JPH07509584A - 大面積ビデオカメラ - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 大面積ビデオカメラ Ｗ盃分Ｍ 本発明は、一般的にはビデオカメラに用いられる走査イメージ管に関し、特にＸ 線イメージング等の用途に用いられるのに適するような比較的大きな面積及び能 力を備えた光導電性のセンサーターゲットを有するデバイスに関する。

本発明が関連するビデオカメラ管は、低速電子ビーム（ＬＶビーム）及び極めて 高い抵抗を有する光導電性センサーターゲットを用いる。この用途に於て用いら れる意味に於て、低速電子ビームとは、一般に、二次的な電子放射を伴わないよ うに充分に低い速度を有する速度をもってセンサーターゲットに投射される電子 ビームを意味する。

ビデオカメラに用いられる光導電型のセンサーターゲットは２つの機能を有する 。第１に、センサーターゲットは照射されるフォトンを検出する。第２に、ＬＶ ビームがラスタを走査するに伴い、電子ビームにより内側のターゲツト面に対し て被着された電子を保持するのに充分な蓄積能力を有するターゲットとして機能 する。本発明が関連する、ケインを伴わない低速電子ビーム管に於ては、電子ビ ームは、ラスタを走査する要領をもって、センサーターゲットの内面を走査する 。電子は、低いエネルギーをもってセンサーターゲット居に衝当し、電子はセン サーターゲットの面の全体に亘って均一に付着し、液面の電位を、必ずしも接地 電位である必要はないが通常は接地電位であるような電子銃カソードの電位にド ライブする。イメージ管の入ツノセンサ面に光学像を投射することにより、セン サーターゲット」二に引き起こされる荷電状態の変化は、ＬＶビームがラスタと して走査されるに（ｉい時間変化するビデオ信号を発生する。イメージの形成に よりターゲツト面から失われた電子が走査電子ビームにより置き換えられるに伴 い、連続したビクセルとして画像が得られる。

１ｃｍ当たり１０１２Ωのオーダの抵抗率を有する、イメージ化されるべき入力 放射エネルギーに応答する、絶縁性であってしかも光導電性を有する材料により センサーターゲットのセンサとしての機能が果たされる。高い抵抗率は、ラスタ 走査の間に、センサーターゲットの内側走査面上に充分な電荷を蓄積し、電子を 不動状態に保持するために必要となる。センサーターゲットを、胸部Ｘ線などの 場合のように、対象物或いはサンプルのイメージからの放射エネルギーの入射に 対してセンサーターゲットを露光させると、その結果引き起こされるセンサータ ーゲット媒体に於ける電荷の流れか、走査面がら電子を消失させる。入射イメー ジを構成する放射エネルギーの強度の変化は、ターゲツト面に於ける対応する電 子の消失を引き起こす。このようにして、電子像が、電子ビームを走査すること により読み出される。

低速度電子ビームについて用いられるものに適する様々な先導電性ターゲットか 見出されている。Ｐｒｏｃ、Ｐｈｙｓ、Ｓｏｃ、、Ｖｏｌ、５０，３７４　（１ ９３８）に於て、Ｍｉｌｌｅｒ氏は、セレン、硫化亜鉛、硫化カドミウム、硫化 タリウム、硫化アンチモン、セレン化亜鉛、セレン化カドミウム及びテルル化亜 鉛などの光導電性ターゲットを教示している。Ｈ，Ｇ、Ｌｕｂｓｃｙｎｓｋｉに よる米国特許第２．５５５．０９１号、Ｐ、Ｗｃｉｍｅｒによる米国特許第２， ６５４，８５３号、Ｐ、Ｗｅｉｍｅｒによる米国時３′１第２．６８７，４８４ 号、Ｒ，Ｇｏｏｄｒｉｃ　ｈによる米国特許第２，６５４，８５２号明細書には 、それぞれ光導電ヤ１センサーターゲット管を用いるデバイスか開示されている 。上記したＷｃｉｍｃｒ及びＧｏｏｄｒｉｃｈによる米国特許は、Ｖｉｄｉｃｏ ｍ管（商標名）として知られているデバイスに用いられる、センサーターゲット の材料として三硫化アンチモンの均一な層を用いたデバイスを開示している。Ｌ 、Ｈｃｉｊｎｃによる米国特許第２．８９０．３５９号明細書は、酸化鉛センサ ーターゲットを用いた管を開示しており、これはＰｌｕｍｂｉｃ。

ｎマークとして市販されている著名なテレビジョン管となった。Ｈｅ１ｊｎｅに よる特許に於て開示された管は、それ以前の管よりも小さい時間遅れを伴うｐ− １−ｎ接合を備えている。

Ｘ線イメージングに関連して、ビデオ管を用いる幾つものシステムか開発された 。Ｍ　ａ　ｃ　ｋ　ａ　ｙによる米国特許第４．８５２，１３７号明細書は、Ｘ 線及び高エネルギーフォトンかサンプルを透過するように投射され、二次的源が ら発せられる可視光を冷却された低速読み取りＣＣＤにより検出するような方法 及び装置を開示している。直径が数インチのオーダであるような小さな直径を有 する管として成功した例が幾つもあるが、このような小径の管の技術を、大きな 直径を有する管の構造に変換しようとする試みは、幾つもの重大な技術的問題に 直面した。このような技術的問題の主なものとしては、大きな直径を有する面に 対して酸化鉛などの化合物をセンサーターゲット居として用いる上での困難や、 浮遊容量が過大となったり、ノイズ特性が許容できないものとなることなどがあ る。従来から知られている小さな直径を有する管に関連しては、このような技術 的問題の幾つかについては解決がなされた。Ｖａｎ　ｄｃｉ　Ｆｏｌｄｅｒらに よる米国特許第４．　０５９．　８４０号は、テレビ管に於ける浮遊容量の問題 に対処するために、複数の垂直細片からなる信号電極を用いることを教示してい る。いままでは、従来形式の小径の管を、Ｘ線及びガンマ線イメージングなどの 高エネルギーフォトンングに、より適する大径の管の構造に適応しようとする試 みは極めて重大な困難に突き当った。要するに、大面積イオン化放射に対する感 応性を有するＬＶ型の管は、適切な電子的設置；１及び適切なセンサーターゲッ トか見出されないことにより、広範な成功を得るに至っていない。

初期のビデオ管の設旧が、本願の発明者の１人であるＮｕｄｃｌｍａｎによる米 国特許第４，７９４，６３５号明細書に開示されている。この米国特許は、ビデ オカメラに用いられる大面積ラスク走査イメージング管に於ける好ましくない問 題を解消するために向けられた幾つものデバイス及び特徴を開示している。セン サーターゲットの１つの要素としてＣｓｌを用いることも開示されている。この 特１：′１に開示された新規な特徴の内には、複数の選択的な配向性をイｆする 信号電極ストリップ及び多重層の使用、光導電性ケインを伴ったり或いは伴わな ず、輝度倍増ゲインを伴い或いは住わない排除電子層センサーターゲット（ＤＥ ＬＳＤ：ｄｉｓｐｌａｃｅｄ　ｅｌｅｃｔｒｏｎ　１ａｙｅｒ　ｓｅｎｓｏｒ− ｔａｒｇｅｔ）を提供するソリッドステート構造等がある。ＤＥＬＳＤ構造に於 ては、様々な用途に適するような、また、速度、空間解像度、動的ゲイン、セン サーターゲット特性及びコスト等様々な使用を満たすようなスキャナーを提供す るべき様々な特徴が選択されかつ組み合わされる。

大面積に適合するようにスケールアップされた従来形式のＬＶ型管は、高いビー ム抵抗及び大きな電荷蓄積８但のために過大な時間遅れを伴う。一般に、ターゲ ットのサイスを大きくすること、センサーターゲット媒体の誘電率を高めること 、或いはセンサーターゲット媒体の厚さを減少させることは、電荷の累積容量を 過大とする原因となる。

もう１つの設計上考慮事項として、最適な走査管のためには、１００％に近いよ うな高いＤＱＥが好ましい特徴として上げることができる。ＤＱＥが１００％で あることは、出力ノイズが、イメージが最初に投射される人力に於けるフォトン のノイズにより限られるような、量子論的効率をイｆするセンサを表している。

実用上は、フォトンノイズが、他の電子的なノイズ源からのノイズよりも優勢で あって、管の変調伝達関数（ＭＴＦ：ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ　ｔｒａｎｓｒｃｒ 　ｆｕｎｃｔｉｏｎ）及びそのダイナミックレンジは、当該用途に於けるイメー ジングの必要性にマツチしていなければならない。

放射線医学的診断、放射線治療、非破壊試験及び他の技術分野に於て必要とされ る大面積イメージングは、従来形式のビデオ管の設３１の材料、構造及び機能の 基礎となる理論を詳しく検討することにより達成し得るものである。このような 大面積の用途にとって、リアルタイムのイメージングは必すしも必要とされない 。しがち、空間的解像度も従来のテレビジョンカメラ管に於ける場合はど厳しく ない。

このような緩和された制約は、大面積ビデオ管に関連する重要な静電容量に付随 する問題をうまく克服する上で重要である。

九胛二皿逐 要するに、本発明の好適な形態は、新規なセンサーターゲット構造を用い、Ｘ線 やγ線などの透過性のイオン化成ｑ・ｊエネルギーにより与えられる大きなイメ ージを獲得するための改造された電子線光学系を内蔵し、放ｒＡ１線治療や、放 射線学的診断或いは；ＩＩ破壊試験に適するような新規かつ改良された低速電子 ビーム光導電層（２ビデオ管からなるものである。更に、本発明に基づ＜ＬＶ型 ビデオ管は、極めて短い波長を有する紫外線等のような非通過性の放射エネルギ ーについても用いるのに適している。本発明は特に、大面積ビデオ管についての 用途に於て特に好適である。

ある実施例に於ては、大面積Ｘ線感応型ビデオカメラ管は、Ｉ！ｒ’ＱＪされる フォトンを検出し、その表面に電子を保持するのに充分な累積能力をｒ了するよ うな信５ツブレートを含むセンサーターゲットを備えている。ターゲットは、実 質的にＣｓｌの層からなるシンチレータを含んでいる。ＣｓＩ層は、吸収された 放射エネルギーに比例した可視光のフォトンの出力を発生する。フォトンに応答 する光導電体は、放射エネルギーの電子像を形成し、概ねアモルファスシリコン 、アモルファスセレン、硫化カドミウム、三硫化アンチモン、酸硫化硫化アンチ モン（ａｎｔｉｍｏｎｙ　５ｕｌｐｈｉｄｅ　ｏｘｙｓｕｌｐｈｉｄｅ）からな るグループから選択された材料をもって構成された基層を備えている。管の電子 線用の光学系か、光導電体に対してラスタの要領をもって向けられた低速電子ビ ームを発生することにより、ターゲットに向けて投射された高エネルギー放射エ イ、ルキーからの電子像か、信号プレートにより捕捉され、ビデオ読み出し回路 に伝達される。Ｃｓ１層に加えて、それに隣接する光導電層を備えたこの組合せ は、Ｃｓｌ＋センサーターゲットと呼ぶものとする。

信号プレートとメソシュとの間隔は、例えば１０ｍｍ以上といった具合に、従来 形式のＴＶ管よりもはるかに大きい。

信号プレートを複数のセクタに分割することができる。各セクタは、対応するプ リアンプに電気的に接続されることかでき、或いはこれらのセクタを共通のプリ アンプに向けてマルチプレクスすることもできる。　（Ｔ　Ｉ　Ｉ３　ｒや）Ｃ ＬＩ＋センサーターゲットは、６３５ｍｍといった極めて大きな直ｉ条をイエす る管について用い得るのみならず、従来形式の小さな直径を有する管についても 用いることができる。

ＣｓＩ層を、Ｎａ或いはＴＩによりドープすることもできる。Ｃｓ１層は、用途 に於て必要とされるＸ線やガンマ線のエネルギーに応じて定められた厚さを有す る。

本発明の別の実施例に於ては、センサーターゲットか、概ねＴｌＢｒ、Ｔｌｌ或 いはＴｌＢｒとＴ１１との混合物からなる層を含んでいる。ＴｌＢｒ及びＴｌ１ 層は、Ｘ線或いはガンマ線に感応する光導電体として機能する。これらの層は、 高エネルギー放射エネルギーを検知するためにＣｓｌなとのシンチレータを必要 としない。ＴｌＢｒ或いはＴ　Ｉ　＋層は、用途にとって必要とされるＸ線のエ ネルギーに適合した厚さを有し、小径或いは犬ｉ子の管に用いることかできる。

大（”４イメージングシステムは、電子像のハードコピーを提供するためにイメ ージプロセッサ及びフィルムライタを備えたものであって良い。また電子像のた めのインクアクティブなビデオディスプレイを提供することもできる。

本発明により提供される高エネルギーイメージングシステムは、対象物或いは患 者に対して放射エネルギーを投射するための高エネルギー源を用いる。対象物を 透過した放Ｑ、Ｉエネルギーは、一般に５０ｍｍ以上の直径を有するものと期待 されるＸ線に感応するビデオカメラ管の表面に投射される。カメラ管は、センサ ーターゲットを受容する真空管を備えている。この管は、低速電子ビームを発生 し、このビームをセンサーターゲットに向けてラスタのように投射するための電 子線光学系を備えている。電子ビームは、ラスタをトレースする間に、電子の一 様な表面電荷を形成する。センサーターゲットは、イメージングビームの高エネ ルギー放射エネルギーを吸収し、電子を除去させ、新たな電荷の分布を形成し、 これがＸ線フォトン分布即ち固有のＸ線イメージの電子的な複製物をなす。それ に引き続いて、ラスタを走査する電子ビームが、消失した電子を置換し、その過 程に於て、ピクセル毎にビデオ信号が信号プレートを通過するようにさせる。イ メージ捕捉即ち取得回路は、信号プレートと電気的に通信し、概ね空間的に１対 １の対応をもって対象物の電子的イメージを捕捉する。

本発明の目的は、放射線医学的診察、放射線治療及び非破壊試験等の用途に適す る新規がっ改良された大面積Ｘ線及びガンマ線感応型ビデオカメラ管を提供する ことにある。

本発明の第２の目的は、２インチ以上の大きな直径を有し、放射線医学的診察、 放射線治療及び非破壊試験等に適する新規かつ改良された大面積Ｘ線及びガンマ 線感応型ビデオカメラ管を提供することにある。

本発明の他の目的及び利点は、図面及び明細書の記載から自ずと明らかになろう 。

図面の簡単な説明 第１図は本発明に基づく大面積ビデオカメラ管を内蔵したビデオカメラシステム を示す模式図である。

第２図は第１図の大面積ビデオカメラ管を一部模式化して示す拡大断面図である 。

第３図は本発明に基づく大面積ビデオカメラ管の第２の実施例を一部模式化して 示す拡大断面図である。

第４図は第２図及び第３図に示された大面積ビデオカメラ管に関連して具体化さ れたセクタ分割構造を示す模式図である。

第５図はＣｓｌ、ＴＩＩ及びＧｄｚＯ２Ｓについて、フォトンエネルギーの関数 としての線形吸収係数を示すグラフである。

好ｌし１獲貴しＬ１刺）Ｇ４朋 全図面について、対応する部分には同様の符号が付された図面に示されるように 、本発明に基つく低速度電子ビーム型管１０（ＬＶ型管）を内蔵したビデオカメ ラシステムの全体かｎ号１２により示されている。このビデオカメラ／ステムは 、高エネルギーＸ線及びガンマ線放射から低エネルギー毛磁気スペクトル領域に 亘る応用に適するイメージヤを提供するへく適合されている。特に、このビデオ カメラシステムは、放射線医学的診察、放射線治療及び非破壊試験笠の用途にに 適する、　（屈折を利用した光学系が非現実的であるような）大面積、直接（１ 対１）型イメージを１是ＯＦする。Ｌ　Ｖ　摩管１０は、大きなターゲット面積 や大きな浮遊容量を伴う場合に問題となる従来技術のに於ける限界を克服するも のである。ＬＶ型前管１ｏ、拡大を必要としないような、５０ｍｍから６３５闘 以上の範囲の直径をｎする大面積イメージヤとして機能するべく適合されている 。管１０は、５ＫｃＶを越える高エネルギーイメージング放射エネルギーを伴う 用途に於て特に有効である。

第１図に示されるように、Ｌ　Ｘｆ型摩管０は、一般に、高エネルギー源１３か らのＸ線などからなるイメージング放射エネルギーか投射されるへき人力面２２ を備えたセンサーターゲット２０を備えている。このような用途のためのセンサ ーターゲット２０は一般に５０ｍｍ以上から６３５ｍｍを越える範囲の直ｉ条を 有する。管は、真空キャビティ２６を画定する真空ハウジング２４を備えている 。管は、センサーターゲットに向けて電子ビーム３４を偏向したり投射するため の電子線光学系３２及び電子銃カソード３０を用いている。電子銃３０は、改造 された口径（ａｐｅｒｔｕｒｅ）を有し、１０μΔ以上、好ましくは２０〜３０ μＡの範囲のビーム電流を発生するような、テレビカメラ管に於て用いられるラ ミナーフロー型或いはディスペンサーカソード！ｌ２ｆｆｌ子銃からなるのが好 ましい。電子グリッド即ちメツシュ３６が、センサーターゲット２０と電子銃３ ０との間の真空キャビティ内に配置されている。透明な導電基層４０か、信号プ レートとしてのみならず、センサーターゲットに向けてバイアス電圧を印加する ための電極としても機能する。電子銃は、カソード電位Ｖｃにて作動する。

電子銃に対して正の電圧Ｖｔを有するようなバイアス電圧が電極に印加される。

心棒４０は、ビデオ読出し回路４２に接続されている。

読出し回路４２は、電極をカソードの電位よりも高いＶｔの電位にバイアスする ための電圧源４４を備えている。コンデンサ４６は、信号プレート４０に於て捕 捉されたビデオ信号をプリアンプ４８に伝達する。抵抗器４９は、負荷抵抗とし て機能する。

電子イメージは、プロセッサ１４により処理される。フィルムライタ１６は、電 子イメージのハードコピーを提供する。電子イメージは処理され、インクアクテ ィブビデオディスプレイ１８に表示され、デジタルアーカイブ記憶装置に記↑ａ しておくことができる。

センサーターゲット２０は２つの重要な属性を６ｉｉ！えている。第１に、セン サーターゲット２０は、　（従来１０１２〜１０１４Ωｃｍ程度の）電子を蓄積 するために必要な極めて高い抵抗率を有している。第２に、センサーターゲット ２０は光導電体からなる。光、Ｘ線、紫外線などのからなる電磁気放り・１エネ ルギーに暴露されると、電子及びホールからなる可動電荷キャリアを、その内部 の全体に亘って発生する。電子ビーム３４は、センサーターゲットの真空側の面 に沿ってラスタをトレースし、真空に暴露された面２８（；電子を付着させる。

而２８に蓄積された負の電荷は、電子銃３０のカソード電位Ｖｃのレベルを有す る。

入射電磁放射エネルギー内のフォトンは、センサーターゲット２０により吸収さ れ、センサーターゲット２０はフォトンの吸収に応して電子及びホールを発生す る。ホールは管の真空側の面に移動する。ホールは、真空側の而２８に蓄積され た電子と結合し、結果として局部的な電荷の正味量を減少させる。吸収されたフ ォトンにより発生した電子は逆方向に移動する。電子は、先導電体から透明な電 極１ｕｌｌち信号プレート４０へと移動する。電子か蓄積面から除去されるに伴 い、光導電体の本体から同時に電子を除去すること、により、電６；Ｉの中立性 か保たれる。成るイメージが、光導電体の人力面に投射されると、その真空面２ ８上に、対応する電荷の分布か形成される。このような電荷の分布は概ね元のフ ォトンのイメージの電子的な複製物からなる。

電子ビーム３４かセンサーターゲットの表面２８を走査するとき、要するに、ビ ームは、オリジナル原稿としてのフォトンのイメージに対して露光されることに より蓄積電子が除去されて形成された正の電６：ｓの分布を見ることとなる。従 って、電子ビームは、走査に際して、消失した電子を置換し、表面をカソード電 子銃の電位のＶｃに再びチャージする。ピクセル毎に電荷を置換する時間経過プ ロセスの間にビデオ信号が形成される。信号プレートは、捕捉されたイメージの 読み出しを完了するようにビデオ読み出し回路４２に電気的に接続されている。

低速電子ビームの作動のために、ビーム３４内の電子のエネルギーが、光導電層 の走査面２８に到達したときに二次的な電子の放出を引き起こさないように充分 低くなるようにバイアス電圧が選択される。通常、電極バイアスＶｔは、電子銃 のカソードバイアス電圧Ｖｃに対して、ターゲット材料から二次的な電子の放出 を引き起こさないような閾値に設定されるものであって良い。ターゲツト面の前 方に配置されたメツシュ３６は、通常１０００〜１００００ボルト程度の正の電 位に設定され、直交方向にビームを着地させるための電子レンズを形成する。内 面２８に付着した電子は、この電圧をカソードの電圧Ｖｃに近づかせる。

第２図に示されるように、ＬＶ型前管１０センサーターゲット２０は、ＴｌＢｒ からなる光導電層５０を用いたものからなる。ＴｌＢｒ基層は、入射するイメー ジング用の放射エネルギーに対して極めて透明であって、構造的に固定したセン サーターゲット支持層を提供する能力を有するような硬質の基層５２上に被着さ れている。入射放射エネルギーかＸ線からなるような用途に於ては、支持層５２ は、放射エネルギーに対して透明であることが知られている金属からなるもので あって良い。支持層５２は信号プレートとしても機能する。センサーターゲット ２０は、ｉ’　ｌ　Ｂ　ｒ基層５０は、センサ及びターゲットの両名として機能 することから、効率的な構造を提ＯＬする。　（１つのみが図示されているが） １つまたは複数のブロック層５４をＴＩＢｒｂ（層の表面に被着し、光導電体を 通過する電子及びホールの伝達特性を適切に保つようにすることかできる。光導 電層５０は、一般に５０ｍｍ以」二の直径と、イメージ化されるへきフォトンの エネルギーに応じて約５０〜５００μのオーダの厚さを有する。ある用途に於て は、層５０は１０００μもの厚さを有する。或いは、層５０がＴＩＩ或いはＴＩ ＩとＴｌＢｒとの混合体からなるものであってよい。

’「Ｉ　Ｒｒの層の１７さ及びエネルギーレベルについてのエネルギー吸収のお およそのパーセンテージが表１に示されている。

表−−１ エネルギー（ＫｃＶ）　２５　５０　１００　２００第３図に示されたＬＶ型摩 管０′について、センサーターゲット２０′はセンサ層６２と別体の光導電層６ ４とを含むサントイソチ型の構造を有する。層６２は、入射高エネルギー放射エ ネルギーを検出するためのセンサとして機能するＣｓｌの基層からなる。ＣｓＩ 層６２は、５０〜４００μの範囲の厚さを有するものであるのが好ましい。ある 用途に於ては、Ｃｓ１層は１０００μもの厚さを有するものであって良い。Ｃｓ ｌ基層は概ねシンチレータとして機能する。概ねアモリファスシリコンからなる ものであってよい第二の層は、光導電層６４として機能し、シンチレータ６２か らの光に応答する。光導電層６４はビデオ管の１ｕ子ビームのためのターゲット として機能する。入射高エネルギー放射エネルギーはＣｓＴ基層からなるシンチ レータにより吸収され、その結果基層から光フォトンが放出される。フォトンは 透明な導電性の薄い層からなる信号プレート４０を通過し、光感応性のアモリフ ァスシリコンにより吸収される。その結果、光導電体の電荷蓄積面６６に於て対 応する電荷の消失か引き起こされる。電荷の消失は、Ｃｓｌ基層の人力面６８に 投射されたイメージの各ピクセル毎に、放射エネルギーの強度に応じてピクセル 毎に引き起こされる。このようにして引き起こされる電荷の再分布は、走査され る電子ビームにより読み出され、その結果が信号プレート４０を通って、静電容 量的に接合されたプリアンプ４８に伝達される。

シンチレータ層６２に於けるＣｓｌは、主に青い光を放射するようにＮａにより トープされ或いは主に緑色の光を放り・１するようにＴＩによりドープされたも のであって良い。

光導電層は、高い抵抗率をイエするものでなければならない。

アモリファスシリコンに加えて、アモルファスセレン、三硫化アンチモン、硫化 カドミウム或いは酸硫化硫化アンチモン等の光導電体を用いることもできる。こ れらを、最も適切なスペクトルの配合を得るために、Ｃｓｌ　（Ｎａ）或いはＣ ｓ１（ＴＩ）と組み合わせて用いることができる。

それ以外の物質として、酸化鉛、セレン化カドミウム、砒素及びテルルからなる 層によりドープされたセレンの層からなるものかある。

従来技術に基づくビデオ管設計の大部分に於ては、管の直径か増大するに伴い、 それに応じて大きくなる信号プレート４０とその周囲との間のｔ７遊容量か、高 い空間周波数に応して許容できない信号ロールオフを発生する。許容できない浮 遊容量は、信号プレート４０とメツシュ３６との間の結合か主な原因である。信 号ロールオフを電子的に補償した場合には、浮遊容量及びビデオバント幅の１． ５乗に比例するような電子的に引き起こされるノイズが発生する。対応する従来 形式の管の直径が増大し、関連する部品かそれに応して大きくされるに伴い、浮 Ｊｆｆｉｆｆｉに起因する問題もそれだけ増大し、最終的には管を、高エネルギ ー放Ｑ１エネルギーのための許容できる性能の基ｑを達成し得ないものとしてし まう。今までの大面積ビデオ管を開発しようとする試みを妨害していたこの問題 は、本発明によれば以下のようにして解決される。

まず、Ｃｓｌ及びＴｌＢｒが、大面積の用途に於けるセンサーターゲットの材料 として適切なものであることを以Ｆに示す。従来から知られているスクリーンフ ィルム放射線医学に於けるセンサ層として一般的に用いられる材料は酸硫化ガド リニウム（ＧｄｚＯｚＳ　：　ｇａｄｏ　Ｉ　ｉ　ｎ　ｉ　ｕｍｏｘｙｓｕ　Ｉ ｐｈｉｄｅ）であった、Ｃｓｌ、ＴｌＢｒ及びＧｄ２０ｚＳの間のエネルギーに 依存する比較を、第５図に示されるようにそれぞれの線形吸収係数に基づいて行 った。Ｃｓ［及びＴｌＢｒは３５．９８−８５．４３Ｋｅ〜′の同一の線形吸収 係数を有し、これはそれぞれＯ８及びＴ１のにエネルギーレベルエツジに対応す る。Ｇｄ２Ｏ２Ｓは、ここで考慮されている範囲の大部分に於て、Ｃｓｌ及びＴ ｌＢｒよりも優れているように見えるが、Ｇｄ鵞ＯｔＳはリンの粉のスクリーン としてのみ調製されている。Ｇｄ２Ｏ２Ｓの厚さは、各リンの粒子から放射され る光が、その粒子を出力面と分離しているスクリーンの厚さを透過しなければな らす、従ってＧｄ、０２Ｓ材料が好ましくない拡散を示すという機能的な制約を 受ける。従って、高いエネルギー（厚いスクリーン）の用途に於ては、Ｇｄ２Ｏ ２Ｓは、Ｃｓｌ及びＴｌＢｒに比較して光の出力が小さく、変調伝達関数（ＭＴ Ｆ）が小さくなる。加うるに、ＧｄｚＯｚＳのスクリーンの密度は、その固有の 結晶バルク密度の約半分である。Ｃｓｌ及びｉ’　Ｉ　Ｂ　ｒは、バルク密度を 何する皮膜として塗布することができる。従って、Ｃｓｌは、乳房造影法を含む 放射線医学的診断の用途に用いられる多くのエネルギーレベルについて、吸収基 層材料としてＧｄ２Ｏ＊Ｓよりも優れている。ＴｌＢｒは、８５．５ＫｅＶより も高くかつ３５．９８ＫｅＶよりも低いエネルギーの範囲について吸収基層材料 としてＣｓ［及びＧｄｚＯｚＳよりも優れている。

Ｃｓｌの線形吸収係数及び市販されているＸ線輝度倍増管（ｉｎｔｃｎｓ　ｉ　 ｆ　１ｅｒ）により示されたＣｓｌのフィルム厚さ特性は、Ｃｓｌが大面積の用 途に於けるセンサの基層として好適な材料であることを示している。Ｃｓｌ尤導 電体ビデオ管の吸収エネルギーに依存する応答（ＤＱＥ）は、Ｃｓｌの線形吸収 係数及びＣｓｌフィルムの厚さにより決定される。このセンサ及びＴｈｏｍｓｏ ｎ　Ｃ５Ｆ社及びＳｉｅｍｅｎｓ社により市販されているＸ線イメー／インテン ンファイアは約４００μの厚さを有するＣｓｌフィルムを用いている。４００μ の厚さのフィルムは、８〜１２１ｐ／ｍｍの好適な限界空間解像度を可能にする 。

４００μの厚さのフィルムは、６０ＫｅＶに於て約７０％のＤ　Ｑ　ＩＥを有す る。Ｃｓｌフィルムは、空間解像度をそれほど劣化させることなく約８００μま での厚さに製造する約３６ＫｃＶに於けるｄｐｊ定結果を外挿することにより、 ３００μの厚さのＣｓｌフィルムのＸ線の吸収は約９８％であるとみることがで きる。１８．５ＫｅＶにおける乳房造影法の用途に於ては、吸収率は９８％を越 えることが予想される。これらの吸収レベルは、従来形式の希土類元素スクリー ンや蓄積リンブレー）・により得られるものよりも優れたものであると考えられ る。８００μのＣｓ１層によるフォトンの吸収レベルはきわめて高い。Ｃｓ１層 に於けるＸ線の拡散かそれほど顕著でないという前提に基づけば、８００μの厚 さのＣｓ１層は、８〜１０１ｐ／ｍｍの高い空間解像率を伴うことか予想され、 １８０ＫｅＶに於て２４％もの高いレベルのＤＱＥを提供することが予想される 。

特定のエネルギーレベルに於ける特定の厚さのＣｓｌ層によりｉｌｔられるエネ ルギー吸収しヘルのおおよそのパーセンテージか表２に示されている。

表−一λ エネルギー（ＫｅＶ）　２５　５０　１００　２００」二足したセンサーターゲ ット２０，２０’　は、拡大する必要なく診断用の放射線医学的イメージを記録 することができる。例えば、典型的な胸部Ｘ線造影法に於ては、センサーターゲ ットに於いて、約６０ＫｅＶの平均エネルギーをイアする、１　ｍｍ２当り３０ 万個のＸ線フォトンの平均流束（ｅ　ｆ　ｆ　１ｕｃｎｃｃ）を示す。センサー ターゲット２０′は、Ｃ５■が６０ＫｅＶフオトンに対してゲインが１０００で あると仮定した場合に、１　ｍｍ”当り３億個の光フォトンを検出する能力を有 していなければならない。従って、ターゲットの電荷蓄積能力は１ｍｍ”当り３ 億個の光フォトンを越えるものでなければならない。明らかに、このような杏、 積能力の要請は、両センサーターゲットに２０．２０′により満されている。シ リコンセンサーターゲットは、１ｍｍ２当り８億個を越える電子を蓄積する。Ｔ ｌＢｒは、対応するシリコン層に比較して約３倍の蓄積能力を有する。電荷空乏 モートにｈ６て作動する硫化カドミウムのスパッタリングされた低抵抗率層は、 シリコンの約６０倍の電荷蓄積能ノＪを有することが知られている。

更に、前記した計算によれば、センサーターゲット２０゜２０’のための実際の 信号電流は１０〜２０μへのオーダーであると推定される。高解像度モニターは 、１〜１００μへの電流を有し、１〜５０μの範囲の直径を有する電子ビームを 用いる。このように、ｌｏ〜２０μへの信号電流及び１〜５０μの範囲のスポッ ト径を伴うようなＸ線ビデオ管のための電子光学系及び信号電流の放射線医学的 要求を、比較的容易にセンサーターゲットの２０．２０′に適合させることがで きる。

ＴｌＢｒは、１つの層でセンサ及びターゲットの両者として機能し、製造コスト をがなり低減することができるものであることから、特にセンサーターゲット材 料として適している。ＴｌＢｒは、極めて高い誘電率を有していることから、印 加された電圧に対して単位体積当たり高い密度の電荷を蓄積することができる。

また、ＴｌＢｒ媒体は、吸収された各Ｘ線或いはガンマ線フォトンに対してＣｓ Ｉよりも高いゲインを提供する。しがち、ＴｌＢｒ媒体は、バイアス電圧を変化 させることによりゲイン制御を行うようなセンサーターゲットとして用いること もできる。

ＴｌＢｒの大面積高エネルギーの用途への適性は、従来の小面積検出器に関して 得られたデータを外挿することにより確認することができる。Ｋ、Ｓ、Ｓｈａら による“Ｔｈａｌｌｉｕｍ　Ｂｒｏｍｉｄｅ　ＲａｄｉａｔｉｏｎＤｅＬｃｃｔ ｏｒｓ＋、　ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓ、　ｏｎＮｕｃｌ、Ｓｃｉ、３６、Ｎｏ、１ ．　１９９　（１９８９）は、小面積′Ｉ’　Ｉ　Ｂ　ｒ検出器を開示している 。ＴｌＢｒ検出２には、ゾーンリファイナーを複数回通過する過程を含む精製法 により結晶を成長させて製造される。ＴｌＢｒ検出器は５０ｍ２の面積と、５Ｘ １０”Ω−ａｍの抵抗率を有する２５０μの厚さのＴｌＢｒ基層を備えている。

検出器により検出されるガンマ線の放射エネルギーは６０，２１３及び６６０Ｋ ｃＶに於てピークを有し、０．００６〜ＩＭｅｖの範囲のガンマ線及びＸ線の放 射を検出する。電子−ホールの対を形成するために必要なエネルギーは約６．５ ｅｖ／対であることが確かめられた。このエネルギーは、ヨウ化セシウム、タン グステン酸カルシウム、ガドリニウムオキシスルフィド等の蛍光検出器に於ける ンンチレーションにより得る場合よりも小さい。従って、ＴｌＢｒは、放射線医 学に於て用いられるンンチレータよりもがなりゲインが太きい。更に、ＴｌＢｒ に於けるホール及び電子の移動度（ｍｏｂｉｌｉｔｙ）と寿命との積が２及び３ 　Ｘ　１０−’ａｍ２／＼゛であることがそれぞれ確かめられた。

１７〜′型管にｂ′：：けるセンサーターゲット２０の複合媒体として′ＦＩ　 Ｂ　ｒか用いられた場合、ＴＩｒ３ｒは、光導電性要素検出器として用いられた ＴｌＢｒ４オ料とはかなり異なった要領をもって機能する。ＴｌＢｒ基層５０は 、フレームＬ／−ト（ｆ　ｒａｍｅ　ｒａｔｅ）に依存しない時間に亘ってその 表面に電荷を蓄積しなければならない。多くの用途に於ては、可視光或いは近赤 外線フォトンにより低光レベルイメージングが行われるような場合など、ヒリセ ル毎のフォトンの数の点で放射エネルギーに対する露光が極めて軽い場合がある 。このような低光レベルの用途に於ては、放射エネルギーにより発生したノイズ が、システム自体のノイズよりも優勢であるようなゲインを備えているのが好ま しい。しかしながら、ゲインが過大であると、蓄積された電子を過度に消失させ 、予め定められたイメージの品質を達成するための露光に於いて必要とされるよ りもイメージングのために用いられるフォトンの数が小さく抑えられてしまうこ とから、電位をあまり高くすることができない。

１−記したビデオ管としての用途は、Ｔ　Ｉ　Ｂｒ基層５ｏによって満足されな ければならない幾つもの重大な制約を課す。このような制約としては、センサー ターゲットの表面に蓄積し得る電荷の毒や、特定の用途にとって必要とされる露 光のレベル、電位、露光時間、読出し速度及びラスク速度なとかある。ＴｌＢｒ センサーターゲット２ｏを備えた大１ｎｉ債管１０は、以下に述へるようにこれ らの制約を満足するものである。材料の表面に蓄積し得る電荷は次の式により定 めることかできる。

σ　＝　ｋεａｌ三 但し、σは１　ｃｍ”当たりの電荷の蓄積度をクーロンで表した値であり、ｋは 材料の誘電率であり、εＧは自由区間の誘電率であり、Ｅは１ｍ当たりの電界強 度をボルトにより表したものである。塩化カリウムターゲット及びシリコンター ゲットについて得られた値と比較することにより、ＴｌＢｒフィルムは、最も強 い電界強度に於て作動した場合に、１　ｍｍ”肖たり２．２Ｘ１０’〜１０１０ 個の電子を蓄積し得ることか３１算により確かめられる。

Ｃｓｌ及び希土類元素リンなどのシンチレータについては、３０〜６０ＫｃＶの 放射エネルギーに対して電位が５００〜１０００のオーダであることが確認され ている。上記したシンチレータは、形成された各シンチレーションについて各３ ０エレクトロンボルトのエネルギーを必要とする。光導電体に於ては、これは、 電流或いは電圧に関連する電気的パルスからなる。Ｋ、Ｓ、Ｓｈａらによる“′ ｒｈａｌｌｉｕｍ　Ｂｒｏｍｉｄｅ　Ｒａｄｉａｔｉｏｎ　Ｄｃｔｅｃｔｏｒｓ ”、ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓ、　ｏｎ　Ｎｕｃｌ、　Ｓｃｉ、　３６、Ｎｏ、１， １９９　（１９８９）によれば、’Ｉ’　ｌ　Ｂ　ｒに於て１つの電子−ホール の対を形成するために６５エレクトロンボルトか必要であることか確認され、こ れは３０ＫｅＶのフォトンについて約４，６１５のケインに対応する。この電位 は、ＴｌＢｒ光導電体検出器に於て吸収されたＸ線或いはガンマ線フォトンにつ いて検出可能な電気パルスを形成する上で極めて効率的である。

蓄積された電荷の大きさ及び結合したときのゲインは、与えられた用途にとって 必要を満たすように、使用可能な信号レベルを提供し、与えられた露光レベルの もとて明瞭に機能するものでなければならない。ゲインが過大である場合には、 センサーターゲットは、露光レベルについての旧人な限界を何することとなる。

ゲインがあまり低い場合には、得られたビデオ信号が、満足できるイメージを形 成するように処理することができないものとなる。検出し得るフォトンの数の尺 度は、ゲインに対する蓄積された電荷の比から推定することができる。上記した ２、２Ｘ１０”〜１０１０のＴｌＢｒの蓄積能力、４，６１５のゲイン、１ｍｍ ２当たり４．７Ｘ１０’〜２．２Ｘ１０’の範囲のフォトン露光は放射線医学的 診察にとって極めて好適である。ゲインか１，０００であって１　ｍｍ２当たり １０９個の電子の蓄積を伴うアモルファスシリコンターゲットを用いたＣｓｌセ ンサは１　ｍｍ”当たり約１０６個のフォトンのＸ線及びガンマ線の露光に対応 する。従来から知られている乳房造影法に於ては、１８．５ＫｅＶに於て３Ｘ１ ０’個のフォトンによる露光を伴う。このように、ＴｌＢｒ及びＣｓ１−アモル ファスシリコンセンサーターゲットによる電荷の蓄積能力及びゲインは広範囲の 用途の必要性を満たすことができる。

より高い露光レベルを必要とする非破壊試験の用途に於ては、各露光セットにつ いてセンサーターゲットに適したレベルに露光の度合いを設定することにより、 複数個のフレームを順次読み出すことかできる。

放射線医学的診断のためには、管の直径が大きいほど、空間解像度に対する必要 性か緩和される。胸部及び腹部の造影を行うための極めて大きな直径をイアする 管は、イメージングを（＋１１ら縮小を伴うことなく行うことができることから 、約５　ｌ　ｐ　／ｍｍ　（１ｍｍ当たりのラインの対）程度の限界解像度を必 要とするのみである。空間解像度に対する要求か緩和されることは、ビデオピク セル要素が大きくなり、より大きな量の電荷を蓄積し得ることを意味し、これは 、それたけ大きなレベルの信号が１１）られることを意味する。

理想的な条件に於ては、放射線医学の用途に於てピクセルサイズを増大させるこ とにより、信号対ノイズ比を減少させることなく管の直径を大きくすることか可 能である。それはと理想的でない条件に於ても、限定された放射線ノイズを伴う イメージを達成するように、他の手段の助けを受けることにより、管を大型化す ることかできる。

Ｘ線及びガンマ線に感応する管の読出し及びラスク速度は、光感応型ビデオ管の 場合と同様の考慮事項により支配される。管の直径か増大するに伴い、センサー ターゲットの直ｉ′ｉ及びｊＩｉＬ／容皿か増大する。浮遊容■が増大すると、 それたけ遅い走査読み出しを必要とするような、増大したノイズを伴う特性の原 因となる。ビデオカメラ管の直径が約１２５ｍｍを越えるような用途に於ては、 走査読み出し速度か遅いことは重大な制約である。

説明のためのモデルは、４００　Ｘ　４００　ｍｍ”のイメージング領域（１６ ，Ｘ１６インチ２）を有するものとして構成することができ、これは現在用いら れている放射線医学用のスクリーンフィルムに於ける１４Ｘ１フインチのフォー マットに対応する。管か、適当なピクセルのサイズ、ターゲット能力及びｉ￥Ｍ 容爪をイアするものであれば、放射線医学的診断のための実用的な性能の基準を 満足し得るようなＬＶ型ビデオカメラ管を構成し得ることを示すことができる。

大型の管に於ける信号ノイズ比は、固有のＸ線イメージのグイナミノクレンジを 取り扱い得るように充分大きい。更に、イメージを医療的な現場の用途に適する ような時間内に得ることができる。

対角線の長さが５６０ｍｍであるようなビデオカメラ管１０．１０’　に於ては 、従来形式の３８ミリのビデオカメラ型管に比較すると、面積が約２２０倍とな る。従って、対角方向の長さが５５６闘であるような管は、信号能力を２２０倍 増大させることかできる。大型管のピクセルのフォーマットか（従来形式の小径 ビデオ管の場合と同様に）５１２Ｘ５１２のピクセルフォーマットを用いるもの である場合、従来形式の管に於けるピクセルの面積（０，００２７ｍｍ２）及び 静電容量は、浮遊８爪と同しファクタをもって増大することから、その結果得ら れる信号対ノイズ比は概ね同一となる。

胸部及び腹部のための良好な空間解像度を得るためには、ピクセルが約０．　Ｉ Ｘｏ、１ｍｍ”であることを要する。ピクセルの面積の比（０，０１１０，００ ２７）は小径の管の解像度に比較すると約３．７倍となっている。３，７の比は 、必要な比である２２０よりも小さい。しかしながら、電子を蓄積するためのタ ーゲットの能力を増大させることによっても信号を増強することができる。ピク セルの面積は、誘電率及び厚さなどからなる３つの重要な信号のファクタの内の １つにすぎない。

シリコンは、従来のビデオ管に於て用いられる多くの光導電体よりも高い誘電率 をイエする。例えば、４００Ｘ４００　ｍｍ２の面積に於て４０００Ｘ４０００ 個のピクセルを用い、１０μの１’７さを何するものである場合、限界空間解像 度が５　ｌ　ｐ／ｍｍ　（０，１ｍｍビクセル）であるとすると、１ピクセル当 たりの容量は次の通りとなる。

Ｃ６１ｔｅｌ　＝＝　Δｐｌｘ＋ｌ　Ｘ　自由空間の誘電率（ｐｅｒｍｉｔｔｉ ｖｉｔｙ）　ｘ　（ターゲットの誘電率（ｄｉｅｌｅｃｔｒｉｃ　ｃｏｎｓｔａ ｎｔ）／ターゲットの厚さｌ　＝　１０−”ｍ”　ｘ　８．８５　Ｘ　１０−” 　ファラド／ｍ　Ｘ　１２　／　１０−６ｍｍ　０．　１０６　ｐＦ／ピクセル ピクセルに蓄積されるべき電子の数は電荷の電位に依存する。低速電子線光学系 ３２についての実施例は、ターゲット電位か１０〜２０の振れ（ｓｗｉｎｇ）を 有する。１５Ｖの電位の振れは、 Ｑ、Ｉｘ、Ｉ＝ＣＶ ＝　０．１０５ｘｌＯ−”ｘ１５ ＝　１．５７５Ｘ１０−”　クーロン／ピクセルで与えられる蓄積電荷に対応す る。これを、電子の電荷で除すると、 ｅ　ｐＩｔ＊＋　＝１．　５７５　Ｘ　１０−”／　１．　６　Ｘ　１０−”＝ 　９，８４３，７５０　電子／ピクセルか得られる。この量は、従来形式の１． ５インチ（３８ｎ＋ｍ）ＰｂＯイメージ管に於けるピクセル当たりの蓄積され電 子の数と比較されなければならない。この小型の管の全ターゲット静電容量は９ ００ｐＦであり、通常３０分の１秒の間に５１２Ｘ５１２からなるピクセルのア レイが走査される。内接するターゲットの面積は７２５ｍｍ２に等しい。従って 、ピクセル当たりの静電８皿は次の式で与えられる。

Ｃ＋１ｘｔｌ　＝　Ｃｔｏｔａｌ／ビクセルの数＝　９０ｏｘｌｏ−”１５１２ ” ＝　０．　００３４　ｐＦ １ピクセル当たりの電荷は、実用的な管に於ける５■の振れに基つくものとし、 Ｑ　ａｌ＊ｃｌ　＝　Ｃｏｌ＊ｅｌＶ ＝　０．００３４ｘ５ ＝　１．７Ｘ１０−”　クーロン／ピクセル＝　１０６，２５０　電子／ピクセ ル により与えられる。小さな面積のピクセルに蓄積された電４：■に対する、大面 積ピクセルに蓄積し得る電荷の比は次の式により′フえられる。

ｅ　１ｍ＋１６　”　ｅ　ｐｌｆｔｌ　Ｃ１１−５ｔ／ｅ　Ｄｏｗｅｌ　Ｐｂ０ ＝９２．に の比は、２．３７倍の線形なスケーリングに必要とされる２　２０　（’；２と いう数字よりも小さい数字である。これを？Ｉｌｉ　（ｆ’ｔする１つの適切な 方法は、ピクセルフォーマ・ノドを再考慮することである。同じイメージング領 域である４００Ｘ４００ｍｍ”について４０００Ｘ４０００〜２０００ｘ２００ ０ピクセルへとデンタルフォーマットをチャネリングし、必要に応して読みとり 時間を短くすることにより各ピクセルに於ける静電８金が４倍になったとすると 、限界空間解像度か２．　５１　ｐ　７ｍｍに減少する。

ピクセル信号を増大させるか、電子的に誘起されたノイズを低減するために他の オプションを用いることもできる。

信号電流は、１ピクセル当たりの読み出し時間に依存する。

４０００Ｘ４０００個のピクセルがあり、１２５ｎｓｅｃ／ビクセルの典型的な リアルタイムの読み出し時間を伴う場合、リードアウト時間が２秒となる。ピク セル毎に蓄積された電荷から得られる信号電流は次の式により与えられる。

ｉ　＝　ｄｑ／ｄｔ　＝　１２．　６　μΔ１２６μ八という電流値は、小型の 管に於て従来用いられたような０，５〜１．　０μＡという数値よりも大きいが 、この大きな信号ＴＬ流は現在用いられているビームカソードに対する適合性を 有する。センサーターゲットに於ける電子ビームの密度は、電子的な反発力によ り空間解像度を低下させる原因となることから、上記したような空間解像度にχ ・１する要求か緩和された場合には、小型の管の用途に於ては問題となるか、電 子的な反発はここでは問題とならない。ある実施例に於てはピーク電流が１０〜 ２０μへの範囲であってよい。

この信号に関連するノイズは、電位が１０００であると仮定して、９．８４Ｘ１ ０’個の電子或いは９．８４Ｘ１０１個のフォトンであると予め決定された大面 積ビクセル内に於ける電子の数を旧算することにより得ることができる。

Ｘ線バックグラウンドノイズは、約９９．２個のフォトンとなるべき量の平方根 として与えられる。フォトンにより誘起されるノイズは次の式により勾えられる 。

！　ｐｈａｎｏ、１Ｒ１１１１＠　＝　Ｎ　０１　Ｓ　ｅ　ｏｈａ＋ｅｅ＋　Ｘ 　電荷　×スクリーンゲインＸ　ピクセル当たりの時間（１２５ｎｓｅｃ）　＝ 　１２５ｎ△ メッシュ３６か信号プレート４０の近傍にあることが浮遊容量の主な原因である 。浮遊容量は、面積に比例して増大し、高周波域に於て信号ロールオフを引き起 こす。信号ロールオフは、高周波域に於て電位が大きくなるようにアンプをトウ イーク（ｔ　Ｗ（！　ａ　ｋ　）することにより補償される。しかしながら、こ のような補償方法は、電子的に誘起されるノイズを増大させる。例えば小さな３ ５ｍｍの従来形式の菅の浮遊容量により２ｎＡのノイズが誘起されたと仮定する と、大型の管の浮遊容■及びノイズ電流は、面積の倍数で増大することか予想さ れ、即ち、　（５６６／３５）”＝２６１．５ｎＡとなることか予想される。こ のようにして得られたノイズ電流は、ハックグラウンドノイズによるものよりも ２．１倍大きく、従って低減されなければならない。

従来形式の小型の管に於ては、メツシュはターゲットの近傍に配置され（０，５ 〜２．　Ｏｍｍ）、低速読み出しに際して、読み出しビームに対して均一な直交 ビーム特性を与え、２５〜５０１ｐ／ｍｍの空間解像度を提供するようにされる 。放Ｑ、１線医学用の管の直径は５〜１’Ｏｌ　ｐ　７ｍｍを必要とするのみで あることから、メツシュ３６は小型の管構造の場合に比較してセンサーターゲッ トから遠い位置に配置される。メソシュ３６とターゲットとの距離は２ｍｍ以上 であるのが好ましく、一般に管の直径が増大するに従って大きくされる。浮遊容 量はメッシュ３６とセンサーターゲツト面２８との距離に反比例することから、 間隔を大きくすることは浮遊容量をそれだけ小さくする。５５６ｍｍの直径を有 する管の場合、メッシュとターゲットとの間の距離は１０ｍｍ或いはそれ以上で あって良い。ＩＨＩ隔を１０ｍｍもの大きな値にすることにより、胸部造影法に 於ける比較的ゆるい空間解像度の要請を満足することができ、それに応じて信号 電流を満足できる値に低減することができる。

放射線医学の用途に於て上記したような大型のピクセルを用いることにより、低 い空間周波数に於けるＤＱＥをかなり改善することかでき、しかもコントラスト 解像度の同様な改善も達成することかできる。上記したような空間解像度か０． 　１ｍｍであるような例によれば、４００Ｘ４００ｍｍ”の範囲で２０４８Ｘ２ ０４８のマトリクスを有するデンタルイメーン処理システムに於て見られるよう な小さなピクセルを提供するが、これは０．　２１のビクセルサイズに対応する 。これによれば、管のイメージング要素の良好な変調伝達関数を与えると共に、 ２．　５１　ｐ　７ｍｍと等価な空間解像度を提供する。

信号電流か１２６μへの場合、ビームショットノイズは、約３．７８ｎＡとなる 。プリアンプノイズは数ｎＡ以下とすることかできる。これらの数値は、出力を デジタルイメージングンステムに供給するような上記形式のＸ線及びガンマ線ビ デオ管にとって極めて好適である。

リーク電流の問題は一般にビデオ管のサイズに比例して増大する。リーク電流は 、／＜イアス回路を流れる概ね一定の直流的な電流の流れからなる。電流の変化 は極めて低い周波数のもので、結合コンデンサ４６によりプリアンプ４８には伝 達されない。信号プレート４ｏを流れる電流は、ピクセルの全てから同時に行わ れる放電の和からなる。ラスタ期間に於ては各ピクセルからの放電は極めて小さ いもので、信号に対して影響を及ぼさない。ピクセルはラスタの速度をもって再 び充電される。各ピクセルか抵抗率が充分高くないことにより過大な放電を行っ たばあいでも、対応するピクセルのビデオ信号及びＳＮ比に対して影響を及ぼす のみである。

リーク電流に引き起こされる問題の主なものとしては、ラスタ期間に於てセンサ ーターゲットの表面に於ける電荷の空乏度の度合いにある。このような電荷の消 失即ち空乏化により画面に暗い部分が生じるという問題が発生し得る。

電６：ｆの消失は、その後のピクセルの読み出しに際して相対的に電荷が小さく なるという結果を引き起こす。ビームが１つのピクセルを読み出す前に、電荷の 全てがリークした場合には信号か何ら検出されない。従って、センサーターゲッ トは、この点に関してコンデンサに於ける誘電体の働きをする。電子ビームによ る表面の帯電は、そのＲＣ時定数により定められる自然対数的特性をもって表面 から放電される。ＲＣ時定数は抵抗率と誘電率との積に等しい。Ｋｕ’　ｓ　ａ 　ｎ　ｏらによる“Δｍｏｒｐｈｏｕｓ　５ｉｌｉｃ。

ｎ　Ｉｍａｇｉｎｇ　ゴｕｂｅ　Ｕｓｉｎ　ｇ　Ｉ−１ｉｇｈＶｅｌｏｌ−１ｉ 　Ｂｅａｍ　Ｓｃａｎｎｉｎｇ”、ＩＥＥＥ　ｉ’ｒａｎｓ、　ｏｎ　Ｅｌｅｃ 、　Ｄｉｖ、、ＥＤ−３３、Ｎｏ、２、ｐ２９８、Ｆｅｂ　１９８６、に於て開 示されたアモルファスシリコンセンサーターゲットについては、抵抗率は１０′ ３Ω−ｃｍであり、誘電率は１２である。

従って、この材料の時定数は１０．６秒であり、電子ビームによる帯電が行われ 、１０．６秒を経過した後にターゲツト面に残留する電荷は元の量の３６．７％ となる。放射線医学的胸部及び腹部の造影術のための大面積管について最も長い 読み出し時間は２秒であることがら、最後のピクセルに残留する電荷のｍは元の 量の８３％である。従って、この程度の減少は許容し得る。また、センサーター ゲット２０の表面に電子及びホールブロック層５４を被着することにより事態を 大幅に改善することができる。それに代わる方法としては、図示されていないが １０１４Ω−Ｃｍのより高い抵抗率を有するアモルファスシリコンをスパッタリ ングしてなるフィルムを形成することがある。このようなフィルムはブロック層 を不要にし、或いはブロック層と併用された場合は、リーク電流を５乃至１０倍 小さくすることかできる。蓄積時間を延長させリーク電流を減少させるために、 センサーターゲット祠料としてアモルファスシリコン以外の別の物質を用いるこ ともできる。例えば、ＷｃｓＬｉｎｇｈｏｕｓｅ　ＥＴＶ−２０００なる２イン チの直径を有するテレビカメラにはアモルファス砒化セレンからなる光導電体セ ンサーターゲットが用いられている。このカメラは、通常光導電体の２５Ｘ２５ ｍｍ２の面積に２０４８Ｘ２０４８個のビクセルからなるイメージを形成し、リ アルタイムで或いは低速で読み出しすることができる。リーク電流は室温にｈ合 で０．　５ｎＡ／ｃｍ２以下で、読み出しの１０＋）　＋ｉｉ」からイメージを 蓄積することかできる。露光時間も３００ｎｓ程度から、数秒のオーダをカバー することができる。ビクセルのサイズは僅かに１２．２Ｘ１２．２μ２であって 、１ピクセル当たりに蓄積される電子の数は４０Ｂ個である。これらの数値を１ ６Ｘ１６インチのＸ線管について外１申した場合、８００　ｎ　Ａのリーク電流 及び３Ｘ１０”ｅ／ｍｍ２の電荷密度が得られる。これらの数値は問題のない数 値である。リーク電流は、プリアンプに伝達されるビデオ信号に対して影響を及 はさないような概ねノイズを含まない電流からなる直流電流である。Ｗｅ　ｓ　 ｔ　ｉ　ｎｇｈｏｕ　ｓｅ社によるＥＴＶ−２０００カメラは、ＲＭＳノイズ数 値による制約を受ける６６７対１のＳＮ比を有するが、これは新しいプリアンプ 技術により改善することができる。放射線医学的診断のための５０Ｘ５０μ２か らなる大型のビクセルの面積については、ピクセル当たり電荷が約１６倍に増大 することから、実用的な管のダイナミックレンジは１２ビツトを越えることとな る。ある用途に於いてＣｓｌと組み合わせるのに適する光導電体材料としては、 Ｃｄ　Ｓ。

５ｔ）ｚＳａ、Ａ　Ｓ　ＯＳ、　セレン化カドミウム、セレン、砒素、テルル複 合体がある。ブロック層は、アモルファスシリコンを用いた場合と比較して管を 複雑化しコストを高騰させるが、この層は極めて薄いフィルムからなり、高い均 一性をもって容易にスパッタリングすることができる。

上記したようなスケールの問題に加えて、ある用途に於て大面積ビデオ管１０の 特性を改善するような技術が存在する。第１に、管を低速電子ビーム型から高速 電子ビーム型に変換することが考えられる。第２に、ターゲットは複数層ターゲ ットとして構成することができる。第３に、センサーターゲツト面とグリッドと の間の間隔を前記したように増大させることができる。

第４図に示されるように、信号プレート４０は、それぞれ小さな面積を有するプ レートセクタ４０Ａ、４０Ｂ、４０Ｃに分割することかできる。信号プレートを セクタに分割することにより、他の条件か一定であったとすると、各時点に於て 読み出されるターゲットの容量が、セクタの数に応じて減少する。その利益の代 償は、マルチプレクス手法を用いたり、追加のプリアンプを必要とするなど複雑 さを増大させることである。上記した２倍という数字を少し改善しようとするこ とは、ターゲットを３つのセクタに分割し、各セクタをそれぞれのプリアンプ４ ８Ａ、４８Ｂ。

４８Ｃに接続することにより達成される。各プリアンプはその出力を、イメージ の全体を得るために必要となる全体的なデジタルメモリの３分の１に送り込む。

これにより浮遊容量を３分の１に小さくすることができる。或いは、セクタを単 一のプリアンプ４８に対してマルチプレクスすることもできる。信号プレートを セクタに分割することの利益は、カメラを複雑化するという問題を伴う。セクタ は、任意の形状からなるものであってよいが、最も単純なものとしては、正方形 や四角形か考えられる。

５６ｍｍの対角方向長さを有するもののような大面積ＬＶ型ビデオカメラ管は、 放射線医学的診断、放射線治療、及び非破壊試験の用途で必要とされる条件を満 足し得るものと理解できよう。この寸法は、放射線医学的診断に於て用いられて いる従来形式の１４Ｘ１フインチのフォーマントを提供するのに充分である。セ ンサーターゲットは、数ＩくｅＶからＭｅＶのオーダのエネルギーの全てに対し てイメージを構成するフォトンに対して許容し得る応答及び性能を発揮する。Ｌ Ｖ／Ｐ型の管の電子線光学系を、必要となる空間解像度、ノイズ、信号及びダイ ナミックレンジ特性を実現するために改造して用いることができる。

以上本発明の好適実施例を説明の便宜のために説明したが、上記した明細書の内 容は本発明を何ら限定するものではない。従って、当業者であれば本発明の精神 及び範囲がら逸脱することなく様々な変更、適合及び置換が可能であることを了 解されたい。

ＦｔＧ、２ ＦＩＧ、　３ ＦＩＧ、４ ＦＩＧ、　５ 宝　恣　ｔＩＩ　喜　輻　牛 、　、　、　ＰＣＴ／ＬＩＳ　９２１０５７６５

Claims (38)

【特許請求の範囲】
1. １．センサーターゲット手段と、電子線光学系とを有する大面積イメージングシ ステムであって、前記センサーターゲット手段が、 照射フォトンを検出し、その表面にて電子を保持するのに十分な蓄積能力を有す るような信号プレート手段と、概ねＣｓｌからなる層を有し、高エネルギー放射 エネルギーを吸収し、吸収された放射エネルギーに応じた量のフォトン出力を発 生するシンチレータ手段と、概ねアモルファスシリコン、アモルファスセレン、 硫化カドミウム、三硫化アンチモン、酸硫化硫化アンチモン（ａｎｔｉｍｏｎｙ ｓｕｌｐｈｉｄｅｏｘｙｓｕｌＰｈｉｄｏ）からなるグループから選ばれた材料 からなる層を有し、前記フォトン出力に応答し、前記シンチレータ手段に入射し た放射エネルギーの電子イメージを形成するべく電荷の分布を形成する光静電体 手段とを有し、前記電子線光学系が、低速電子ビームを発生し、該ビームをラス タをなすように前記光導電体手段に向て投射するものからなることにより、 前記センサーターゲット手段に照射された高エネルギー放射エネルギーからの電 子イメージが、ビデオ読出し回路に伝達されるべく前記信号プレート手段にて取 得されるようにしたことを特徴とするイメージングシステム。
2. ２．前記電子線光学系手段が、前記信号プレート手段に対して隔置されたメッシ ュを更に有し、前記信号プレート手段と前記メッシュとの間隔が２ｍｍ以上であ ることを特徴とする請求項１に記載のイメージングシステム。
3. ３．前記信号プレート手段が複数のセクタを含むことを特徴とする請求項１に記 載のイメージングシステム。
4. ４．複数のプリアンプを含み、前記セクタのそれぞれが対応する１つのプリアン プに電気的に接続されていることを特徴とする請求項３に記載のイメージングシ ステム。
5. ５．前記セクタのそれぞれからの信号を、１つのプリアンプに向けてマルチプレ ックスするようにしたことを特徴とする請求項３に記載のイメージングシステム 。
6. ６．前記ピーク信号電流が１０〜２０μＡであることを特徴とする請求項１に記 載のイメージングシステム。
7. ７．前記電子イメージのハードコピーを提供するために、イメージプロセッサ手 段とフィルム書込み手段とを更に有することを特徴とする請求項１に記載のイメ ージングシステム。
8. ８．前記電子イメージのビデオ表示を提供するためのビデオ表示手段を更に有す ることを特徴とする請求項１に記載のイメージングシステム。
9. ９．前記電子シメージを処理するためのイメージプロセッサ手段を更に有するこ とを特徴とする請求項８に記載のイメージングシステム。
10. １０．前記センサーターゲット手段が５０ｍｍよりも大きい直径を有することを 特徴とする請求項１に記載のイメージングシステム。
11. １１．前記Ｃｓｌ層がＮａによりドープされていることを特徴とする請求項１に 記載のイメージングシステム。
12. １２．前記Ｃｓｌ層がＴｌによりドープされていることを特徴とする請求項１に 記載のイメージングシステム。
13. １３．前記Ｃｓｌ層が５０〜１０００μの厚さを有することを特徴とする請求項 １に記載のイメージングシステム。
14. １４．センサーターゲット手段と、電子線光学系とを有する大面積イメージング システムであって、前記センサーターゲット手段が、 照射フォトンを検出し、その表面にて電子を保持するのに十分な蓄積能力を有す るような信号プレート手段と、入射高エネルギー放射エネルギーを受け、該入射 放射エネルギーに応答して前記信号プレート手段の表面に電荷の分布を形成する ようなＴＩＢｒ、Ｔｌｌ及びＴｌＢｒとＴｌｌとの混合体からなるグループから 選ばれた材料からなる層を有し、 前記電子線光学系が、低速電子ビームを発生し、均一な電荷の層を形成するよう に、前記センサーターゲット手段に向て投射するものからなることにより、前記 センサーターゲット手段に照射された高エネルギー放射エネルギーからの電子イ メージが、ビデオ読出し回路に伝達されるべく前記センサーターゲット手段にて 取得されるようにしたことを特徴とするイメージングシステム。
15. １５．前記センサーターゲット手段が５０ｍｍよりも大きい直径を有することを 特徴とする請求項１４に記載のイメージングシステム。
16. １６．前記電子線光学系手段が更にメッシュを有し、前記信号プレート手段と前 記メッシュとの間隔が２ｍｍ以上であることを特徴とする請求項１４に記載のイ メージングシステム。
17. １７．前記信号プレート手段が複数のセクタを含むことを特徴とする請求項１４ に記載のイメージングシステム。
18. １８．複数のプリアンプを含み、前記セクタのそれぞれが対応する１つのプリア ンプに電気的に接続されていることを特徴とする請求項１７に記載のイメージン グシステム。
19. １９．前記セクタのそれぞれからの信号を、１つのプリアンプに向けてマルチプ レックスするようにしたことを特徴とする請求項７に記載のイメージングシステ ム。
20. ２０．前記電子イメージのハードコピーを提供するために、イメージプロセッサ 手段とフィルム書込み手段とを更に有することを特徴とする請求項１４に記載の イメージングシステム。
21. ２１．前記電子イメージのビデオ表示を提供するためのビデオ表示手段を更に有 することを特徴とする請求項１４に記載のイメージングシステム。
22. ２２．前記電子シメージを処理するためのイメージプロセッサ手段を更に有する ことを特徴とする請求項２１に記載のイメージングシステム。
23. ２３．前記センサーターゲット手段の前記層が５０〜１０００μの厚さを有する ことを特徴とする請求項１に記載のイメージングシステム。
24. ２４．高エネルギーイメージング手段と、カメラ管手段と、イメージ収得手段と を有する高エネルギーイメージングシステムであって、 前記高エネルギーイメージング手段が５０ｍｍよりも大きい直径を有するイメー ジングビームを形成するべく対象物に対して高エネルギー源を配向するためのも のであって、前記カメラ管手段が、真空管ハウジングと、前記イメージングビー ムから照射されたフォトンを検出するためのものであって、ターゲット面に電子 を保持する蓄積能力を提供するべき蓄積手段を備えたセンサ手段とを有しており 、前記イメージングビームに整合する投射面を有し、かつ前記イメージングビー ムの高エネルギー放射エネルギーを吸収し、吸収された放射エネルギーに応じた 量の光フォトンを発生するための、前記ビームの直径以上の直径を有するシンチ レータ手段が、前記センサ手段に備えられており、更に、前記ターゲット面上に 電荷を再分布させるべく前記フォトン出力に応答するべき光導電体手段が前記セ ンサ手段に備えられており、 前記カメラ管手段が、更に低速電子ビームを発生し、該ビームを前記センサター ゲット手段に向てラスタをなすように投射するための電子線光学系手段を有し、 前記イメージ取得手段が、前記対象物の電子イメージを概ね１対１の空間的対応 をもって取得するために前記センサターゲット手段と電気的に通信するものであ ることを特徴とするイメージングシステム。
25. ２５．前記シンチレータ手段が、概ねＣｓｌからなる層を有することを特徴とす る請求項２４に記載のイメージングシステム。
26. ２６．前記光導電体手段が、概ねアモルファスシリコン、アモルファスセレン、 硫化カドミウム、三硫化アンチモン、酸硫化硫化アンチモン（ａｎｔｉｍｏｎｙ ｓｕｌｐｈｉｄｃｏｘｙｓｕｌｐｈｉｄｏ）からなるグループから選ばれた材料 からなる層を有し、前記フォトン出力に応答し、前記シンチレータ手段に入射し た放射エネルギーの電子イメージを形成するべく電荷の分布を形成する光導電体 手段とを有することを特徴とする請求項２５に記載のイメージングシステム。
27. ２７．前記シンチレータ手段及び前記光導電体手段が、概ね光導電性のＴｌＢｒ からなる層を有することを特徴とする請求項２４に記載のイメージングシステム 。
28. ２８．前記電子線光学系手段が、前記信号プレート手段に対して２ｍｍ以上隔置 されたメッシュを更に有することを特徴とする請求項２４に記載のイメージング システム。
29. ２９．前記信号プレート手段が複数のセクタを含むことを特徴とする請求項２４ に記載のイメージングシステム。
30. ３０．複数のプリアンプを含み、前記セクタのそれぞれが対応する１つのプリア ンプに電気的に接続されていることを特徴とする請求項２９に記載のイメージン グシステム。
31. ３１．前記セクタのそれぞれからの信号を、１つのプリアンプに向けてマルチプ レックスするようにしたことを特徴とする請求項２９に記載のイメージングシス テム。
32. ３２．前記ピーク信号電流が１０〜２０μＡであることを特徴とする請求項２４ に記載のイメージングシステム。
33. ３３．前記電子イメージのハードコピーを提供するために、イメージプロセッサ 手段とフィルム書込み手段とを更に有することを特徴とする請求項２４に記載の イメージングシステム。
34. ３４．前記電子イメージのビデオ表示を提供するためのビデオ表示手段を更に有 することを特徴とする請求項２４に記載のイメージングシステム。
35. ３５．前記電子シメージを処理するためのイメージプロセッサ手段を更に有する ことを特徴とする請求項３４に記載のイメージングシステム。
36. ３６．前記センサーターゲット手段が５０ｍｍよりも大きい直径を有することを 特徴とする請求項１に記載のイメージングシステム。
37. ３７．前記センサーターゲット手段が、概ねＴｌＢｒとＴｌｌとの混合体からな る層を有することを特徴とする請求項２４に記載のイメージングシステム。
38. ３８．前記ピーク信号電流が１０〜２０μＡであることを特徴とする請求項１４ に記載のイメージングシステム。