JPS58137782A - Thin film type solid-state x-ray sensor - Google Patents
Thin film type solid-state x-ray sensorInfo
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- JPS58137782A JPS58137782A JP57019753A JP1975382A JPS58137782A JP S58137782 A JPS58137782 A JP S58137782A JP 57019753 A JP57019753 A JP 57019753A JP 1975382 A JP1975382 A JP 1975382A JP S58137782 A JPS58137782 A JP S58137782A
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Classifications
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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
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
本発＠は、薄膜型固体Ｘ線センサー、咎にＸＩｓＣＴス
キャナ用としての傅に型固体Ｘ線センサーに関する。さ
らに＃Ｌ＜は、本発明は、螢光体層、透明電極層、前記
螢光体層内の螢光体が発する螢光の波長に分光感度を有
する光導電体薄膜および上部金属電極を、その順序に形
成して得られる極鳩体で構成した薄膜Ｉｉ■体Ｘ体Ｘ−
センナ関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The present invention relates to a thin-film solid-state X-ray sensor, particularly a thin-film solid-state X-ray sensor for use in an XIsCT scanner. Further, #L< means that the present invention includes a phosphor layer, a transparent electrode layer, a photoconductor thin film having spectral sensitivity to the wavelength of fluorescence emitted by the phosphor in the phosphor layer, and an upper metal electrode. A thin film composed of polar bodies obtained by forming in this order Ii ■ body X body X-
Regarding senna.
健米のＸ−写真線、３次元鍵を１単純に２次元乎ｄＩｊ
ＪＫ投影し九−像であった。これに対し、Ｘ−〇Ｔスキ
ャナは、各方向から細いＸ−ビームを照射することによ
って得られる被写体の１次元投影響を、コンビニー−錫
層して被写体を輪切りにした断面−を再構成するもので
ある。Kenmei's X-photo line, 3D key to 1 simply 2D Ij
It was a nine-image projected by JK. On the other hand, the X-〇T scanner reconstructs the one-dimensional projection effect of the subject obtained by irradiating a thin X-beam from each direction into a cross-section of the subject cut into rings using a tin layer. It is something.
これにより、被写体の軟組織におけるわずかなｘｍａ収
の葺を区別し、脳しゅよう中脳出血などの極めて鮮明な
像を提供することがで寝る。This makes it possible to distinguish between slight XMA defects in the subject's soft tissues and provide extremely clear images of cerebral stroke, midbrain hemorrhage, and the like.
この丸め、ＸＩＩＩＣＴス中ヤナは、医学診ＷＲ装置と
しての地位ｉｔすまず向上している。In this round, the XIII ICT system has rapidly improved its status as a medical diagnosis WR device.
ＸｍＣＴｘ中ヤナには、周知のように、被写体を透過し
たＸＩＩｔ高感度で、為性能に検出で職るｘｍセンサー
が不可欠である。それ故に、Ｘ＃ＩＣＴ装置の＾性能化
のため、従来より、令櫨のＸ−センサーが開発され、そ
の−優が実用化されている。As is well known, the Xm CTx sensor is indispensable for XIIt high sensitivity that transmits through the subject, and is responsible for high performance detection. Therefore, in order to improve the performance of X#ICT devices, the Reigashi X-sensor has been developed and its superiority has been put into practical use.
ｌｌ１１図は、ＸｍＣＴス午ヤナの原理を示す概観図で
ある。Figure ll11 is an overview diagram showing the principle of XmCT Sugoyana.
図ニ＆イテ、１０ｔ；ｉ被写体、ＩＩＦｉＸ−管、１１
人は発生されたＸ−を被写体ｌＯに指向させるためのコ
リメータ、１２は被写体１０に照射されるＸ−ビーム、
１３は被写体ｌＯを透過したＸ−ビーム、１４は透過ｘ
ｉ＊ｔｓを検出するＸ−センサーである。Figure d & ite, 10t; i subject, IIFiX-tube, 11
12 is a collimator for directing the generated X- to the object 10; 12 is the X-beam irradiated to the object 10;
13 is the X-beam transmitted through the object lO, 14 is the transmitted x
It is an X-sensor that detects i*ts.
壜た、１５はｓｔｌ記）［ｉセンサ−１４へのＸ線入射
方向を風足するためのコリメータ、１６はＸ−センサー
１４の検出出力を増巾する増巾器、ｌｒは増巾された検
出出力を入力され、所定の一會逃思を実行するコンビエ
ータ−１１８は被写体１０）＃Ｒｔ！ｉ像を表示するビ
デオモニターである。15 is a collimator for adjusting the direction of X-ray incidence on the i-sensor 14, 16 is an amplification device for amplifying the detection output of the X-sensor 14, and lr is an amplification device. The combiator 118 which receives the detection output and executes a predetermined one-game escape is the subject 10) #Rt! This is a video monitor that displays i-images.
同図からも明らかなように、Ｘ線管１１とｘｍ４ｔ７サ
ー１４とを、被写体１００−一に対向して配置し、ペン
シルビーム状のＸ峰ビーム１２を被写体ｌＯに照射しな
がら、ｘＩａセンサー１４ｔ。As is clear from the figure, the X-ray tube 11 and the xm4t7 sensor 14 are arranged to face the subject 100-1, and while the pencil beam-shaped X peak beam 12 is irradiated to the subject lO, .
直纏移−と一転を組み合わせて移−させる。Perform a combination of direct transfers and one-turn transfers.
このようにして、被写体１０のあらゆる方向から、Ｘ１
ＩＡ吸収データをとった後、コンビエータ−１７におい
て所定の処ｊｌ１１ｔ−行なうことにより、新面像をビ
デオモニター１８上Ｋ１１ｅ示することができる。なお
、この場合、Ｘ−センサー１４としては、検出効率の鳥
いＮａＩ（Ｔｌ） シンチレータ検出器が、広く使用
されている。In this way, from all directions of the subject 10,
After taking the IA absorption data, a new surface image can be displayed on the video monitor 18 by performing a predetermined process in the combinator 17. In this case, as the X-sensor 14, a NaI (Tl) scintillator detector with low detection efficiency is widely used.
しかし、この方式だと、１鋪の撮影時間がｂ分４ＩＡｗ
ｌｌと長くなる欠点がある。これを改豊するために、ペ
ンシルビームの代わｐに扇状ビームｔｌ１Ｍしたり、検
出器を固定し、Ｘ線管ｔ−＾遮−転し九りすることによ
って、撮影時間の蝋−化が−られている。However, with this method, the shooting time for one scene is b minutes and 4 IAw.
It has the disadvantage of being long. In order to improve this, by replacing the pencil beam with a fan beam, fixing the detector, and blocking the X-ray tube, the imaging time can be shortened. It is being
前述のように、検出４１１を画定配置とする場合にｒｉ
、Ｘｆｊａ＊ｙｆ−として、シンチレーシ■ン検出器を
用いる代わ）に、半導体センサーを利用することも試み
られている。As mentioned above, when the detection 411 is arranged in a defined manner, ri
, Xfja*yf-, instead of using a scintillation detector), attempts have been made to use semiconductor sensors.
何故なら、この場合、Ｘ線センサーが被写体のｌｌｌ４
ｉ１１１Ｖｃ一定装置される丸め、これを＾四監夷輌す
る必要があるが、シンチレータ−と光電子増倍管に組み
合わせ九シンチレーシ冒ン検出器では、形状や占有容積
が大巻〈なり、＾＊＊夷輌には不適だからである。This is because in this case, the X-ray sensor is
i111Vc is a constant rounding device, and it is necessary to use four inspection vehicles, but in a nine scintillation detector combined with a scintillator and a photomultiplier tube, the shape and occupied volume are large, so This is because it is unsuitable for yuri vehicles.
また、シンチレータ−とシリコンフォトダイオードとを
組み合わせ九検出器の利用も考えられる。It is also conceivable to use a detector combining a scintillator and a silicon photodiode.
しかし、仁の場合は、愼Ｉｌ値号を検出するため、新た
に低雑膏増＋回路をつけ加える必要が生じる。。However, in the case of Jin, it is necessary to add a new low-cost circuit to detect the Il value. .
したがって、実際上十分な高蜜度夷腋を行なうことはで
自ない。Therefore, it is practically impossible to perform a sufficiently high degree of axillary treatment.
別のアプローチとして、シンチレータ−無しでＸ−を検
出すること屯考えられている。すなわち、半導体Ｘ線セ
ンサーとして、シリコン（Ｓｔ）、カドミウム・テルル
（ＣｄＴ・）などの半導体緒墨を用いたダイオードの慎
討もなされている。しかし、こノ樵のセンサーは、末だ
実用化されていない。Another approach is to detect X- without a scintillator. That is, as semiconductor X-ray sensors, diodes using semiconductor materials such as silicon (St) and cadmium tellurium (CdT) are being carefully considered. However, Konoki's sensor has not yet been put into practical use.
本発明は、上記の事情に饋みてなされ九鳴のであり、そ
の目的とするところは、為蜜直夷誠の−Ｊ能な薄ａｍ固
体Ｘ−セ／サーを提供することにある。The present invention has been made in view of the above circumstances, and its object is to provide a thin am solid X-sensor that is capable of direct and direct operation.
本発明の掩の目的は、小誕化の害鳥な高感匿の薄ｊＩＩ
ｌ臘固体Ｘ−センサーを提供することにある。The purpose of the cover of the present invention is to protect the small-born pests of high sensitivity
The object of the present invention is to provide a solid-state X-sensor.
又、本発明のさらにｔｍの目的は、Ｓ状加工が自由に行
なえる４膜証一体Ｘ−センナ−を提供することにある。A further object of the present invention is to provide a four-film integrated X-senner that can be freely processed into an S shape.
以下に、図面を参照して本発明の詳細な説明する。ｉａ
ｚ図は本発明の一実施例の断面図である。The present invention will be described in detail below with reference to the drawings. ia
Figure z is a cross-sectional view of one embodiment of the present invention.
第２図において、６は遮光性の支持体、５は前記支持体
６の上に形成された螢光体層、４はさらｌζその上に積
層□された透明電極層である。２は透明電ａ層４の上に
形成された光導電体層、１は光導電体層２上に積層され
た遮光性上部電極である。In FIG. 2, 6 is a light-shielding support, 5 is a phosphor layer formed on the support 6, and 4 is a transparent electrode layer laminated thereon. 2 is a photoconductor layer formed on the transparent conductor layer 4; 1 is a light-shielding upper electrode laminated on the photoconductor layer 2;
なお、第２図において、上部電極１および透明電極層４
の一方は、分割電極とされるのが望ましい。また光導電
体層２の′分光感度（のビーク位１ｆｔ）は、螢光体層
５から発せられる発光（のピーク）の波長に対応させら
れているのが望ましい。In addition, in FIG. 2, the upper electrode 1 and the transparent electrode layer 4
It is desirable that one of the electrodes is a split electrode. Further, it is desirable that the spectral sensitivity (peak level of 1 ft) of the photoconductor layer 2 corresponds to the wavelength of (the peak of) the light emitted from the phosphor layer 5.
例えば、螢光体としてＱｄＱ、３ ： Ｔｈを用いた場
合の発光スペクトルのピークは、５５０ｎｓｉ１辺にあ
る。それ故にこの場合の光導電体Ｍ２としては、波長５
５０層に分光感度のピークを有する５ｅ−ＴｅやＨなド
ープしたアモルファスシリコンＳｉ：Ｈなどを用いるの
か有利である。また、螢光体としては、ｒＺｎｃｄ）
Ｓ：Ａ’ｇ、Ｚｎ８：Ａｇなどが利用９馳である。For example, when QdQ, 3:Th is used as a phosphor, the peak of the emission spectrum is at 550 nsi on one side. Therefore, in this case, the photoconductor M2 has a wavelength of 5
It is advantageous to use 5e-Te or H-doped amorphous silicon Si:H, which has a peak spectral sensitivity in the 50th layer. In addition, as a fluorophore, rZncd)
S:A'g, Zn8:Ag, etc. are commonly used.
透明電極層４としては、螢光を十分透過する導電体なら
どんな材料でも使用ａＴ能である。中でも。As the transparent electrode layer 4, any conductive material that sufficiently transmits fluorescent light can be used. Among others.
Ｉｎｚ（）＠／ Ｓｎｕｇ （Ｉ ’ｒ Ｏ） Ｍ、Ｉ
ｎ ！ ＯＢ膜、Ｓｎ０ｇ膜などの酸化物半導体膜が
作製の谷易さから白って好ましい。Inz () @ / Snug (I 'r O) M, I
n! An oxide semiconductor film such as an OB film or a Sn0g film is preferably white because it is easy to manufacture.
上部側１は、（１）Ｘ線を良く透過し、Ｌ ｈ）も、（
２）光導電層が分光感度をもつ波長域の光を透過しない
性質をもつことが必豐である。The upper side 1 (1) transmits X-rays well, Lh) also (
2) It is essential that the photoconductive layer has the property of not transmitting light in the wavelength range in which it has spectral sensitivity.
前記（１）の性質はセンサーのＸ縁検出効率をとげるた
めに必蓋であり、前記（２）の性質は、センサーの暗電
流（Ｘ線非照射時にセンサーを流れる電波ンを低減する
ために必貴である。The above property (1) is essential for increasing the X-edge detection efficiency of the sensor, and the above property (2) is for reducing the dark current of the sensor (radio waves flowing through the sensor when not irradiated with X-rays). It is essential.
本発明に用いる上部１１ｍｍ１は、Ｃｒ ＃ Ａｌ 、
Ｎｉ 。The upper 11 mm1 used in the present invention is made of Cr#Al,
Ni.
Ａｎ のいずれか一つ、又はそれらの合金から構成す
ることができる。It can be composed of any one of An or an alloy thereof.
また、本発明の光導電体層２としては、水素をドープし
たｉ型黒定をシリコンの単層、もしくは透明電極層４と
の界面に同期ｌＩＩ長第三族冗糸、好ましくはＢをドー
プした無足型シリコン（Ｐ型）鳩を設けたものが適して
いる。なお、恢者の吻合、′Ｐ型層の厚みは０．０５〜
１．０μｍでよく、轡に０１μｍ−１，０μｍが協まし
い。光導電体層全体のＬＩＬみは１μｍ〜１０μｍが望
まし、い。The photoconductor layer 2 of the present invention may be a single layer of silicon made of hydrogen-doped i-type black film, or a synchronous lII long group redundant thread, preferably doped with B, at the interface with the transparent electrode layer 4. A suitable device is one equipped with legless silicon (P type) pigeons. In addition, the thickness of the anastomotic 'P-type layer is 0.05 ~
The thickness may be 1.0 μm, and preferably 0.1 μm to 1.0 μm. The LIL thickness of the entire photoconductor layer is preferably 1 μm to 10 μm.
動作時に、上部電極ｌから入射したＸ線ビーム１３のほ
とんどは、光導電体！−２および透明電極層４を透過し
、最下層の螢光体層５まで到達する。During operation, most of the X-ray beam 13 incident from the upper electrode l is transmitted to the photoconductor! -2 and the transparent electrode layer 4, and reaches the lowest phosphor layer 5.
周昶のように、螢光体層５は、＃紀Ｘ縁１３と相互作用
して螢光を発生する。’ Ｉ、／’、−” ＋１
ｊｅ導電体層２に達する。光導電体層２は、前記螢光を
吸収し、その内部に電子−正孔対な発生する。As in Zhou Chang, the phosphor layer 5 interacts with the #X edge 13 to generate fluorescein. ' I, /', -” +1
je conductor layer 2 is reached. The photoconductor layer 2 absorbs the fluorescent light and generates electron-hole pairs therein.
それ故に、Ｅ部電惚１と透明電極層４との間に、電場（
図示せ＃″）を印加すれば、光電流を外部に取り出すこ
とができる。Therefore, an electric field (
By applying the voltage (#'' shown in the figure), the photocurrent can be taken out to the outside.
なお、この場合、上部電極１１６よび透明電極層４のい
ずれか一方を前述のように分割することに上り、各セグ
メント毎の検出が可能となり、解像度の同上をはかるこ
とができる。In this case, either the upper electrode 116 or the transparent electrode layer 4 is divided as described above, and it becomes possible to detect each segment, thereby increasing the resolution.
また、ｈｓ電他ｌを透光性にする方法としては、金−電
極を成る＠度厚く −即ち、Ｘ線は透過し、可視光は適
地させる程度の厚みに、７１ｉＴＩ１１１！することが
考えられる１、
上記の構成を有するセンサーを多数配置したセンサーア
レイから得られる電気信号は、明らかなように、被写体
ｌＯのＸ線峡収度の分布を示すものである。それ故に、
公知の手法にしたがって。In addition, as a method of making the hs electrode translucent, it is possible to make the gold electrode thick enough to allow X-rays to pass through and allow visible light to pass through. 1. The electrical signal obtained from the sensor array in which a large number of sensors having the above configuration are arranged clearly indicates the distribution of the X-ray isthmus intensity of the object IO. Therefore,
According to known techniques.
これをコンピューター処理すれば、被写体の＃鳩僚が得
られる。If this is processed by a computer, you can obtain the #column of the subject.
前述のように、ｆｔ、４電体層２として、水本をドープ
したアモルファスシリコンＳｉ：Ｈを使用し、透明電ｍ
１ｍ４との界面に、Ｐ型アモルファスシリコン層を介在
させると、その部分の光感度が同上し−したがって、光
導電層全体としての光感度も向とする事が判明した。As mentioned above, amorphous silicon Si:H doped with water is used as the ft, 4-electroconductor layer 2, and the transparent conductor layer 2 is made of amorphous silicon Si:H doped with water.
It has been found that when a P-type amorphous silicon layer is interposed at the interface with 1 m4, the photosensitivity of that portion increases as above, and therefore the photosensitivity of the photoconductive layer as a whole also increases.
また、支持体６と螢光体層５の間に光反射ｍ（図示せず
）を設け、螢光体層５の＠党を、すべて光導電体層２の
側へ指向させるようにすれば、Ｘ線検出感度をなお−１
−同上させることができる。Furthermore, if a light reflection m (not shown) is provided between the support 6 and the phosphor layer 5 so that all the rays of the phosphor layer 5 are directed toward the photoconductor layer 2. , the X-ray detection sensitivity is still -1
- Same as above.
また、本発明の構成では、分割上部電極ｌまたは透明１
１億増４として、８本／ｍのパターン、すなわち［１＃
！＋１を得ることは容易である。したがって、本発明に
よれば、従来方式の場合の解像度が、１Ｉｉｋｌ木２閣
＠１であったものに比較して、着しい解４Ｍ１１の向上
が１１！現される。In addition, in the configuration of the present invention, the divided upper electrode l or the transparent l
Assuming an increase of 100 million 4, the pattern of 8 lines/m, that is, [1#
! Getting +1 is easy. Therefore, according to the present invention, the resolution of the resolution 4M11 is improved by 11! compared to the conventional method where the resolution is 1Iikl2K@1! be revealed.
なお、以とではＸ線１３が上部電極１の匈から入射され
る例について述べたが、反対に、支持体６の−から入射
されてもよいことは明らかである。Note that although the example in which the X-rays 13 are incident from the top of the upper electrode 1 has been described above, it is clear that the X-rays 13 may be incident from the - side of the support body 6 on the contrary.
第３図は、本発明の他の実施例の断面図である。FIG. 3 is a cross-sectional view of another embodiment of the invention.
同図において、第２図と同一の符号は同一または同等部
分なあられしている。In this figure, the same reference numerals as in FIG. 2 represent the same or equivalent parts.
第２図との対比から明らかなように、この実施例は、第
２図の実施例において、螢光体層５と透明電極層４との
間に透明絶縁層４５を設け、さらに、透明電極層４に接
する光導電体（８１：Ｈ）層２の一部領域２人を、ＰＷ
ｉ化したものである。As is clear from the comparison with FIG. 2, this embodiment is different from the embodiment shown in FIG. 2 by providing a transparent insulating layer 45 between the phosphor layer 5 and the transparent electrode layer 4, A partial area of the photoconductor (81:H) layer 2 in contact with layer 4 was
It is an i version.
前記絶縁層４５は螢光体Ｎ５の劣化防止に有用であり、
また、Ｐ型層２人は＾い光感度を有しているので、光導
電体層２全、体としての光感度の向上Ｉ【役立つ。The insulating layer 45 is useful for preventing deterioration of the phosphor N5,
In addition, since the two P-type layers have high photosensitivity, it is useful for improving the photosensitivity of the entire photoconductor layer 2 as a whole.
この実ＩＮ’ｆ＋Ｉは、具体的には次のような構成とす
ることができる。Specifically, this real IN'f+I can have the following configuration.
支持体６・・・アルミ薄板
螢光体層５・・・ＧｄＯ，Ｓ：Ｔｂ
透明絶縁層４５・・・Ｓｉｎ！ｅ Ｓｔ、Ｎ４ など
（厚みは１００λ〜３μｍ）
透明電極層４・・・厚さ８００λのＩｎ１Ｏ＠をリフト
オフ法で分割したもの。Support 6...Aluminum thin plate phosphor layer 5...GdO, S:Tb Transparent insulating layer 45...Sin! e St, N4, etc. (thickness: 100λ to 3 μm) Transparent electrode layer 4: 800λ thick In1O@ divided by lift-off method.
Ｐｍ党導電体層２人・・・プラズマＣＶＤ法により、Ｐ
をドープしたアモルファ
スシリコン８ｉＣＨ層を堆積
（厚みは０．２杵ｍ）したも
の。Two Pm conductor layers...By plasma CVD method, P
A layer of amorphous silicon doped with 8iCH is deposited (thickness is 0.2 cm).
光導電体Ｈｋ２ ・・・プラズマＣＶＤ法により、ア
モ、ＪレファスシリコンＳ１：
Ｈ層を堆積（厚みは３μｍ）
したもの。Photoconductor Hk2: A layer of amorphous silicon S1:H deposited (thickness: 3 μm) by plasma CVD method.
上部電ｍ １ −Ｃｒｌｌ躾（厚みは５０００λ）を
電子ビームＪｌｋ着法で付け
たもの。The upper electrode m 1 -Crll (thickness is 5000λ) is attached using the electron beam Jlk bonding method.
１ｓ４図は、本祐明のさらに他の実施例の−「−図であ
る。同図において、ｇａ図と同一の符号は同一または１
町等部分をあられしている。Figure 1s4 is a diagram of still another example of Yumei Moto.
It is raining down parts of the town.
第３図との対比から明らかなように、この実施例は、第
３図の実施例において、透明電極層４とＰ型化した′ｙ
ｔ４電体鳩２Ａとの間＋Ｃ、ブロッキング４２Ｂを、さ
らに形成したものである。As is clear from the comparison with FIG. 3, this embodiment is different from the transparent electrode layer 4 and the P-type 'y' in the embodiment of FIG.
+C and blocking 42B are further formed between the t4 electric pigeon 2A and the blocking 42B.
ブロッキング層２３としてはＳｔ、Ｎ４などが好適であ
る。前記Ｓｉ、Ｎ、層は、プラズマＣＶＤ法によって構
成することができ、厚さは約３００Ｘ極度でよい。As the blocking layer 23, St, N4, etc. are suitable. The Si,N layer can be constructed by plasma CVD, and the thickness can be approximately 300X extreme.
このブロッキングｊｉｉｉ２Ｂのそう人により、光電流
の＃、衰を増加させずに、その暗電Ａ（Ｘ線非照射時に
センサーを流れる電流）を更に減少させることが可能に
なる。それ故に、良好なＸ＠感度と共に、良好なＳ／Ｎ
比を得ることができる。This modification of blocking jiii2B makes it possible to further reduce the dark charge A (current flowing through the sensor when X-rays are not irradiated) without increasing the photocurrent attenuation. Therefore, along with good X@sensitivity, good S/N
You can get the ratio.
以上６ζ説明した本発明の構成では、分割された上部電
極１または透明電極層４として８本／謔のパターン、す
なわち解像度を得ることは容易である。したがって、本
発明によれば、従来方式の場合のＰｓ儂度が、１１４１
２腸程度であったものに比較して、着しいＳ像度の向上
が実現される。With the configuration of the present invention described above, it is easy to obtain a pattern of 8 lines per segment, that is, resolution, as the divided upper electrode 1 or transparent electrode layer 4. Therefore, according to the present invention, the Ps degree in the conventional method is 1141
Compared to the case where the image size was about 2 intestines, a significant improvement in the S image quality is achieved.
なお、以上ではＸ線１３が上部電極１の側から入射され
る列について述べたが、反対に、支持体らの側から入射
されてもよいことは明らかである。Although the above description has been made of the row in which the X-rays 13 are incident from the upper electrode 1 side, it is clear that the X-rays 13 may be incident from the support body side.
なお、以上の説明から容易に埴解されるように、本発明
においＣは、光導電体層２の透明電極層４に接する部分
に設けるＰドープ−域、光導電体層２とｉＩ！明電極層
４との間に押入されるブロッキング層２３、透明電極層
４と螢光体階号との間に押入される透明絶縁層４５、螢
光坏層５と透光性支持体６との間に仲人される光反射層
などは、いずれも任意選択的に仲人したり、挿入しなか
ったりすることができるものである。As can be easily understood from the above explanation, in the present invention, C is a P-doped region provided in the portion of the photoconductor layer 2 that is in contact with the transparent electrode layer 4, and the photoconductor layer 2 and iI! A blocking layer 23 inserted between the bright electrode layer 4, a transparent insulating layer 45 inserted between the transparent electrode layer 4 and the phosphor layer, a phosphor layer 5 and the transparent support 6; Any intervening light-reflecting layer or the like can be optionally interposed or not inserted.
また、ブロッキング層２３は、上部電極１と光導電体層
２との間に押入されてもよい。さらｌζ、上５１１１極
１を支持体として爺用し、その上に順次、螢光体層２．
透明１を極層４．螢光体層５などを横端すれば支持体６
を省略することができる。Also, the blocking layer 23 may be inserted between the upper electrode 1 and the photoconductor layer 2. Further, the upper 5111 pole 1 is used as a support, and a phosphor layer 2.
Transparent 1 to polar layer 4. If the phosphor layer 5 etc. are laterally edged, the support 6 will be formed.
can be omitted.
第１図はＸ線ＣＴスキャナの原塩を示す槓略図、第２図
１ｉ本発明の一実施例の断面図、第３図は本発明の他の
４１！施例の断面図、第４図は本発明のさら＋ｃ ｍの
Ｊｌ！施例の断面図である。
ｌ・・・上部電極、２，２Ａ・・・光導電体層、４・・
・透明亀他層、５・・・螢光体層、６・・・照光性支持
体、２３・・・ブロッキング層、４５・・・透明絶縁層
代坦人弁理士 平 木 道 人
外１名
＋３図
ｆ４図Fig. 1 is a schematic diagram showing the raw material of an X-ray CT scanner, Fig. 2 is a sectional view of one embodiment of the present invention, and Fig. 3 is a schematic diagram showing the raw material of an X-ray CT scanner. The cross-sectional view of the embodiment, FIG. 4, shows the +cm Jl! of the present invention. It is a sectional view of an example. l... Upper electrode, 2,2A... Photoconductor layer, 4...
・Transparent turtle layer, 5... Fluorescent layer, 6... Luminous support, 23... Blocking layer, 45... Transparent insulating layer Patent attorney Michi Hiraki 1 non-person +3 figure f4 figure
Claims (5)
と、螢光体層とを、前記の順序Ｋ１１１層し、そのりず
れかの匈からＸＩＩを入射させるように構成されたこと
を特徴とする薄膜型固体Ｘ線センサー。(1) A structure in which a photosensitive upper electrode, a photoconductor layer, a transparent electrode layer, and a phosphor layer are layered in the above order K111, and XII is incident from any one of the layers. A thin-film solid-state X-ray sensor characterized by:
分割電極であることを特徴とする特許 範凹＃１項記載の薄膜製同体Ｘ線センサー。(2) The thin film integral X-ray sensor described in Patent No. 1, characterized in that either the upper electrode or the aa electrode layer is a split electrode.
分が＾不純物議に化された仁とを肴徽とするｌＩＩＩ紀
％ト餉求の範囲第１１′Ｉｔ．は諷２項記載の薄膜型固
体Ｘ線センサー。(3) The range 11'It. is the thin-film solid-state X-ray sensor described in item 2.
極層と、透Ｉ！ｉ４絶縁層と、螢光体層とを、ｌｉｆｌ
紀の順序κ積層し、そのいずれかの側からＸ線を入射さ
せ６ｇうに構成され九ことを％黴とする薄膜製固体Ｘ線
センサー。(4) A light-shielding upper electrode, a photoconductor layer, a transparent electrode layer, and a transparent I! The i4 insulating layer and the phosphor layer are lifl
A thin-film solid-state X-ray sensor that consists of 6 layers of layers in the order of 100 to 100 cm, and X-rays are incident on either side of the layer.
キング層と、透明電極層と、透明絶縁層と、螢光体層と
を、ｌ１！ｌ記の順序に積層し、七の―ずれかの備から
ＸＩｉを入射させるように構成されたことを４１徴とす
る薄膜製固体Ｘ線センサー。(5) A light-shielding upper electrode, a photoconductor layer, a blocking layer, a transparent electrode layer, a transparent insulating layer, and a phosphor layer, l1! 41. A thin film solid-state X-ray sensor having a structure in which the X-rays are stacked in the order listed in the order listed below, and XIi is made incident from one of the seven layers.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57019753A JPS58137782A (en) | 1982-02-12 | 1982-02-12 | Thin film type solid-state x-ray sensor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57019753A JPS58137782A (en) | 1982-02-12 | 1982-02-12 | Thin film type solid-state x-ray sensor |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS58137782A true JPS58137782A (en) | 1983-08-16 |
| JPH0467350B2 JPH0467350B2 (en) | 1992-10-28 |
Family
ID=12008096
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57019753A Granted JPS58137782A (en) | 1982-02-12 | 1982-02-12 | Thin film type solid-state x-ray sensor |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS58137782A (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6271881A (en) * | 1985-09-26 | 1987-04-02 | Toshiba Corp | Radiation detector |
| FR2623019A1 (en) * | 1987-11-10 | 1989-05-12 | Thomson Csf | DEVICE FOR RADIOLOGICAL IMAGE TAKING |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS4978493A (en) * | 1972-11-30 | 1974-07-29 |
-
1982
- 1982-02-12 JP JP57019753A patent/JPS58137782A/en active Granted
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS4978493A (en) * | 1972-11-30 | 1974-07-29 |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6271881A (en) * | 1985-09-26 | 1987-04-02 | Toshiba Corp | Radiation detector |
| FR2623019A1 (en) * | 1987-11-10 | 1989-05-12 | Thomson Csf | DEVICE FOR RADIOLOGICAL IMAGE TAKING |
| US4940901A (en) * | 1987-11-10 | 1990-07-10 | Thomson-Csf | X-ray imaging device |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0467350B2 (en) | 1992-10-28 |
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