾は０．２μｓｅｃ以下となり
、パルスの時間分解能が現代の実用的回路技術で処理し
得る限度に近くなる。いま、１画素についてのパルス積
分時間を１０ｏ ｍ５ｅｃとするとパルス巾０．１μＳ
ｅＣのパルス数は１００ ｍ５ｅｃ ÷０．１ μｓ６
０ ＝ １０６個近くとれることになる。放射パルスの
場合、統計的ゆらぎによる誤差は１ｒ；７；１０３個で
あり、その画素での測定誤差は０，１％となる。筋肉質
、脂肪、水等の生体軟組織構成物質のＸ線吸収係数の差
は数条以下と言われ、この差異を検出するだめ、には画
素での測定精度として０．１％が必要と言われる。
０ｖ印加したとして、厚さに対してパルス巾をプロット
すると第３図のようになる。ＣｄＴｅは１朋厚で約１ｐ
Ｓｆ９０． ＧａＡｓはＯ−２５ｐ Ｓ ｅｌ Ｃ＋
Ｏ−６ＮＮ厚になるとＣａＴｅは０．３ ｐｓ６ａ 、
ＧａＡｓは０−０６ｐＳｅＱになる。１朋厚とＯ，Ｓ
鞘厚ではパルス巾に数倍の差を生じる。このように０．
５闘厚以下では、パルス巾は０．２μｓｅｃ以下となり
、パルスの時間分解能が現代の実用的回路技術で処理し
得る限度に近くなる。いま、１画素についてのパルス積
分時間を１０ｏ ｍ５ｅｃとするとパルス巾０．１μＳ
ｅＣのパルス数は１００ ｍ５ｅｃ ÷０．１ μｓ６
０ ＝ １０６個近くとれることになる。放射パルスの
場合、統計的ゆらぎによる誤差は１ｒ；７；１０３個で
あり、その画素での測定誤差は０，１％となる。筋肉質
、脂肪、水等の生体軟組織構成物質のＸ線吸収係数の差
は数条以下と言われ、この差異を検出するだめ、には画
素での測定精度として０．１％が必要と言われる。
従って、前述した入射ｘｋの統計的ゆらぎによる誤差要
因はこの精度を保つレベルと言える。
因はこの精度を保つレベルと言える。
ところが、半導体層を薄くすれば放射線の吸収率が低下
し、放射線感度が悪くなるという逆の問題が生じる。第
４図は、ＣａＴｅとＧａＡｓの結晶厚さと６９ ｋｅｖ
Ｘ線の吸収率（％）の関係を示す図である。診断に用
いられるＸ線はｅ ｏ ｋｅＶ内外である。
し、放射線感度が悪くなるという逆の問題が生じる。第
４図は、ＣａＴｅとＧａＡｓの結晶厚さと６９ ｋｅｖ
Ｘ線の吸収率（％）の関係を示す図である。診断に用
いられるＸ線はｅ ｏ ｋｅＶ内外である。
０．５１１ｆｆ厚の場合、ＣａＴｅは光電吸収に関する
実効原子番号が４９で約ａｏ％の吸収効率を有し充分に
大きい。０．１１１１ｊｌ厚でも約３０％ではソ実用的
に用い得る。ＧａＡｓは実効原子番号が３１で、０．５
朋厚の場合吸収効率約３０％でＣｄＴｅより小さいが、
はぼ実用的に用い得る。実効原子番号が３０より小さい
結晶ではＸ線の吸収効率が小さく、換言すれば、Ｘ線に
対する感度が低く実用になし得ない。
実効原子番号が４９で約ａｏ％の吸収効率を有し充分に
大きい。０．１１１１ｊｌ厚でも約３０％ではソ実用的
に用い得る。ＧａＡｓは実効原子番号が３１で、０．５
朋厚の場合吸収効率約３０％でＣｄＴｅより小さいが、
はぼ実用的に用い得る。実効原子番号が３０より小さい
結晶ではＸ線の吸収効率が小さく、換言すれば、Ｘ線に
対する感度が低く実用になし得ない。
以上をまとめると、実効原子番号が３０以上の半導体結
晶で厚さが０．６花種度のものであれば、診断用のＸ線
吸収は充分で感度も高い。さらに、以前に述べたように
、０．６ｆｆＷ以下の厚さであるとパルス巾も短かい。
晶で厚さが０．６花種度のものであれば、診断用のＸ線
吸収は充分で感度も高い。さらに、以前に述べたように
、０．６ｆｆＷ以下の厚さであるとパルス巾も短かい。
第５図ａ、ｂは第１図とは異なる本発明の他の実施例を
示しており、細長い結晶の１面に共通電極をつけ、これ
を基板に貼りつけ、さらに、上部に複数個の電極を取り
つけた例である。製法を簡略化したものである。このよ
うに、該アレイは種々の構成をとりうる。
示しており、細長い結晶の１面に共通電極をつけ、これ
を基板に貼りつけ、さらに、上部に複数個の電極を取り
つけた例である。製法を簡略化したものである。このよ
うに、該アレイは種々の構成をとりうる。
第６図に、該アレイを用いたＸ線受像装置の１例を示す
。Ｘ線管５を出たファンビームＸ線は、被検体６を透過
して半導体検出素子アレイ７に入射し、Ｘ線信号は各素
子によって検出され、そのパルス数信号はカウンター回
路系８に送られ、つぎに、画像処理・メモリ、表示系９
に送られ、画像として表示又はファイルされる。これは
、ふつうのＸ線透過写真であるが、このアレイは同様に
コンピュータトモグツイーに応用でき、断面像を得るこ
ともできる。
。Ｘ線管５を出たファンビームＸ線は、被検体６を透過
して半導体検出素子アレイ７に入射し、Ｘ線信号は各素
子によって検出され、そのパルス数信号はカウンター回
路系８に送られ、つぎに、画像処理・メモリ、表示系９
に送られ、画像として表示又はファイルされる。これは
、ふつうのＸ線透過写真であるが、このアレイは同様に
コンピュータトモグツイーに応用でき、断面像を得るこ
ともできる。
発明の効果
以上のような本発明の放射線検出素子は新しい放射線受
（ＩＩ素子を用いて高度交かつコントラスト解像度の大
きいＸ線診断装置等を得ることが出来る。ｌＡ寸厚さ０
．５７１７ｍのＣｄＴｅによる放射検出素子アレイを用
いると、これは６０ｋｅＶ Ｘ線の吸収効率が８０％に
達するので、理論的限界に近い感度を持つことになる。
（ＩＩ素子を用いて高度交かつコントラスト解像度の大
きいＸ線診断装置等を得ることが出来る。ｌＡ寸厚さ０
．５７１７ｍのＣｄＴｅによる放射検出素子アレイを用
いると、これは６０ｋｅＶ Ｘ線の吸収効率が８０％に
達するので、理論的限界に近い感度を持つことになる。
０．１＝１ｍＲでコントラストの良好なＸ線画像を得る
ことができる。これは、銀Ｘ線写真の１００倍の感度に
相当する。また、１画素当り１０６カウントのレベルで
画像を得た場合、コントラスト解像度は非常に良好であ
り、生体組織の微細な違いを見分けることができる。
ことができる。これは、銀Ｘ線写真の１００倍の感度に
相当する。また、１画素当り１０６カウントのレベルで
画像を得た場合、コントラスト解像度は非常に良好であ
り、生体組織の微細な違いを見分けることができる。
第１図（ａ＞、 （ｂ）は、それぞれ本発明の実施例に
かかる放射線検出素子アレイの平面図および正面図、第
２図は、放射線検出の原理の説明図、第３図は、素子厚
さと出力パルス巾との関係を示す図、第４図は、素子厚
さと６０ｋｅＶＸ線の吸収率との関係を示す図、第５図
（→、（ｂ）は、本発明の他の実施例の放射線検出素子
アレイ平面図および正面図、第６図は、同素子アレイの
Ｘ線診断装置への応用を示す図である。 １・・・・・半導体素子結晶、３・・・・・・電極、４
・・・・他の電極。 代理人の氏名 弁理士 中 尾 敏 男 ほか１名第１
図 第２図 一口 第３図 ノ寥 さ （ｍｍン 第４図 ′ 厚 ざ （ｍ力。
かかる放射線検出素子アレイの平面図および正面図、第
２図は、放射線検出の原理の説明図、第３図は、素子厚
さと出力パルス巾との関係を示す図、第４図は、素子厚
さと６０ｋｅＶＸ線の吸収率との関係を示す図、第５図
（→、（ｂ）は、本発明の他の実施例の放射線検出素子
アレイ平面図および正面図、第６図は、同素子アレイの
Ｘ線診断装置への応用を示す図である。 １・・・・・半導体素子結晶、３・・・・・・電極、４
・・・・他の電極。 代理人の氏名 弁理士 中 尾 敏 男 ほか１名第１
図 第２図 一口 第３図 ノ寥 さ （ｍｍン 第４図 ′ 厚 ざ （ｍ力。
Claims (3)
- （１）吸収した放射線フォトンを電気パルスとして計数
する半導体よりなる検出素子の素子材料の光電吸収に対
する実効原子番号を３０以上とし、前記素子の複数個を
基板上に線状に配置するとともに線状に配置された前記
素子の相対向する面にそれぞれ複数個の電極を取りつけ
て複数個の素子からなるアレイを構成し、前記相対向す
る電極間隔が０．６１Ｈｍ以下０．１ｍｆｆ＋以上であ
ることを特徴とする放射線検出素子プレイ。 - （２）半導体がガリウム砒素であることを特徴とする特
許請求の範囲第１項記載の放射線検出素子アレイ。 - （３）半導体がカドミウムチルルであることを特徴とす
る特許請求の範囲第１項記載の放射線検出素子アレイ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57210761A JPS59100885A (ja) | 1982-12-01 | 1982-12-01 | 放射線検出素子アレイ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57210761A JPS59100885A (ja) | 1982-12-01 | 1982-12-01 | 放射線検出素子アレイ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59100885A true JPS59100885A (ja) | 1984-06-11 |
| JPH056155B2 JPH056155B2 (ja) | 1993-01-25 |
Family
ID=16594687
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57210761A Granted JPS59100885A (ja) | 1982-12-01 | 1982-12-01 | 放射線検出素子アレイ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS59100885A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4651005A (en) * | 1983-10-12 | 1987-03-17 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Energy separated quantum-counting radiography |
| JPH01138485A (ja) * | 1987-11-25 | 1989-05-31 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 放射線画像装置 |
| WO1997012261A1 (fr) * | 1995-09-28 | 1997-04-03 | Pierre Fessler | Dispositif de mesure de l'intensite de rayons x |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS57104876A (en) * | 1980-12-22 | 1982-06-30 | Toshiba Corp | Semiconductor radiation detecting device |
| JPS57149981A (en) * | 1981-03-12 | 1982-09-16 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | Multichannel type radiation detector |
-
1982
- 1982-12-01 JP JP57210761A patent/JPS59100885A/ja active Granted
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS57104876A (en) * | 1980-12-22 | 1982-06-30 | Toshiba Corp | Semiconductor radiation detecting device |
| JPS57149981A (en) * | 1981-03-12 | 1982-09-16 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | Multichannel type radiation detector |
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| WO1997012261A1 (fr) * | 1995-09-28 | 1997-04-03 | Pierre Fessler | Dispositif de mesure de l'intensite de rayons x |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH056155B2 (ja) | 1993-01-25 |
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