DE69635333T2

DE69635333T2 - Gerät zur Aufnahme von Röntgenbildern

Info

Publication number: DE69635333T2
Application number: DE69635333T
Authority: DE
Inventors: Tadao Endo; Noriyuki Kaifu; Shinichi Takeda; Kazuaki Tashiro; Isao Kobayashi; Toshio Kameshima
Original assignee: Canon Inc
Current assignee: Canon Inc
Priority date: 1995-10-06
Filing date: 1996-10-02
Publication date: 2006-07-27
Anticipated expiration: 2016-10-03
Also published as: EP0767389A2; JPH0998970A; DE69635333D1; EP0767389A3; EP0767389B1; US6118851A; US5801385A

Description

TECHNISCHES GEBIET DER ERFINDUNG UND IN BETRACHT GEZOGENER STAND DER TECHNIK
Die Erfindung bezieht sich auf ein Gerät zur Aufnahme von Röntgenbildern und betrifft insbesondere ein Röntgen-Bildaufnahmegerät mit einem großen Aufnahmebereich und einem hohen Störabstand (Signal/Rauschverhältnis), das bei einem Röntgen-Diagnosegerät für medizinische Zwecke einsetzbar ist.
Derzeit findet bei einem für medizinische Diagnosezwecke eingesetzten Röntgen-Bildaufnahmegerät weitgehend ein (nachstehend als Filmverfahren bezeichnetes) Verfahren Anwendung, bei dem ein menschlicher Körper mit Röntgenstrahlen beaufschlagt wird und die durch den menschlichen Körper hindurchgetretenen bzw. transmittierten Röntgenstrahlen auf einen die Röntgenstrahlen in sichtbares Licht umsetzenden Leuchtstoff gerichtet werden, dessen Fluoreszenz sodann zur Belichtung eines Films herangezogen wird.
1 zeigt in schematischer Darstellung den Aufbau eines typischen Röntgen-Bildaufnahmegerätes in Form eines Röntgen-Diagnosegerätes. Wie in 1 veranschaulicht ist, werden von einer Röntgenstrahlenquelle 901 abgegebene Röntgenstrahlen auf einen Patienten gerichtet, wobei die Röntgenstrahlintensität und die Bestrahlungszeit entsprechend dem Zweck der Diagnose eingestellt werden. Bei einem menschlichen Körper (Patienten) 902 findet eine Streuung der auftreffenden Röntgenstrahlen in alle Richtungen statt. Zur Verbesserung der Auflösung eines Röntgenbildes werden daher nur die in einer spezifischen Richtung verlaufenden Röntgenstrahlen unter Verwendung einer Gitterplatte 903 auf einen Leuchtstoff (Scintillator) 904 gerichtet.
Der Scintillator 904 kann Fluoreszenz im Bereich des sichtbaren Lichtes durch Rekombinationsenergie erzeugen, wenn das Grundmaterial des Leuchtstoffs erregt (absorbiert) wird und durch energiereiche Röntgenstrahlen eine Rekombination stattfindet. Die Fluoreszenz wird entweder von dem Grundmaterial selbst wie CaWO₄, CdWO₄ oder dergleichen erzeugt oder mit Hilfe eines in dem Grundmaterial aktivierten Hauptleuchtstoffs wie CsI:T1 oder CnS:Ag erhalten. In jüngerer Zeit werden Leuchtstoffe mit Seltenerdelementen wie Tb, Eu, Pr und dergleichen als Hauptleuchtstoffe verwendet.
Die Gitterplatte weist den in 2 veranschaulichten Querschnittsaufbau auf und besteht in abwechselnder Anordnung aus einem Röntgenstrahlen absorbierenden Material (wie z.B. Blei) und einem Material (wie z.B. Aluminium), durch das Röntgenstrahlen hindurchtreten können.
Die von dem Scintillator 904 erzeugte Fluoreszenz wird zur Belichtung eines Films 905 herangezogen, wobei das Röntgenbild eines Patienten sodann durch einen Entwicklungsvorgang erhalten wird.
Bei einem weiteren Röntgen-Bildaufnahmegerät findet anstelle des Films 905 ein eindimensionales oder zweidimensionales CCD-Festkörperbildaufnahmegerät Verwendung, wobei die von dem Scintillator 904 erzeugte Fluoreszenz über ein optisches Verkleinerungssystem abgebildet und das hierbei erhaltene Bild sodann fotoelektrisch umgesetzt werden.
Nicht nur in einem Land wie Japan mit einem rasch zunehmenden Anteil der älteren Bevölkerung sondern auch weltweit werden jedoch in erheblichem Maße Verbesserungen der Effizienz der Diagnostik in Kliniken sowie genau arbeitende Geräte für die Medizintechnik verlangt. Unter solchen Bedingungen erweist sich ein mit dem bekannten Filmverfahren arbeitendes Röntgen-Bildaufnahmegerät als problematisch, worauf nachstehend näher eingegangen wird.
Bevor ein Arzt das Röntgenbild eines Patienten erhält, muss nämlich der sehr zeitaufwendige und arbeitsintensive Entwicklungsvorgang des Films abgeschlossen sein.
Ferner muss in Fällen, bei denen sich der Patient während der Röntgenbildaufnahme bewegt oder eine unkorrekte Belichtung vorliegt, eine solche Röntgenbildaufnahme zwangsläufig wiederholt werden. Diese Faktoren stehen einer Verbesserung der Effizienz der Diagnostik und Behandlung in Kliniken im Wege.
Ferner kann je nach dem erforderlichen Bildaufnahmewinkel des betreffenden Bereichs häufig kein deutliches Röntgenbild erhalten werden. Um ein für eine Diagnose erforderliches klares Röntgenbild zu erhalten, müssen daher aus diesem Grund häufig mehrere Bilder unter veränderten Bildaufnahmewinkeln erstellt werden. Eine solche Vorgehensweise ist jedoch nicht unproblematisch, insbesondere dann, wenn es sich bei dem Patienten um ein Kleinkind oder einen schwangeren weiblichen Patienten handelt.
Außerdem müssen die Filme der Röntgenbildaufnahmen nach erfolgter Bildaufnahme für eine gewisse Zeitdauer in Kliniken aufbewahrt werden, was dazu führt, dass in Kliniken schließlich eine riesige Anzahl solcher Filme vorhanden ist und auch ein entsprechend hoher Verwaltungsaufwand anfällt, da die Filme bei jedem Patientenbesuch verwahrt und entnommen werden müssen. Wenn ferner ein Patient die normalerweise zur medizinischen Behandlung aufgesuchte Klinik z.B. auf Grund der Tatsache wechseln muss, dass eine Diagnose nur in einer hochmodernen Universitätsklinik oder im Ausland erfolgen kann, müssen die Filme der Röntgenaufnahmen nach der Belichtung und Entwicklung einer anderen Klinik in geeigneter Weise übermittelt werden. Andernfalls ist bei dem Patienten in der neuen Klinik eine erneute Röntgenbildaufnahme erforderlich.
Da diese Probleme den Aufbau eines neuen Systems der medizinischen Behandlung in der Zukunft erheblich behindern, liegt der Erfindung als erste Aufgabe die Lösung dieser Probleme zu Grunde.
In diesem Zusammenhang wird auf dem Gebiet der Medizintechnik in jüngerer Zeit immer häufiger die Forderung nach einer "Digitalisierung der Röntgenbildinformation" erhoben. Mit Hilfe einer solchen Digitalisierung kann ein Arzt die Röntgenbildinformationen eines Patienten unter optimalen Aufnahmewinkeln in Echtzeit erhalten, wobei die erhaltenen Röntgenbildinformationen unter Verwendung von Aufzeichnungsträgern wie magnetooptischen Platten aufgezeichnet und verwaltet werden können. Wenn ein Nachrichtenübertragungssystem wie ein Faksimilesystem oder dergleichen zur Verfügung steht, können die Röntgenbildinformationen dann innerhalb kürzester Zeit weltweit einer jeden Klinik übermittelt werden. Wenn die erhaltenen digitalen Röntgenbildinformationen darüberhinaus einer Bildverarbeitung unter Verwendung eines Computers unterzogen werden, lässt sich eine erheblich genauere Diagnose als bei dem üblichen Verfahren realisieren, womit sich sämtliche Probleme des üblichen Filmverfahrens lösen lassen.
In jüngerer Zeit ist auch bereits ein Röntgen-Bildaufnahmegerät vorgeschlagen worden, bei dem anstelle des Films ein CCD-Festkörper-Bildaufnahmegerät Verwendung findet.
Verfügbare CCD-Festkörperbildaufnahmeelemente können allerdings nicht in einer Größe hergestellt werden, die einem menschlichen Körper entspricht. Bei Verwendung eines CCD-Festkörperbildaufnahmeelements muss daher die Fluoreszenz, d.h., das Röntgenbild des Scintillators, mit Hilfe eines optischen Verkleinerungssystems auf der CCD-Lichtempfangsfläche abgebildet werden. Da eine Reduzierung der Abmessungen des Linsen enthaltenden optischen Verkleinerungssystems jedoch mit Schwierigkeiten verbunden ist, führt dies zwangsläufig zu einem größeren Röntgen-Bildaufnahmegerät.
Da das Röntgenbild mit Hilfe einer Linse erzeugt wird, entfallen Lichtanteile, die nicht in die Linse gelangen. Die in die Linse gelangenden Lichtanteile werden somit auf 1/100 bis 1/1000 reduziert, obwohl dieses Verhältnis von dem Verkleinerungsverhältnis abhängt, wobei allgemein davon ausgegangen wird, dass sich der Störabstand (das Signal-Rauschverhältnis) beim Lichtdurchtritt durch die Linse auf 1/10 bis 1/100 verringert. Dies stellt einen gravierenden Nachteil in Bezug auf die Verwendung eines CCD-Festkörperbildaufnahmeelements bei medizinischen Geräten dar, die eine hohe Gradationscharakteristik erfordern.
Aus der US-A-4 672 207 ist weiterhin ein Lesesystem für Multikristall-Gammakameras bzw. Mehrfachschwingquarz-Gammakameras bekannt, das eine zweidimensionale Anordnung fotoelektrischer Wandlerelemente auf einer isolierenden Keramikunterlage, einen aus Scintillationskristallen bestehenden Wellenlängen-Umsetzer und eine zwischen einer Gammastrahlenquelle und dem Wellenlängen-Umsetzer angeordnete Gitterplatte umfasst. Der Wellenlängen-Umsetzer ist hierbei optisch mit einer Oberfläche einer Bildleseeinrichtung gekoppelt.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Wie vorstehend beschrieben, liegt der Erfindung daher die Aufgabe zu Grunde, ein Röntgen-Bildaufnahmegerät der nächsten Generation anzugeben, das einen durch das übliche Filmverfahren nicht erreichbaren höheren Diagnosewirkungsgrad aufweist und einen höheren Raumfaktor sowie einen höheren Störabstand (Signal-Rauschverhältnis) ermöglicht, die mit Hilfe des CCD-Verfahrens nicht erzielbar sind.
Darüber hinaus liegt der Erfindung die Aufgabe zu Grunde, ein Röntgen-Bildaufnahmegerät anzugeben, bei dem das Erfordernis für die Verwendung eines Linsen enthaltenden optischen Verkleinerungssystems entfallen und demzufolge kleinere Abmessungen erzielbar sind.
Weiterhin liegt der Erfindung die Aufgabe zu Grunde, ein Röntgen-Bildaufnahmegerät anzugeben, das ein effizientes Auslesen des von einem Leuchtstoff umgesetzten Lichtes ermöglicht.
Außerdem liegt der Erfindung die Aufgabe zu Grunde, ein Röntgen-Bildaufnahmegerät anzugeben, bei dem gestreute Röntgenstrahlanteile unterdrückt und ein qualitativ hochwertiges Röntgenbild mit einem hohen Störabstand und einer hohen Auflösung erhalten werden können.
Darüber hinaus liegt der Erfindung die Aufgabe zu Grunde, ein Röntgen-Bildaufnahmegerät anzugeben, das erschütterungsfest ist und hohe Zuverlässigkeit aufweist.
Ferner liegt der Erfindung die Aufgabe zu Grunde, ein hochpräzises Röntgen-Bildaufnahmegerät anzugeben, durch das Daten erhalten werden können, die im Rahmen einer Datenübertragung verwendbar sind.
Weiterhin liegt der Erfindung die Aufgabe zu Grunde, ein Röntgen-Bildaufnahmegerät anzugeben, das als Eingabe-Ausgabegerät bei einem für medizinische Zwecke eingesetzten Röntgen-Diagnosegerät verwendbar ist.
Gemäß diesen Aufgaben wird erfindungsgemäß ein Röntgen-Bildaufnahmegerät gemäß Patentanspruch 1 angegeben, während die Unteransprüche auf bevorzugte Ausführungsbeispiele der Erfindung gerichtet sind.
Da das erfindungsgemäße Röntgen-Bildaufnahmegerät eine zweidimensionale Bildleseeinrichtung, die durch zweidimensionale Ausbildung einer Vielzahl von fotoelektrischen Wandlerelementen auf einem Isoliersubstrat erhalten wird, einen Wellenlängen-Umsetzer, der in engem Kontakt mit der Oberfläche der zweidimensionalen Bildleseeinrichtung steht und die Wellenlänge einfallender Röntgenstrahlen in eine in einem fotoempfindlichen Wellenlängenbereich der Bildleseeinrichtung liegende Wellenlänge umsetzt, und eine zwischen dem Wellenlängen-Umsetzer und einer Röntgenstrahlenquelle angeordnete Gitterplatte aufweist, die nur Röntgenstrahlen einer spezifischen Richtung dem Wellenlängen-Umsetzer zuführt, können ein qualitativ hochwertiges Röntgenbild ohne Verwendung eines Films erhalten und eine entsprechende Datenverarbeitung vereinfacht und erleichtert werden.
Da das Erfordernis der Verwendung eines eine Linse enthaltenden optischen Verkleinerungssystems entfällt, kann das gesamte Röntgen-Bildaufnahmegerät kleinere Abmessungen aufweisen.
Da außerdem die meisten Lichtanteile eines Leuchtstoffs effektiv genutzt werden können, kann ein Röntgen-Bildaufnahmegerät mit einem hohen Störabstand (Signal-Rauschverhältnis) erhalten werden.
Mit Hilfe dieses Gerätes kann nicht nur die Effizienz einer Diagnose in Kliniken erheblich verbessert, sondern auch ein Diagnose-Informationsnetzwerk für das gesamte Land aufgebaut werden. Auf diese Weise kann auch ein Patient in einer abgelegenen Gegend die gleiche hochwertige medizinische Diagnose wie im Falle einer hochmodernen Klinik erhalten, sodass sich die Effizienz der Diagnose auf dem gesamten Gebiet der medizinischen Behandlung und Betreuung verbessern lässt.
Da außerdem die Gitterplatte vorgesehen ist, lässt sich eine Streuung der Röntgenstrahlen im menschlichen Körper weitgehend unterdrücken.
Die zweidimensionale Bildleseeinrichtung des erfindungsgemäßen Röntgen-Bildaufnahmegeräts ist hierbei gemäß Patentanspruch 1 aufgebaut.
Ein jeweiliges fotoelektrisches Wandlerelement umfasst ausgehend von der Seite des Isoliersubstrats eine als untere Elektrode dienende erste Metall-Dünnschicht, eine amorphe Siliciumnitrid-Isolierschicht (a-SiN_x) zur Verhinderung des Hindurchtretens von Elektronen und Defektelektronen, eine fotoelektrische Wandlerschicht aus hydriertem amorphem Silicium (a-Si:H), eine n-leitende Injektionssperrschicht zur Verhinderung einer Injektion von Ladungsträgern in Form von Defektelektronen oder eine p-leitende Injektionssperrschicht zur Verhinderung einer Injektion von Ladungsträgern in Form von Elektronen sowie eine auf einem Bereich der Injektionssperrschicht ausgebildete und als obere Elektrode dienende transparente leitende Schicht oder zweite Metall-Dünnschicht. Bei diesem Aufbau kann eine bereits verfügbare Dünnschicht-Aufbringungseinrichtung wie ein CVD-Gerät, eine Beschichtungs- oder Zerstäubungsvorrichtung oder dergleichen auf einfache Weise eingesetzt werden, sodass der Bildaufnahmebereich des Röntgen-Bildaufnahmegerätes eine große Fläche aufweisen und mit geringen Kosten hergestellt werden kann. Wenn die verwendete Gitterplatte und der zur Umwandlung der Röntgenstrahlen in sichtbares Licht dienende Leuchtstoff die gleichen Abmessungen wie der fotoelektrische Wandlerbereich aufweisen, kann ein flaches, kompaktes und einen hohen Störabstand (Signal-Rauschverhältnis) aufweisendes Röntgen-Bildaufnahmegerät erhalten werden. Die von diesem Gerät erhaltenen Röntgenbilddaten lassen sich auf einfache Weise in digitaler Form verarbeiten wodurch sich die Effizienz einer Diagnose auf dem gesamten Gebiet der medizinischen Behandlung und Betreuung in Zukunft erheblich verbessern lässt.
Die Erfindung wird nachstehend anhand von bevorzugten Ausführungsbeispielen unter Bezugnahme auf die zugehörigen Zeichnungen näher beschrieben. Es zeigen:
1 eine schematische Schnittansicht zur Veranschaulichung eines Beispiels für ein Röntgen-Bildaufnahmegerät des Standes der Technik,
2 und 3 Schnittansichten zur Veranschaulichung eines Ausführungsbeispiels einer Gitterplatte,
4 eine Schnittansicht zur Veranschaulichung des Gesamtaufbaus eines Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Röntgen-Bildaufnahmegerätes,
5 eine Draufsicht auf einen fotoelektrischen Wandlerbereich, der bei dem erfindungsgemäßen Röntgen-Bildaufnahmegerät Verwendung finden kann,
6 eine Schnittansicht des fotoelektrischen Wandlerbereichs gemäß 5,
7A bis 7C schematische Darstellungen von Energiebändern zur Veranschaulichung eines Ausführungsbeispiels für Betrieb und Wirkungsweise eines fotoelektrischen Wandlerelements, das im Rahmen der Erfindung Verwendung finden kann,
8 ein schematisches Ersatzschaltbild eines Ausführungsbeispiels eines fotoelektrischen Wandlerbereichs, der im Rahmen der Erfindung Verwendung finden kann,
9 Signalverläufe zur Veranschaulichung eines Ausführungsbeispiels für eine im Rahmen der Erfindung verwendbare Ansteuerung des fotoelektrischen Wandlerbereiches,
10 ein schematisches Ersatzschaltbild für ein im Rahmen der Erfindung verwendbares Bildelement des fotoelektrischen Wandlerbereiches,
11 Steuersignalverläufe bei dem fotoelektrischen Wandlerbereich gemäß 10,
12 und 13 Draufsichten, die das Anordnungskonzept eines Röntgenstrahlendetektors veranschaulichen,
14 und 15 Schnittansichten zur Veranschaulichung bevorzugter Ausführungsbeispiele des erfindungsgemäßen Röntgen-Bildaufnahmegerätes, und
16 eine perspektivische Ansicht zur Veranschaulichung eines bevorzugten Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Röntgen-Bildaufnahmegerätes.
DETAILLIERTE BESCHREIBUNG BEVORZUGTER AUSFÜHRUNGSBEISPIELE
4 zeigt in Form einer schematischen Querschnittsansicht den Gesamtaufbau eines bevorzugten erfindungsgemäßen Röntgen-Bildaufnahmegerätes bei einem Röntgengerät. Gemäß 4 werden von einer Röntgenstrahlenquelle 901 abgegebene Röntgenstrahlen auf einen menschlichen Körper 902 gerichtet, wo sie eine Absorption, Transmission und Streuung in Abhängigkeit von den vorhandenen Geweben des Körpers wie z.B. den Lungenbereichen, Knochen, Blutgefäßen, einem Fötus und dergleichen erfahren. Die durch den menschlichen Körper hindurchgetretenen Röntgenstrahlen treffen dann auf eine Gitterplatte 903.
Die 2 und 3 zeigen Schnittansichten der Gitteranordnung. Das Gitter wird in abwechselnder Anordnung von einem Röntgenstrahlen absorbierenden Material 200 (wie z.B. Blei) und einem Material 201 (wie z.B. Aluminium) gebildet, das das Hindurchtreten von Röntgenstrahlen zulässt. Die Gitterplatte dient hierbei dem Zweck, eine Verringerung der Auflösung auf Grund der Streuung von Röntgenstrahlen im Körperinneren zu verhindern, da nur Röntgenstrahlen in einer spezifischen Richtung (der Querschnittsrichtung des Gitters) durch die Bereiche 201 des röntgenstrahldurchlässigen Materials hindurchtreten und einen Scintillator (Leuchtstoff) 904 erreichen können, während im Körperinneren gestreute Röntgenstrahlen von den Bereichen 200 des röntgenstrahlabsorbierenden Materials des Gitters absorbiert werden und den Scintillator nicht erreichen können.
Die in den Scintillator eintretenden Röntgenstrahlen werden im Scintillator von einem Leuchtstoff absorbiert, wobei der Scintillator eine Fluoreszenz erzeugt, die in dem Wellenlängenbereich der Spektralempfindlichkeit von fotoelektrischen Wandlerelementen 401 oder in dessen Nähe liegt.
Die in engem Kontakt mit dem Leuchtstoff stehenden fotoelektrischen Wandlerelemente 401 führen eine fotoelektrische Umsetzung der Fluoreszenzkomponenten eines von dem Scintillator 904 erhaltenen Röntgenbildes in Signalladungen herbei, die dann über Schaltelemente 402 Verarbeitungsschaltungen (wie einem Verstärker, einem Analog/Digital-Umsetzer und dergleichen, die in 4 nicht dargestellt sind) zugeführt werden.
In diesem Zusammenhang ist anzumerken, dass der Leuchtstoff sich nicht in perfekt engem Kontakt mit den fotoelektrischen Wandlerelementen befinden muss, sondern dass ein weitgehend oder im wesentlichen enger Kontakt mit ihnen ausreicht. Der Begriff "im wesentlichen in engem Kontakt mit" beinhaltet, dass zwischen dem Leuchtstoff und den Elementen ein Zwischenraum bestehen kann, der ausreichend kleiner als der Sensorabstand bzw. die Sensorrasterung ist. Durch eine solche Anordnung können einerseits der Lichteinfall voll ausgenutzt und andererseits Bildunschärfen vermieden werden.
Die fotoelektrischen Wandlerelemente 401 und die Schaltelemente 402 sind auf einem Isoliersubstrat 400 ausgebildet und zu ihrem Schutz mit einer Schutzschicht 403 überzogen.
Die 2 und 3 zeigen einen Abschnitt des Gitters bzw. der Gitterplatte gemäß 4. 2 zeigt hierbei ein Gitter, das bei einem relativ großen Abstand zu der Röntgenstrahlenquelle Verwendung findet und parallel zueinander angeordnete Bereiche mit einem röntgenstrahlabsorbierenden Material (Pb) und Bereiche mit einem röntgenstrahldurchlässigen Material (Al) aufweist. Bei dem Gitter bzw. der Gitterplatte gemäß 3 verlaufen dagegen die Bereiche mit dem röntgenstrahlabsorbierenden Material (Pb) und dem röntgenstrahldurchlässigen Material (Al) in der Querschnittsstruktur schräg zu einem Punkt in der Richtung der Röntgenstrahlenquelle 901, wobei ein solches Gitter Verwendung findet, wenn der Abstand zwischen der Röntgenstrahlenquelle und dem Gitter bzw. der Gitterplatte relativ klein ist. Eine solche Anordnung ist in Bezug auf den geringen Platzbedarf bei dem Röntgen-Bildaufnahmegerät von Vorteil. Da bei dem Gitter bzw. der Gitterplatte gemäß 3 die durch den menschlichen Körper ohne Absorption oder Streuung direkt hindurchtretenden Röntgenstrahlen auch direkt auf den Scintillator fallen, können eine hellere Fluoreszenz erhalten und ein höherer Störabstand (Signal-Rauschverhältnis) gewährleistet werden.
5 zeigt eine Draufsicht der fotoelektrischen Wandlerelemente und Schaltelemente für vier Bildelemente eines zweidimensionalen fotoelektrischen Wandlerbereichs, der vorzugsweise bei dem erfindungsgemäßen Röntgen-Bildaufnahmegerät Verwendung finden kann. In 5 entsprechen gestrichelte Bereiche 405 Lichtempfangsbereichen, die die Fluoreszenz vom Scintillator aufnehmen. Die Schaltelemente 402 übertragen von den fotoelektrischen Wandlerelementen fotoelektrisch umgesetzte Signalladungen zu Verarbeitungsschaltungen über mit den Verarbeitungsschaltungen verbundene Signalleitungen 409 und werden über Steuerleitungen 408 gesteuert. Über Stromversorgungsleitungen 410 wird eine Vorspannung den fotoelektrischen Wandlerelementen zugeführt. Die fotoelektrischen Wandlerelemente 401 und die Schaltelemente 402 sind über Kontaktlöcher 420 miteinander verbunden.
6 zeigt eine Schnittansicht des fotoelektrischen Wandlerbereiches entlang der Linie 6-6 gemäß 5.
Nachstehend wird ein Beispiel für ein im Rahmen der Erfindung verwendbares Verfahren zur Ausbildung des fotoelektrischen Wandlerbereiches näher beschrieben.
Zunächst wird zur Bildung einer ersten Metall-Dünnschicht 421 auf das Isoliersubstrat 400 eine Chromschicht (Cr) mit Hilfe eines Zerstäubungs- oder Widerstandsheizverfahrens in einer Dicke von annähernd 500 Å aufgebracht, wobei eine Musterbildung durch Fotolithografie erfolgt und unnötige Bereiche weggeätzt werden. Diese erste Metall-Dünnschicht 421 bildet die unteren Elektroden der jeweiligen fotoelektrischen Wandlerelemente 401 sowie die Gate-Elektroden der jeweiligen Schaltelemente 402.
Sodann werden durch ein CVD-Verfahren aufeinanderfolgend im gleichen Vakuum eine a-SiN_x-Schicht (425) in einer Dicke von 2000 Å, eine a-Si:H-Schicht (426) mit einer Dicke von 5000 Å sowie eine n⁺-Schicht (427) mit einer Dicke von 500 Å abgeschieden. Diese Schichten bilden jeweils die Isolierschicht/fotoelektrische Wandler-Halbleiterschicht/Defektelektronen-Injektionssperrschicht der fotoelektrischen Wandlerelemente 401 sowie die Gate-Isolierschicht/Halbleiterschicht/ohmsche Kontaktschicht der Schaltelemente 402. Außerdem werden sie auch als Isolierschichten an Überschneidungsbereichen (430 in 5) zwischen der ersten Metall-Dünnschicht 421 und einer zweiten Metall-Dünnschicht 422 verwendet. Die Dicke dieser Schichten ist hierbei nicht auf die vorstehend genannten Werte beschränkt, sondern kann optimal in Abhängigkeit von den bei der fotoelektrischen Wandlereinrichtung verwendeten Spannungen und Ladungen, der vom Scintillator abgegebenen Fluoreszenz und dergleichen ausgewählt werden. Zumindest die a-SiN_x- Schicht weist jedoch vorzugsweise eine Dicke von 500 Å oder mehr auf, damit das Hindurchtreten von Elektronen und Defektelektronen verhindert wird und eine gute Funktion als Gate-Isolierschicht eines Dünnschichttransistors gewährleistet ist.
Nach der Bildung dieser Schichten werden die zu Kontaktlöchern (siehe 420 gemäß 5) auszubildenden Bereiche einer Trockenätzung durch ein RIE-Verfahren (reaktives Ionenätzverfahren), ein CDE-Verfahren (chemisches Trockenätzverfahren) oder dergleichen unterzogen, woraufhin eine Aluminiumschicht (A1) mit einer Dicke von ungefähr 10000 Å als zweite Metall-Dünnschicht mit Hilfe eines Zerstäubungs- oder Widerstandsheizverfahrens aufgebracht wird. Die aufgebrachte Schicht wird sodann mit Hilfe eines Fotolithografieverfahrens gemustert, wobei nicht erforderliche Bereiche weggeätzt werden.
Die zweite Metall-Dünnschicht bildet die oberen Elektroden der jeweiligen fotoelektrischen Wandlerelemente 401, die Source- und Drain-Elektroden der jeweiligen Schaltelemente (Dünnschichttransistoren), weitere Leiterbahnen (Verbindungen) und dergleichen. Bei der Ausbildung der zweiten Metall-Dünnschicht 422 werden die oberen und unteren Dünnschichten über die Kontaktlochabschnitte gleichzeitig miteinander verbunden.
Außerdem werden zur Ausbildung der jeweiligen Kanalbereiche der Dünnschichttransistoren Abschnitte zwischen der Source-Elektrode und der Drain-Elektrode durch ein RIE-Verfahren geätzt, woraufhin zur Trennung der jeweiligen Bauelemente voneinander unnötige Bereiche der a-SiN_x-Schicht, der a-Si:H-Schicht und der n⁺-Schicht weggeätzt werden. Auf diese Weise werden die fotoelektrischen Wandlerelemente 401, die Dünnschicht-Schalttransistoren 402, weitere Leiterbahnen (408, 409, 410) sowie die Kontaktlöcher 420 ausgebildet.
Obwohl in der Schnittansicht gemäß 6 nur die Elemente von zwei Bildelementen dargestellt sind, bedarf es keiner Erwähnung, dass eine große Anzahl von Bildelementen gleichzeitig auf dem Isoliersubstrat 400 ausgebildet wird. Zur Verbesserung der Feuchtigkeitsfestigkeit werden die Bauelemente und Leitungen schließlich mit einer SiN_x-Passivierungsschicht (Schutzschicht) überzogen.
Wie vorstehend beschrieben, werden die fotoelektrischen Wandlerelemente, die Dünnschicht-Schalttransistoren und die Leiterbahnen somit nur durch gleichzeitige Ausbildung der ersten Metall-Dünnschicht, der a-SiN_x-Schicht, der a-Si:H-Schicht, der n⁺-Schicht und der zweiten Metall-Dünnschicht sowie durch Ätzen dieser Schichten gebildet. Bei jedem fotoelektrischen Wandlerelement ist nur eine Injektionssperrschicht vorgesehen, und die vorstehend beschriebenen Schichten werden im gleichen Vakuum ausgebildet.
Nachstehend wird die Wirkungsweise eines im Rahmen der Erfindung verwendbaren jeweiligen fotoelektrischen Wandlerelements 401 anhand eines Beispiels im einzelnen beschrieben.
Die 7A und 7B zeigen Energiebändermodelle zur Veranschaulichung eines Auffrischungsvorgangs und eines fotoelektrischen Umsetzungsvorgangs bei dem fotoelektrischen Wandlerelement, wobei die jeweiligen Zustände in der Quer- oder Dickenrichtung der jeweiligen Schichten gemäß 6 dargestellt sind. In 7A besteht eine untere Elektrode 602 (die nachstehend auch als D-Elektrode bezeichnet ist) aus Cr. Eine Isolierschicht 607 besteht aus SiN und verhindert das Hindurchtreten von sowohl Elektronen als auch Defektelektronen. Die Dicke der Schicht 607 beträgt 500 Å oder mehr, wodurch eine Bewegung von Elektronen und Defektelektronen auf Grund des Tunneleffektes verhindert werden kann. Eine fotoelektrische Wandler-Halbleiterschicht 604 besteht aus einer eigenleitenden (i-leitenden) Halbleiterschicht aus hydriertem amorphem Silicium (a-Si). Eine von einer n-leitenden a-Si-Schicht gebildete Injektionssperrschicht 605 verhindert die Injektion von Defektelektronen in die fotoelektrische Wandler-Halbleiterschicht 604. Eine obere Elektrode 606 (die nachstehend auch als D-Elektrode bezeichnet ist) besteht aus Al.
Obwohl bei diesem Ausführungsbeispiel die D-Elektrode die n-Schicht nicht genau überdeckt, besitzen die D-Elektrode und die n-Schicht stets das gleiche Potential, um eine freie Bewegung von Elektronen zwischen der D-Elektrode und der n-Schicht zu ermöglichen, was bei der nachstehenden Beschreibung vorausgesetzt wird. Das fotoelektrische Wandlerelement gemäß diesem Ausführungsbeispiel arbeitet in zwei Betriebsarten, nämlich in einem Auffrischungsbetrieb und in einem fotoelektrischen Umsetzungsbetrieb, was von der Spannungszuführung zu der D-Elektrode und der G-Elektrode abhängt.
Gemäß 7A wird im Auffrischungsbetrieb ein negatives Potential an die D-Elektrode in Bezug auf die G-Elektrode angelegt, sodass die in Form von Punkten dargestellten Defektelektronen in der i-Schicht 604 von einem elektrischen Feld zur D-Elektrode geführt werden. Gleichzeitig werden die in Form von kleinen Kreisen dargestellten Elektronen in die i-Schicht injiziert. Hierbei findet in der n-Schicht 605 und der i-Schicht 604 eine Rekombination einiger Defektelektronen und Elektronen statt, die auf diese Weise verschwinden. Wenn dieser Zustand für eine ausreichend lange Zeit andauert, werden die in der i-Schicht 604 befindlichen Defektelektronen aus der i-Schicht 604 entfernt.
Um von diesem Zustand auf den fotoelektrischen Umsetzungsbetrieb gemäß 7B überzugehen, wird an die D-Elektrode ein positives Potential in Bezug auf die G-Elektrode angelegt. Daraufhin werden die Elektronen in der i-Schicht 604 vorübergehend zu der D-Elektrode geführt. Da jedoch die n-Schicht 605 als Injektionssperrschicht wirkt, gelangen keine Defektelektronen zu der i-Schicht 604. Wenn in diesem Zustand Licht auf die i-Schicht 604 fällt, wird dieses Licht unter Bildung von Elektronen-Defektelektronen-Paaren absorbiert. Die Elektronen werden zu der D-Elektrode geführt, während die Defektelektronen in die i-Schicht 604 wandern und die Grenzschicht zwischen der i-Schicht 604 und der Isolierschicht 607 erreichen. Da die Defektelektronen jedoch nicht in die Isolierschicht 607 eindringen können, verbleiben sie in der i-Schicht 604. Da sich während dieser Zeit somit die Elektronen zur D-Elektrode bewegen, während sich die Defektelektronen zu der Grenzschicht zwischen der Isolierschicht 607 und der i-Schicht 604 bewegen, fließt von der G-Elektrode ein elektrischer Strom, um einen elektrisch neutralen Zustand aufrecht zu erhalten. Da dieser Strom den durch den Lichteinfall erzeugten Elektronen-Defektelektronen-Paaren proportional ist, ist er somit auch dem einfallenden Licht proportional. Wenn nach Aufrechterhaltung dieses fotoelektrischen Umsetzungsbetriebs (7B) für eine vorgegebene Zeitdauer das Element wieder in den Auffrischungszustand (7B) umgeschaltet wird, werden die in der i-Schicht 604 verbliebenen Defektelektronen in der vorstehend beschriebenen Weise zu der D-Elektrode geführt, sodass hierbei ein den Defektelektronen entsprechender elektrischer Strom fließt. Die Menge der Defektelektronen entspricht der Gesamtmenge des einfallenden Lichtes während der Dauer des fotoelektrischen Umsetzungsbetriebs. Obwohl in dieser Zeit auch der der Menge der in die i-Schicht 604 injizierten Elektronen entsprechende Strom fließt, ist die Menge dieser Elektronen annähernd konstant und kann von der Menge der Defektelektronen zur Messung der Lichtmenge subtrahiert werden. Das fotoelektrische Wandlerelement gemäß diesem Ausführungsbeispiel kann somit der einfallenden Lichtmenge entsprechende Ausgangssignale in Echtzeit bilden und außerdem die Gesamtmenge an einfallendem Licht während einer vorgegebenen Zeitdauer erfassen.
Wenn sich jedoch die fotoelektrische Umsetzungsperiode aus bestimmten Gründen verlängert oder wenn das einfallende Licht eine hohe Leuchtstärke aufweist, fließt häufig auch bei einfallendem Licht kein elektrischer Strom. Dies beruht dann darauf, dass eine große Anzahl von Defektelektronen in der i-Schicht 604 verbleibt, die das elektrische Feld in der i-Schicht 604 schwächen, sodass die erzeugten Elektronen von dem elektrischen Feld nicht zu der D-Elektrode geführt werden sondern eine Rekombination mit den Defektelektronen in der i-Schicht 604 erfolgt. Wenn sich der Lichteinfall in diesem Zustand verändert, kann dies zur Folge haben, dass ein instabiler elektrischer Strom fließt. Wenn von diesem Zustand jedoch wieder auf den Auffrischungsbetrieb übergegangen wird, werden die Defektelektronen in der i-Schicht 604 entfernt, sodass bei dem nächsten fotoelektrischen Umsetzungsvorgang ein dem einfallenden Licht proportionaler elektrischer Strom erhalten werden kann.
Wenn gemäß vorstehender Beschreibung die Defektelektronen in der i-Schicht 604 im Auffrischungsbetrieb entfernt werden, findet hierbei im Idealfall eine Entfernung sämtlicher Defektelektronen statt, jedoch hat bereits die Entfernung einiger Defektelektronen die Wirkung, dass ohne schwerwiegende Probleme ein elektrischer Strom erhalten werden kann, der dem vorstehend beschriebenen Strom entspricht. Dies bedeutet, dass verhindert werden muss, dass bei der Detektion im Rahmen des nächsten fotoelektrischen Umsetzungsbetriebs der Zustand gemäß 7C erhalten wird und dass somit nur das Potential der D-Elektrode in Relation zu der G-Elektrode im Auffrischungsbetrieb, die Dauer des Auffrischungsbetriebs sowie die Eigenschaften bzw. Kennwerte der die Injektionssperrschicht bildenden n-leitenden Schicht 605 entsprechend bestimmt werden müssen. Aus den nachstehend näher beschriebenen Gründen stellt außerdem die Injektion von Elektronen in die i-Schicht 604 im Auffrischungsbetrieb keine notwendige Bedingung dar, und auch das Potential der D-Elektrode in Relation zu der G-Elektrode ist nicht auf ein negatives Potential beschränkt. Wenn nämlich eine große Anzahl von Defektelektronen in der i-Schicht 604 verbleibt, wirkt auch bei einem positiven Potential der D-Elektrode in Bezug auf die G-Elektrode das elektrische Feld in der i-Schicht in einer Richtung, in der die Defektelektronen zu der D-Elektrode geführt werden. In ähnlicher Weise stellt auch in Bezug auf die Eigenschaften der von der n-Schicht 605 gebildeten Injektionssperrschicht die Fähigkeit, Elektronen in die i-Schicht 604 injizieren zu können, keine notwendige Bedingung dar.
Nachstehend wird der fotoelektrische Umsetzungsvorgang bei einer zweidimensionalen Anordnung der fotoelektrischen Wandlerelemente gemäß den 5 und 6 näher beschrieben. 8 zeigt ein Ersatzschaltbild eines Ausführungsbeispiels der fotoelektrischen Wandlereinrichtung bei zweidimensionaler Anordnung der fotoelektrischen Wandlerelemente, während 9 zeitabhängige Signalverläufe bei einem Ausführungsbeispiel für den Betrieb dieser fotoelektrischen Wandlereinrichtung veranschaulicht.
Gemäß 8 sind fotoelektrische Wandlerelemente S11 bis S33, deren untere Elektroden mit G und deren obere Elektroden mit D bezeichnet sind, mit Dünnschicht-Schalttransistoren T11 bis T33 verbunden. Eine Spannungsquelle Vs und eine Auffrischungsspannungsquelle Vr sind jeweils mit den D-Elektroden sämtlicher fotoelektrischer Wandlerelemente S11 bis S33 über Schalter SWs und SWr verbunden. Der Schalter SWs ist über einen Inverter mit einer Auffrischungssteuerschaltung RF verbunden, während der Schalter SWr direkt mit der Auffrischungssteuerschaltung RF verbunden ist. Die Auffrischungssteuerschaltung RF steuert diese Schalter derart, dass der Schalter SWr während der Auffrischungsperiode und der Schalter SWs während anderer Perioden eingeschaltet werden. Ein Bildelement wird von einem fotoelektrischen Wandlerelement und einem zugehörigen Dünnschicht-Schalttransistor gebildet, wobei sein Signalausgang über eine Signalleitung SIG mit einem integrierten Messschaltkreis IC verbunden ist. Bei dieser fotoelektrischen Wandlereinrichtung sind insgesamt 9 Bildelemente in drei Blöcke unterteilt. Die Ausgangssignale von drei Bildelementen je Block werden über die Signalleitungen SIG gleichzeitig übertragen und von dem integrierten Messschaltkreis IC aufeinanderfolgend in Ausgangssignale umgesetzt, wodurch Ausgangssignale Vout erhalten werden. Hierbei sind drei Bildelemente eines Blocks in horizontaler Richtung angeordnet, während die drei Blöcke in Vertikalrichtung angeordnet sind, wodurch eine zweidimensionale Bildelementanordnung erhalten wird.
Nachstehend wird ein Ausführungsbeispiel für Betrieb und Arbeitsweise eines Bildelements bei dem fotoelektrischen Wandlerbereich des erfindungsgemäßen Röntgen-Bildaufnahmegerätes unter Bezugnahme auf die 10 und 11 näher beschrieben. 10 zeigt hierbei ein Ersatzschaltbild mit dem fotoelektrischen Wandlerelement und dem zugehörigen Dünnschicht-Schalttransistor für ein Bildelement, während 11 zeitliche Signalverläufe im Betrieb dieser Schaltungsanordnung veranschaulicht. Zur Auffrischung des fotoelektrischen Wandlerelements 401 werden eine Gate-Spannung Vg (730) eingeschaltet und ein Rückstell-Schaltelement 705 durchgeschaltet, wobei eine Vorspannungsquelle 701 auf einen gegebenen Spannungswert (Vr) eingestellt wird. Durch diesen Vorgang wird die D-Elektrode des fotoelektrischen Wandlerelements 401 auf die Spannung Vr aufgefrischt, während seine G-Elektrode auf eine Vorspannung V_BT einer Rückstell-Spannungsquelle 707 aufgefrischt wird (Vr < V_BT). Nach diesem Vorgang wird das fotoelektrische Wandlerelement in einen Speicherzustand (Lesebetrieb) versetzt. Sodann wird die Röntgenstrahlenquelle 901 eingeschaltet, sodass die durch den menschlichen Körper und die Gitterplatte 903 hindurchtretenden Röntgenstrahlen auf den Scintillator 904 fallen. Die von dem Scintillator 904 erzeugte Fluoreszenz fällt auf das fotoelektrische Wandlerelement 401 und wird fotoelektrisch umgesetzt. Da die a-SiN_x-Schicht und die das fotoelektrische Wandlerelement bildende fotoelektrische Wandlerschicht in Form der a-Si:H-Halbleiterschicht auch Dielektrika darstellen, dient das fotoelektrische Wandlerelement auch als kapazitives Element, d.h., eine von dem fotoelektrischen Wandlerelement fotoelektrisch umgesetzte Signalladung wird auch in dem fotoelektrischen Wandlerelement gespeichert. Sodann wird die Gate-Spannung Vg des Dünnschicht-Schalttransistors eingeschaltet und die Signalladung des fotoelektrischen Wandlerelements einem kapazitiven Element 713 zugeführt. Dieses kapazitive Element 713 ist bei der Anordnung gemäß 5 nicht als spezifisches Bauelement ausgebildet, sondern bildet sich zwangsläufig durch die Kapazität zwischen der oberen und unteren Elektrode des Dünnschichttransistors, des Überschneidungsbereichs 430 zwischen der Signalleitung 409 und der Gate-Leitung 408 und dergleichen. Natürlich kann das kapazitive Element 713 auch entsprechend der Auslegung in Form eines spezifischen Bauelements vorgesehen sein. Die vorstehend beschriebenen Vorgänge mit Ausnahme der Stromversorgung und Gate-Steuerung des Dünnschichttransistors erfolgen bei einem auf dem Isoliersubstrat ausgebildeten amorphen Bauelement. Sodann wird die in dem kapazitiven Element 713 gespeicherte Signalladung einem kapazitiven Element 720 einer Verarbeitungsschaltung durch ein Schaltelement 725 zugeführt, woraufhin über einen Operationsverstärker 721 ein Signal abgegeben wird. Anschließend wird das kapazitive Element 720 über einen Schalter 722 zurückgestellt, während das kapazitive Element 713 über einen Schalter 705 zurückgestellt wird, womit die Verarbeitung für ein Bildelement abgeschlossen ist.
Nachstehend wird ein Ausführungsbeispiel für Betrieb und Wirkungsweise des erfindungsgemäßen Röntgen-Bildaufnahmegeräts unter Bezugnahme auf die 8 und 9 näher beschrieben.
Über Schieberegister SR1 und SR2 werden Impulse mit Hi-Pegel Steuerleitungen g1 bis g3 und s1 bis s3 zugeführt. Hierdurch werden die Übertragungsschalttransistoren T11 bis T33 elektrisch mit Schaltern M1 bis M3 verbunden, während die G-Elektroden von sämtlichen fotoelektrischen Wandlerelementen S11 bis S33 an Massepotential gelegt werden (da der Eingang eines Integrationsdetektorverstärkers an Massepotential liegt). Gleichzeitig gibt die Auffrischungssteuerschaltung RF einen Impuls mit Hi-Pegel zum Durchschalten des Schalters SWr ab, sodass die D-Elektroden von sämtlichen fotoelektrischen Wandlerelementen S11 bis S33 durch die Auffrischungsspannungsquelle Vr an ein positives Potential gelegt werden. Auf diese Weise werden sämtliche fotoelektrischen Wandlerelemente S11 bis S33 einem Auffrischungsvorgang unterzogen und aufgefrischt. Bei der nächsten Steuerung gibt die Auffrischungssteuerschaltung RF einen Impuls mit Lo-Pegel zum Durchschalten des Schalters SWs ab, sodass die D-Elektroden von sämtlichen fotoelektrischen Wandlerelementen S11 bis S33 durch die Lesespannungsquelle Vs an ein positives Potential gelegt werden. Hierdurch werden alle fotoelektrischen Wandlerelemente S11 bis S33 auf den fotoelektrischen Umsetzungsbetrieb eingestellt. In diesem Zustand führen die Schieberegister SR1 und SR2 den Steuerleitungen g1 bis g3 und s1 bis s3 Impulse mit Lo-Pegel zu. Durch diese Impulse werden die Schalter M1 bis M3 der Übertragungsschalttransistoren T11 bis T33 gesperrt bzw. abgeschaltet, wobei die jeweiligen fotoelektrischen Wandlerelemente ihr Potential aufrecht erhalten, obwohl sie sich gleichspannungsmäßig im Leerlauf befinden, da sie gleichzeitig auch Kondensatoren darstellen. Da hierbei keine Röntgenstrahlen einfallen, fällt auch kein Licht auf die fotoelektrischen Wandlerelemente S11 bis S33, sodass kein Fotostrom fließt. Wenn jedoch in diesem Zustand Röntgenstrahlimpulse abgegeben werden und durch den Scintillator hindurchtreten, fällt die vom Scintillator erzeugte Fluoreszenz auf die fotoelektrischen Wandlerelemente S11 bis S33. Die Fluoreszenz enthält in diesem Fall Informationen bezüglich des inneren Aufbaus oder Gewebes eines menschlichen Körpers. Die in Abhängigkeit von dem einfallenden Licht hierbei fließenden Fotoströme werden als Ladungen in den fotoelektrischen Wandlerelementen gespeichert und nach Beendigung des Auftreffens der Röntgenstrahlen aufrecht erhalten. Wenn sodann das Schieberegister SR1 der Steuerleitung g1 einen Steuerimpuls mit Hi-Pegel und das Schieberegister SR2 den Steuerleitungen s1 bis s3 Steuerimpulse zuführen, werden über die Übertragungsschalttransistoren T11 bis T13 und die Schalter M1 bis M3 aufeinanderfolgend Ausgangssignale v1 bis v3 abgegeben. In ähnlicher Weise werden auch die weiteren optischen Signale durch die Steuerung der Schieberegister SR1 und SR2 aufeinanderfolgend abgegeben. Durch diese Signale wird eine zweidimensionale Information der internen Struktur z.B. eines menschlichen Körpers in Form der Ausgangssignale v1 bis v9 erhalten. Durch die bisher beschriebenen Vorgänge wird ein Stehbild erhalten. Wenn jedoch ein bewegliches Bild erhalten werden soll, erfolgt dies durch Wiederholung der vorstehend beschriebenen Vorgänge.
Da die D-Elektroden der fotoelektrischen Wandlerelemente mit einer gemeinsamen Leiterbahn verbunden sind, die über die Schalter SWr und SWs auf die Potentiale der Auffrischungsspannungsquelle Vr und der Lesespannungsquelle Vs eingesteuert wird, können sämtliche fotoelektrischen Wandlerelemente gleichzeitig in den Auffrischungsbetrieb oder den fotoelektrischen Umsetzungsbetrieb geschaltet werden. Auf diese Weise kann ein optisches Ausgangssignal unter Verwendung nur eines Dünnschichttransistors je Bildelement erhalten werden, ohne dass eine komplizierte Steuerung erforderlich ist.
Gemäß 8 sind 9 Bildelemente in einer zweidimensionalen 3 × 3-Matrix angeordnet, wobei die Ausgangssignale von drei Bildelementen gleichzeitig übertragen und in drei Vorgängen ausgegeben werden. Die Erfindung ist jedoch nicht auf diese Anordnung beschränkt. Wenn z.B. 5 × 5 Bildelemente je Quadratmillimeter in einer zweidimensionalen Anordnung von 2000 × 2000 Bildelementen angeordnet werden, lässt sich ein 40 cm × 40 cm-Röntgenstrahldetektor erhalten. Wenn ein solcher Röntgenstrahldetektor anstelle eines Röntgenaufnahmefilms mit einem Röntgenstrahlgenerator zur Bildung eines Röntgen-Bildaufnahmegerätes kombiniert wird, kann er zur Röntgen-Brustraumuntersuchung und Röntgen-Brustkrebsuntersuchung verwendet werden. Anders als bei einem Film können bei einer solchen Anordnung die Ausgangssignale des Gerätes unmittelbar auf einem Sichtgerät wie einer Kathodenstrahlröhre dargestellt werden. Weiterhin können die Ausgangssignale des Gerätes in digitale Daten umgesetzt und sodann zur Erzielung einer gewünschten Darstellung einer Bildverarbeitung unterzogen werden. Darüber hinaus können die digitalen Daten auf einer magnetooptischen Platte gespeichert werden, was einen sofortigen Zugriff auf frühere Bilder erlaubt. Außerdem ist die Empfindlichkeit höher als im Falle eines Films, sodass ein deutliches, scharfes Bild auch unter Verwendung sehr schwacher Röntgenstrahlen erhalten werden kann, die auf den menschlichen Körper nur geringfügig einwirken.
Die 12 und 13 zeigen jeweilige Baugruppenanordnungen bei einem Detektor mit 2000 × 2000 Bildelementen. Zum Aufbau eines Detektors mit 2000 × 2000 Bildelementen kann eine zweidimensionale Vergrößerung der Anzahl der in 8 von einer gestrichelten Linie umschlossenen Bauelemente in Betracht gezogen werden. In diesem Fall wären 2000 Steuerleitungen g1 bis g2000 sowie 2000 Signalleitungen sig1 bis sig2000 erforderlich. Außerdem müssten ein aufwendiges Schieberegister SR1 und ein großer integrierter Messschaltkreis IC eingesetzt werden, da sie die Steuerung und Verarbeitung von 2000 Leitungen bewältigen müssen. Wenn solche Bauelemente unter Verwendung von 1-Chip-Elementen realisiert werden, wird ein solcher Chip sehr groß und ist bei der Herstellung in Bezug auf Gutausbeute, Kosten und dergleichen nachteilig. Angesichts dieses Problems wird das Schieberegister SR1 z.B. in Form eines Chips für jeweils 100 Stufen ausgebildet, sodass 20 Chips (SR1-1 bis SR1-20) eingesetzt werden können. Der integrierte Messschaltkreis wird hierbei ebenfalls in Form eines Chips für jeweils 100 Verarbeitungsschaltungen verwendet, sodass auch hier 20 Chips (IC1 bis IC20) Verwendung finden können.
Gemäß 12 sind 20 Chips (SR1-1 bis SR1-20) an der linken Seite (L) und 20 Chips (IC1 bis IC20) an der unteren Seite (D) angebracht, wobei 100 Steuerleitungen und 100 Signalleitungen je Chip durch Drahtbonden angeschlossen sind. Der von einer gestrichelten Linie umschlossene Bereich gemäß 12 entspricht hierbei demjenigen gemäß 8. Externe Verbindungsleitungen sind ebenfalls nicht dargestellt. Weiterhin sind auch die Schalter SWr und SWs, die Spannungsquellen Vr und Vs, die Schaltungsanordnung RF und dergleichen nicht dargestellt. Die integrierten Messschaltkreise IC1 bis IC20 erzeugen 20 Ausgangssignale (Vout), die über Schalter zu einem Ausgangssignal zusammengefasst oder direkt ausgegeben und einer Parallelverarbeitung unterzogen werden können.
13 zeigt eine weitere Anordnung, bei der 10 Chips (SR1-1 bis SR1-10) an der linken Seite (L), weitere 10 Chips dieser Art (SR1-11 bis SR1-20) an der rechten Seite (R), 10 Chips (IC1 bis IC10) an der oberen Seite (U) und weitere 10 Chips dieser Art (IC11 bis IC20) an der unteren Seite (D) angebracht sind. Da bei dieser Anordnung nur 1000 Leiterbahnen jeweils zu der oberen, unteren, linken und rechten Seite (U, D, L, R) verlaufen, nimmt die Leiterbahndichte und damit auch die Dichte des Drahtbondens auf jeder Seite ab, was zu einer höheren Gutausbeute führt. Die Leiterbahnen sind hierbei derart verteilt, dass Leiterbahnen g1, g3, g5, ...., g1999 zur linken Seite (L) und Leitungen g2, g4, g6, ..., g2000 zur rechten Seite (R) verlaufen, d.h., die ungradzahligen Steuerleitungen verlaufen zur linken Seite (L), während die gradzahligen Steuerleitungen zur rechten Seite (R) verlaufen. Da bei dieser Anordnung die Leiterbahnen in gleichen Intervallen verlaufen, lässt sich eine höhere Gutausbeute ohne eine zu hohe lokale Dichte erzielen. Das gleiche trifft für die Verteilung der Leiterbahnen auf die obere Seite (U) und die untere Seite (D) zu.
Obwohl dies nicht dargestellt ist, können die Leiterbahnen auch in Form einer nachstehend beschriebenen anderen Anordnung verlaufen, d.h., Leitungen g1 bis g100, g201 bis g300, ..., g1801 bis g1900 verlaufen zur linken Seite (L) und Leitungen g101 bis g200, g301 bis g400, ..., g1901 bis g2000 verlaufen zur rechten Seite (R), sodass aufeinanderfolgende Steuerleitungen in Einheiten von Chips abwechselnd zur linken Seite (L) und rechten Seite (R) verteilt sind. Da bei dieser Anordnung die Steuerleitungen in einem Chip aufeinanderfolgend angesteuert werden können, lassen sich die Ansteuerzeiten auf einfache Weise festlegen, wodurch ein komplexer Schaltungsaufbau vermieden und damit die Kosten der Schaltungsanordnung verringert werden können. Dies trifft gleichermaßen auch auf die obere Seite (U) und die untere Seite (D) zu, wobei eine kontinuierliche Verarbeitung möglich ist, so dass eine kostengünstige Schaltungsanordnung erhalten werden kann.
Nachdem die von der gestrichelten Linie umschlossene Schaltungsanordnung auf einer einzigen Platine der beiden Detektoren gemäß den 12 und 13 ausgebildet worden ist, können die Chips auf der Platine angeordnet oder die dem gestrichelt dargestellten Bereich entsprechende Schaltungsplatine und die Chips können auf einer weiteren großen Platine angeordnet werden. Alternativ können die Chips auf einer flexiblen Leiterplatte angeordnet und an der dem gestrichelt dargestellten Bereich entsprechenden Schaltungsplatine angebracht und mit dieser verbunden werden.
Bei Verwendung der vorstehend beschriebenen Anordnung lässt sich der Herstellungsvorgang einer großflächigen fotoelektrischen Wandlereinrichtung mit einer sehr hohen Anzahl von Bildelementen durch ein einfaches Verfahren mit einer im wesentlichen nur geringen Anzahl von Schritten realisieren, da die jeweiligen Elemente gleichzeitig durch gemeinsame Schichten ausgebildet werden können. Auf diese Weise lassen sich großflächige fotoelektrische Hochleistungswandlereinrichtungen mit hoher Gutausbeute und geringen Kosten herstellen.
Wie aus der vorstehenden Beschreibung ersichtlich ist, ist das erfindungsgemäße fotoelektrische Wandlerelement nicht auf das vorstehend beschriebene spezifische Ausführungsbeispiel beschränkt, sondern muss lediglich eine erste Elektrodenschicht, eine Isolierschicht zur Verhinderung der Bewegung von Defektelektronen und Elektronen, eine Halbleiterschicht für die fotoelektrische Umsetzung sowie eine zweite Elektrodenschicht in Verbindung mit einer Injektionssperrschicht aufweisen, die zwischen der zweiten Elektrodenschicht und der Halbleiterschicht für die fotoelektrische Umsetzung zur Verhinderung einer Injektion von Defektelektronen in die zur fotoelektrischen Umsetzung vorgesehene Halbleiterschicht angeordnet ist.
Darüber hinaus können die im Rahmen der vorstehenden Beschreibung verwendeten Begriffe "Defektelektronen" und "Elektronen" auch im umgekehrten Sinne verwendet werden, sodass z.B. die Injektionssperrschicht von einer p-Schicht gebildet werden kann. In diesem Falle werden die anderen Bauteile dahingehend ausgestaltet, dass die Polarität der angelegten Spannungen und elektrischen Felder invertiert werden kann, womit die gleiche Wirkungsweise gewährleistet ist. Weiterhin muss die für die fotoelektrische Umsetzung vorgesehene Halbleiterschicht nur eine fotoelektrische Umsetzungsfunktion aufweisen, durch die bei Lichteinfall Elektronen-Defektelektronen-Paare erzeugt werden. Ferner ist die Schichtanordnung nicht auf eine einzige Schicht beschränkt, sondern es kann auch eine mehrschichtige Struktur Verwendung finden oder die Charakteristik kann sich kontinuierlich verändern.
Gleichermaßen muss der Dünnschichttransistor nur eine Gate-Elektrode, eine Gate-Isolierschicht, eine zur Bildung eines Kanals ausreichende Halbleiterschicht, eine ohmsche Kontaktschicht und eine Hauptelektrode aufweisen. So kann z.B. die ohmsche Kontaktschicht von einer p-Schicht gebildet werden, wobei in diesem Falle die Steuerspannung für die Gate-Elektrode invertiert werden kann, sodass Defektelektronen als Ladungsträger dienen können.
14 zeigt eine Schnittansicht, durch die das erfindungsgemäße Röntgen-Bildaufnahmegerät genauer veranschaulicht wird. Das Röntgen-Bildaufnahmegerät umfasst in der nachstehenden Reihenfolge von der Oberseite her ein Gitter 903, das aus Materialbereichen 200, die Röntgenstrahlen absorbieren, und Materialbereichen 201 besteht, durch die Röntgenstrahlen hindurchtreten können, einen Leuchtstoff 904, der als Wellenlängen-Umsetzer zur Umsetzung von Röntgenstrahlen in sichtbares Licht dient, sowie ein Isoliersubstrat 400, auf dem fotoelektrische Wandlerelemente 401, Schaltelemente 402, eine zu deren Schutz vorgesehene Schutzschicht 403 und dergleichen ausgebildet sind. Der Schichtaufbau der fotoelektrischen Wandlerelemente 401 und der Schaltelemente 402 entspricht dem Schichtaufbau gemäß 6, wobei die jeweiligen Schichten mit 6 entsprechenden Bezugszahlen bezeichnet sind. In diesem Zusammenhang ist anzumerken, dass die fotoelektrischen Wandlerbereiche (401, 402 sowie weitere Leiterbahnen) gemäß 14 anders als in 6 nicht zwei geometrisch aufeinanderfolgende Bits (zwei benachbarte Bits) sondern zwei willkürlich gewählte Bits darstellen. Gemäß 14 werden diese beiden Bits nachstehend als Sensoren A und B bezeichnet. Die Lichtempfangsflächen bzw. -bereiche dieser Sensoren sind in 14 mit "S" bezeichnet. Weiterhin sind die Abmessungen des Röntgenstrahlen absorbierenden Materialbereichs 200 und des Materialbereichs 201, durch den Röntgenstrahlen hindurchtreten können, jeweils mit "A" und "T" bezeichnet, wobei die Summe "A + T" dieser beiden Abmessungen "A" und "T" die Gitterrasterung darstellen soll. Die Abmessungen "S", "A", "T" ergeben sich hierbei in Richtung der Gitterrasterung (eindimensionale Richtung: X-Richtung gemäß 14).
Gemäß 14 entspricht die Größe "S" des Lichtempfangsbereiches des Sensors der Gitterrasterung ("A + T"). Der Lichtempfangsbereich des Sensors A (des linken Sensors in 14) steht in phasengleicher Zuordnung zu dem Gitter, sodass die Beziehung "S" = "A + T" gilt. Bei dem Sensor A werden die durch den Bereich 201 des röntgenstrahldurchlässigen Bereichs hindurchtretenden Röntgenstrahlen von dem Leuchtstoff 904 in sichtbares Licht umgesetzt, wobei nur die entsprechende Lichtmenge von dem Sensor A fotoelektrisch umgesetzt wird. Bei dem Sensor B gemäß 14 entspricht dagegen die Phasenbeziehung zwischen dem Lichtempfangsbereich und dem Gitter nicht immer derjenigen des Sensors A, was dann darauf beruht, dass die Rasterung ("S_P") des Sensors (des fotoelektrischen Wandlerelements) nicht gleich der Gitterrasterung ist.
Bei Abweichungen der Sensorrasterung von der Gitterrasterung kommt es üblicherweise auch bei gleichförmigem Lichteinfall auf Grund der unterschiedlichen räumlichen Zuordnung zu einer Ausgangssignalverteilung, die zur Ausbildung eines periodischen Dichtemusters auf dem Bild führt. Diese Erscheinung wird üblicherweise als "Moiré-Effekt" bezeichnet. Wenn ein solcher Moiré-Effekt auftritt, führt dies zu einer erheblichen Verschlechterung der Bildqualität bei dem Röntgen-Bildaufnahmegerät.
Da jedoch der Lichtempfangsbereich "S" des Sensors B gemäß 14 gleich der Gitterrasterung "A + T" ist, ist die von dem Sensor B fotoelektrisch umgesetzte Lichtmenge gleich der Fluoreszenzmenge, die von den durch den Bereich 201 des röntgenstrahldurchlässigen Materials hindurchtretenden Röntgenstrahlen erzeugt wird (bei dem Sensor B gilt: "S" = "T + A1 + A2").
Wenn nämlich der Lichtempfangsbereich "S" eines fotoelektrischen Wandlerelements gleich der Gitterrasterung "T + A" ist, kann jedes fotoelektrische Wandlerelement bei der fotoelektrischen Umsetzung das gleiche Ausgangssignal unabhängig von der Phasenbeziehung des Gitters (200 und 201) bei jedem fotoelektrischen Wandlerelement erzeugen.
15 veranschaulicht einen Fall, bei dem die Größe "S" des Lichtempfangsbereichs den doppelten Wert der Gitterrasterung "T + A" aufweist ("S" = "T + A"·2). Von beiden Sensoren A und B wird (unabhängig von der Sensorposition) die von den durch zwei Bereiche 201 des röntgenstrahldurchlässigen Materials in dem Gitter hindurchtretenden Röntgenstrahlen erzeugte Fluoreszenz fotoelektrisch umgesetzt, wobei ein von der Positionsbeziehung des Gitters in Bezug auf den Lichtempfangsbereich "S" unabhängiges Ausgangssignal dieser fotoelektrischen Umsetzung erhalten und damit die gleiche Wirkung wie im Falle der Anordnung gemäß 14 erzielt werden kann. Obwohl dies nicht dargestellt ist, gilt dies gleichermaßen auch für "S" = "T + A"·N (N ist hierbei eine ganze Zahl, die gleich oder größer als drei ist).
In Verbindung mit den 14 und 15 ist die Gitterrasterung nur in Bezug auf eine Richtung beschrieben worden, wobei als Beispiel die Schnittansichten des erfindungsgemäßen Röntgen-Bildaufnahmegerätes herangezogen worden sind, d.h., es wurde ein Beispiel anhand der Gitterplatte gemäß 2 beschrieben, sodass die erfindungsgemäß erzielbare Wirkung natürlich in diesem Fall auf einen eindimensionalen Bereich beschränkt ist. Da sich jedoch die Erfindung auf ein zweidimensional ausgestaltetes Röntgen-Bildaufnahmegerät bezieht, findet selbstverständlich ein Gitter bzw. eine Gitterplatte in Form eines Schachbrettmusters Verwendung, die durch zweidimensionale Anordnung der Bereiche 200 des röntgenstrahlungsabsorbierenden Materials und der Bereiche 201 des röntgenstrahlungsdurchlässigen Materials erhalten wird, wobei die Gitterrasterung ("T_X + A_X", "T_Y + A_Y") in der X- und der Y-Richtung gleich einem ganzzahligen Vielfachen der entsprechenden Abmessungen (S_X, S_Y) der Lichtempfangsflächen der fotoelektrischen Wandlerelemente in der X- und der Y-Richtung vorgegeben wird, d.h., es gilt: "SX" = "TX + AX"·NX (NX: positive ganze Zahl) "SY" = "TY + AY"·NY (NY: positive ganze Zahl)
Durch diese Anordnung kann somit die erfindungsgemäß erzielbare Wirkung sowohl in der X- als auch der Y-Richtung erhalten werden.
16 zeigt eine schematische perspektivische Ansicht eines solchen Röntgen-Bildaufnahmegerätes (wobei die Bereiche der fotoelektrischen Wandlerelemente nicht dargestellt sind).
Der Wellenlängen-Umsetzer wie z.B. ein Leuchtstoff und das Gitter bzw. die Gitterplatte können unter Verwendung eines Klebstoffs oder einer mechanischen Befestigungseinrichtung miteinander verbunden werden. Wenn eine mechanische Befestigungseinrichtung Verwendung findet, können die Detektoren mit den fotoelektrischen Wandlerelementen, der Wellenlängen-Umsetzer und das Gitter bzw. die Gitterplatte in einem einzigen Gehäuse angeordnet und befestigt werden. Bei einer mechanischen Befestigung besteht die Möglichkeit, dass bei einer Verschlechterung der Eigenschaften oder eines Ausfalls des z.B. von einem Leuchtstoff gebildeten Wellenlängen-Umsetzers oder anderer Bauelemente nur das erforderliche Bauelement ausgetauscht werden kann. Eine Befestigung unter Verwendung von Klebstoff ist zwar im Hinblick auf solche Austauschmöglichkeiten von Nachteil, bietet jedoch den Vorteil, dass nach erfolgter Anbringung der Bauelemente keine Abweichungen der relativen Positionsbeziehung mehr auftreten, sodass eine bessere Erschütterungsfestigkeit erhalten wird.
Die Erfindung kann natürlich in Verbindung mit beiden Befestigungsverfahren Verwendung finden.
Da sich erfindungsgemäß die zweidimensionale Bildleseeinrichtung somit im wesentlichen in engem Kontakt mit dem zur Umsetzung der Röntgenstrahlen in sichtbares Licht dienenden Leuchtstoff befindet, lassen sich die Abmessungen des Röntgen-Bildaufnahmegerätes in erheblichem Maße verringern, da das Erfordernis für die Verwendung eines eine Linse enthaltenden optischen Verkleinerungssystems entfällt, wobei darüber hinaus ein Gerät mit einem hohen Störabstand (Signal-Rauschverhältnis) erhalten werden kann, da die von dem zur Umsetzung der Röntgenstrahlen in sichtbares Licht dienenden Leuchtstoff erzeugte Fluoreszenz effektiv ausgewertet wird. Da bei dem Gerät ein Gitter bzw. eine Gitterplatte Verwendung findet, können die Röntgenstrahlstreuung in einem Objekt wie dem menschlichen Körper unterdrückt und eine Röntgenaufnahme bzw. ein Röntgenbild mit hoher Auflösung und hoher Bildqualität erhalten werden. Da ferner kein Film Verwendung findet, können die Ausgangssignale der fotoelektrischen Wandlerelemente, d.h., die Röntgenbilddaten, ohne Zeitverzögerung und weitere Leseverarbeitung direkt in Form von digitalen Daten verarbeitet und damit auf einfache Weise einer Hochgeschwindigkeits-Datenverarbeitung unterzogen werden, wenn ein vielseitiges Geräteangebot oder eine vielseitige Programmausrüstung zur Verfügung steht.
Da die Abmessungen der Lichtempfangsfläche eines fotoelektrischen Wandlerelements gleich der Gitterrasterung oder einem N-fachen Wert der Gitterrasterung (wobei N eine ganze Zahl ist, die gleich oder größer als 2 ist) eingestellt ist, kann das Entstehen eines Moiré-Effektes auf Grund einer räumlichen Phasenverschiebung unabhängig von der Positionsbeziehung zwischen der zweidimensionalen Bildleseeinrichtung und dem Gitter bzw. der Gitterplatte verhindert werden, sodass ein Röntgen-Bildaufnahmegerät erhalten wird, das Röntgenaufnahmen mit hoher Bildqualität liefert. Wenn die Positionsbeziehung zwischen der zweidimensionalen Bildleseeinrichtung und dem Gitter bzw. der Gitterplatte frei bestimmt werden kann, lassen sich ferner die Herstellungskosten verringern, da bei der Herstellung keine komplizierte Positionseinstellung erforderlich ist. Außerdem wird ein sehr zuverlässiges Gerät erhalten, das auch unter Bedingungen, bei denen es wie im Falle eines mit dem Röntgen-Bildaufnahmegerät ausgestatteten medizinischen Untersuchungsfahrzeugs erheblichen Erschütterungen ausgesetzt ist, zuverlässig eingesetzt werden kann.
Wenn das fotoelektrische Wandlerelement ausgehend von der Seite des Isoliersubstrats eine als untere Elektrode dienende erste Metall-Dünnschicht, eine amorphe Siliciumnitrid-Isolierschicht (a-SiN_x-Schicht) zur Verhinderung des Hindurchtretens von Elektronen und Defektelektronen, eine fotoelektrische Wandlerschicht aus hydriertem amorphem Silicium (a-Si:H), eine n-leitende Injektionssperrschicht zur Verhinderung einer Injektion von Ladungsträgern in Form von Defektelektronen oder eine p-leitende Injektionssperrschicht zur Verhinderung einer Injektion von Ladungsträgern in Form von Elektronen sowie eine auf einem Bereich der Injektionssperrschicht ausgebildete und als obere Elektrode dienende transparente leitende Schicht oder zweite Metall-Dünnschicht aufweist, kann ein bereits zur Verfügung stehendes Dünnschicht-Herstellungsgerät wie ein CVD-Gerät, ein Beschichtungs- bzw. ein Zerstäubungsgerät oder dergleichen Verwendung finden, wobei sich ein großflächiges Röntgen-Bildaufnahmegerät herstellen lässt.
Im Gegensatz zu einem üblichen Verfahren kann erfindungsgemäß die Effizienz der Diagnose in Kliniken in erheblichem Maße verbessert werden, wobei ein das gesamte Land umfassendes Diagnose-Informationsnetzwerk aufgebaut werden kann, wodurch sich die Effizienz der Diagnose auf dem gesamten Gebiet der medizinischen Behandlung und Betreuung verbessert.
In diesem Zusammenhang sei darauf hingewiesen, dass das erfindungsgemäße Röntgen-Bildaufnahmegerät nicht auf die vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiele beschränkt ist, sondern dass verschiedene Modifikationen und Kombinationen im Rahmen des von den Patentansprüchen definierten Schutzumfangs der Erfindung möglich sind.
Das erfindungsgemäße Röntgen-Bildaufnahmegerät umfasst somit eine zweidimensionale Bildleseeinrichtung, die durch zweidimensionale Ausbildung einer Vielzahl von fotoelektrischen Wandlerelementen auf einem Isoliersubstrat erhalten wird, wobei Schaltelemente im Bereich dieser fotoelektrischen Wandlerelemente angeordnet sind, einen auf der zweidimensionalen Bildleseeinrichtung ausgebildeten Leuchtstoff, der als Wellenlängen-Umsetzer zur Umsetzung von Röntgenstrahlung in sichtbares Licht dient, sowie eine auf dem Leuchtstoff ausgebildete Gitterplatte, die nur Röntgenstrahlen aus einer spezifischen Richtung zu dem Leuchtstoff und der zweidimensionalen Leseeinrichtung führt, wodurch ein Röntgen-Bildaufnahmegerät der nächsten Generation erhalten wird, durch das sich eine mit dem üblichen Filmverfahren nicht erzielbare Verbesserung der Diagnoseeffizienz erzielen lässt, wobei sich außerdem ein hoher Raumfaktor und ein hoher Störabstand (Signal-Rauschverhältnis) ergeben, die sich mit einem CCD-Verfahren nicht erzielen lassen.

Claims

Gerät zur Aufnahme von Röntgenbildern, mit einer zweidimensionalen Bildleseeinrichtung, die durch zweidimensionale Ausbildung einer Vielzahl von fotoelektrischen Wandlerelementen (401) auf einem Isoliersubstrat (400) erhalten wird, einem Wellenlängen-Umsetzer (904), der in weitgehend engem Kontakt mit einer Oberfläche der zweidimensionalen Bildleseeinrichtung ausgebildet ist und die Wellenlänge einfallender Röntgenstrahlung in eine in einem fotoempfindlichen Wellenlängenbereich der zweidimensionalen Bildleseeinrichtung liegende Wellenlänge umsetzt, und einer Gitterplatte (903), die auf einer Röntgenstrahlungs-Einfallfläche des Wellenlängen-Umsetzers ausgebildet ist und Röntgenstrahlen aus der Richtung des Röntgenstrahlungseinfalls zu dem Wellenlängen-Umsetzer (904) führt, wobei die zweidimensionale Bildleseeinrichtung durch Anordnung der als jeweilige Bildelemente dienenden fotoelektrischen Wandlerelemente (401) in einem vorgegebenen Sensorraster in X-Richtung und Y-Richtung gebildet wird und die Gitterplatte (903) durch kombinierte Anordnung eines röntgenstrahlungsdurchlässigen Materials und eines als Material zur Begrenzung der Röntgenstrahlungsübertragung dienenden röntgenstrahlungsabsorbierenden Materials in einem vorgegebenen Gitterraster in X-Richtung und/oder Y-Richtung gebildet wird, dadurch gekennzeichnet, dass die Abmessungen der Lichtempfangsfläche eines jeweiligen fotoelektrischen Wandlerelementes (401) in einer Gitterrasterrichtung gleich dem Gitterraster der Gitterplatte (901) ist oder dessen N- fachen Wert aufweist, wobei N ein nicht unter 2 liegender ganzzahliger Wert des Gitterrasters der Gitterplatte ist.
Gerät nach Anspruch 1, bei dem ein jeweiliges fotoelektrisches Wandlerelement (401) ausgehend von der Seite des Isoliersubstrats (400) eine als untere Elektrode dienende erste Metall-Dünnschicht (421), eine amorphe Siliziumnitrid-Isolierschicht (a-SiN_x) (425) zur Verhinderung des Hindurchtretens von Elektronen und Defektelektronen, eine fotoelektrische Wandlerschicht (426) aus hydriertem amorphem Silizium (a-Si:H), eine n-leitende Injektionssperrschicht (427) zur Verhinderung einer Injektion von Ladungsträgern in Form von Defektelektronen oder eine p-leitende Injektionssperrschicht zur Verhinderung einer Injektion von Ladungsträgern in Form von Elektronen sowie eine auf einem Bereich der Injektionssperrschicht (427) ausgebildete und als obere Elektrode dienende transparente leitende Schicht oder zweite Metall-Dünnschicht (422) aufweist.
Gerät nach Anspruch 1, bei dem der Wellenlängen-Umsetzer (904) einen Leuchtstoff aufweist.
Radiografiegerät mit einem Gerät zur Aufnahme von Röntgenbildern nach Anspruch 1 und einer Röntgenstrahlungsquelle (901).
Gerät nach Anspruch 1, bei dem das röntgenstrahlungsdurchlässige Material (201) und das Material zur Begrennzung der Röntgenstrahlungsübertragung (200) eine von zumindest einer Seitenfläche der zweidimensionalen Bildleseeinrichtung in Querrichtung schräg verlaufende Querschnittsstruktur aufweisen.
Gerät nach Anspruch 1, bei dem das röntgenstrahlungsdurchlässige Material (201) Aluminium enthält.
Gerät nach Anspruch 1, bei dem das Material zur Begrenzung der Röntgenstrahlungsübertragung (200) Blei enthält.
Gerät nach Anspruch 1, bei dem das röntgenstrahlungsdurchlässige Material (201) und das Material zur Begrenzung der Röntgenstrahlungsübertragung (200) in Form eines Schachbrettmusters angeordnet sind.