JPS58133237A - 診断用ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents
診断用ｘ線ｃｔ装置Info
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- JPS58133237A JPS58133237A JP57013295A JP1329582A JPS58133237A JP S58133237 A JPS58133237 A JP S58133237A JP 57013295 A JP57013295 A JP 57013295A JP 1329582 A JP1329582 A JP 1329582A JP S58133237 A JPS58133237 A JP S58133237A
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Classifications
-
- 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
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computerised tomographs
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
-
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- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
- G01T1/164—Scintigraphy
- G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
- G01T1/1644—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using an array of optically separate scintillation elements permitting direct location of scintillations
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔発明の技術分野〕
この発明は、診断のだぬの医療機器の４＋術分野に属し
、被検体を透過したＸ線量の測定結果により、被検体の
断層像を再構成し、これを表示する診断用Ｘ線ＣＴ装置
に関する。
、被検体を透過したＸ線量の測定結果により、被検体の
断層像を再構成し、これを表示する診断用Ｘ線ＣＴ装置
に関する。
従来の診断用Ｘ線ＣＴ装置の構成を、第１図を用いて、
説明する。
説明する。
第１図において、１で示すものはＸ線高電圧発生装置で
ある。２で示すものはＸ線管装置であり、被検体Ｐの周
囲を、Ｘ線を曝射しながら回転する。
ある。２で示すものはＸ線管装置であり、被検体Ｐの周
囲を、Ｘ線を曝射しながら回転する。
被検体Ｐを透過したＸ線は、環状に配列された複数の検
出器よりなる検出器アレイ乙によって検出され、透過し
たＸ線量が電流信号に変換される。
出器よりなる検出器アレイ乙によって検出され、透過し
たＸ線量が電流信号に変換される。
変換して得ら几た電流信号は、初段増幅器４により電圧
信号に変換され、一定時間積分される。次いで、データ
収集系５により、検出器毎に積分信号が順次に読み出さ
れ、ディジタル計算機６により画像再構成および画像処
理が行なわ１％る。その結果がＣＲｒｆ’型表示器７で
表示される。また１診断用ＸＩＣＴ装置全体のタイミン
グは、シスデム制御器８により制御されている。
信号に変換され、一定時間積分される。次いで、データ
収集系５により、検出器毎に積分信号が順次に読み出さ
れ、ディジタル計算機６により画像再構成および画像処
理が行なわ１％る。その結果がＣＲｒｆ’型表示器７で
表示される。また１診断用ＸＩＣＴ装置全体のタイミン
グは、シスデム制御器８により制御されている。
次に、検出器アレイ６につき第２図を用いて、説明する
。
。
第２図に示すように、検出器アレイ６は、固体シンチレ
ータ９と什切り板１０とフォトタイオード１１とを少な
くとも具備している。固体シンチレータ９は、透過Ｘ線
の入射面およびその入射面に相対向する面を残して、外
周壁面に反射層が形成されていて、固体シンチレータ９
０入射面に到達した透過Ｘ線により生ｔ’だ螢光が＠記
反射層で反射を繰り返しながら入射面に相対向する而に
到達するようになっている。フォトダイオード１１は、
固体シンチレータ９０入射而に相対向する面に接着され
ており、固体シンチレータ９内を直進【２、あるいは前
記反射層で一反射を繰り返しながら進行し７てきた螢光
を電流信号に変換するようになっている３、すなわち、
入射Ｘ線量率に比例した電流がフォトダイオード１１に
より得られることになる。また、仕切り也１０は、原子
番号の大きい元素たとえば鉛やタングステン等の箔で形
成さｔ、固体シンチレータ９内で二次的に発生した散乱
Ｘ線が他の固体シンチレータ９へ漏洩するのを防止する
ために隣接する各固体シンチレータ９間に挿入されてい
る。検出器アレイ６は、以上のように構成されて、透過
Ｘ線量が電流信号に変換されるのである。
ータ９と什切り板１０とフォトタイオード１１とを少な
くとも具備している。固体シンチレータ９は、透過Ｘ線
の入射面およびその入射面に相対向する面を残して、外
周壁面に反射層が形成されていて、固体シンチレータ９
０入射面に到達した透過Ｘ線により生ｔ’だ螢光が＠記
反射層で反射を繰り返しながら入射面に相対向する而に
到達するようになっている。フォトダイオード１１は、
固体シンチレータ９０入射而に相対向する面に接着され
ており、固体シンチレータ９内を直進【２、あるいは前
記反射層で一反射を繰り返しながら進行し７てきた螢光
を電流信号に変換するようになっている３、すなわち、
入射Ｘ線量率に比例した電流がフォトダイオード１１に
より得られることになる。また、仕切り也１０は、原子
番号の大きい元素たとえば鉛やタングステン等の箔で形
成さｔ、固体シンチレータ９内で二次的に発生した散乱
Ｘ線が他の固体シンチレータ９へ漏洩するのを防止する
ために隣接する各固体シンチレータ９間に挿入されてい
る。検出器アレイ６は、以上のように構成されて、透過
Ｘ線量が電流信号に変換されるのである。
再構成する断層像の空間分解能を高めるためには、可能
な限り、多数の検出器を稠密に配置する必要がある。し
かしながら、斜入したＸ線や二次的に発生した散乱Ｘ線
が隣接する固体シンチレータに漏洩しないように仕切り
板を固体シンチレータ間に挿入していたのでは、検出器
を稠密に配置していることにならず、空間分解能の向上
につき限度があった。また、距１記構成の検出器におい
ては、固体シンチレータのＸ線入射面に相対向する面に
フォトタイオードを配置しているので、螢光の反射回数
や螢光の進行距離の増大により検出効率にも限界があっ
た。
な限り、多数の検出器を稠密に配置する必要がある。し
かしながら、斜入したＸ線や二次的に発生した散乱Ｘ線
が隣接する固体シンチレータに漏洩しないように仕切り
板を固体シンチレータ間に挿入していたのでは、検出器
を稠密に配置していることにならず、空間分解能の向上
につき限度があった。また、距１記構成の検出器におい
ては、固体シンチレータのＸ線入射面に相対向する面に
フォトタイオードを配置しているので、螢光の反射回数
や螢光の進行距離の増大により検出効率にも限界があっ
た。
〔発明の目的１
この発明は、従来の検出器におけるような仕切り板をな
くして固体シンチレータを稠密に配置することかできる
ように（７，空間分解能および検出効率の向上を図った
検出器を有する診断用Ｘ線ＣＴ装置を提供することを目
的とするものである。
くして固体シンチレータを稠密に配置することかできる
ように（７，空間分解能および検出効率の向上を図った
検出器を有する診断用Ｘ線ＣＴ装置を提供することを目
的とするものである。
（発明の概要］
前記目的を達成するためのこの発明の構成は、Ｘ線管装
置より曝射され、被検体を透過したＸ線量に比例する電
流信号を出力する検出器アレイを少なくとも具備する診
断用Ｘ線ＣＴ装置において、隣接する複数の固体シンチ
レータ間に、光およびＸ線を電流信号に変換する両面検
出型半導体検出器を配置してなる検出器アレイを具備し
、固体シンチレータを挾む２個の両面検出型半導体検出
器よりの出力霜流を単一の固体ンンテレータの（象出デ
ータとすることを特徴とするものである。
置より曝射され、被検体を透過したＸ線量に比例する電
流信号を出力する検出器アレイを少なくとも具備する診
断用Ｘ線ＣＴ装置において、隣接する複数の固体シンチ
レータ間に、光およびＸ線を電流信号に変換する両面検
出型半導体検出器を配置してなる検出器アレイを具備し
、固体シンチレータを挾む２個の両面検出型半導体検出
器よりの出力霜流を単一の固体ンンテレータの（象出デ
ータとすることを特徴とするものである。
〔発明の実施例１
第６図および第４図はこの発明に係る１珍断用Ｘ線（Ｅ
Ｔ装置における検出器アレイおよび初段増幅器それぞｎ
の一部を示す説明図である。なお、この発明に係る診断
用Ｘ線Ｃ′Ｆ装置におけるＸ線高電圧発生装置、データ
収集系、ディジタル計算機、Ｃｕｆｆ’型表示器および
システム制御器は、第１図に示す従来の診断用Ｘ線ＣＴ
装置におけるのと同様であるから、その詳細な説明を省
略する。
Ｔ装置における検出器アレイおよび初段増幅器それぞｎ
の一部を示す説明図である。なお、この発明に係る診断
用Ｘ線Ｃ′Ｆ装置におけるＸ線高電圧発生装置、データ
収集系、ディジタル計算機、Ｃｕｆｆ’型表示器および
システム制御器は、第１図に示す従来の診断用Ｘ線ＣＴ
装置におけるのと同様であるから、その詳細な説明を省
略する。
検出器アレイは、固体シンチレータ９と両面検出型半導
体１２とを具備し、固体シンチレータ９と両面検出型半
導体１２とが交互に配置されている。
体１２とを具備し、固体シンチレータ９と両面検出型半
導体１２とが交互に配置されている。
固体シンチレータ９は、入射する透過Ｘ線搦に比例した
螢光を発するものであり、たとえばヨウ化セシウム、タ
ングステン酸カドミウム、タングステン酸亜鉛等の高原
子番号の元素を含むシンチレータであることが奸才しい
。蓋し、ヨウ化セシウム、タングステン酸カドミウムお
よびタングステン酸亜鉛により固体シンチレータ９を形
成するのは、透過Ｘ線量が少なくても、後述する両面検
出型半導体１２の検出効率の良好な波長の螢光に透過Ｘ
線を変換することができるし、また、隣接する固体シン
チレータへのクロストークを有効に防止することができ
るからである。
螢光を発するものであり、たとえばヨウ化セシウム、タ
ングステン酸カドミウム、タングステン酸亜鉛等の高原
子番号の元素を含むシンチレータであることが奸才しい
。蓋し、ヨウ化セシウム、タングステン酸カドミウムお
よびタングステン酸亜鉛により固体シンチレータ９を形
成するのは、透過Ｘ線量が少なくても、後述する両面検
出型半導体１２の検出効率の良好な波長の螢光に透過Ｘ
線を変換することができるし、また、隣接する固体シン
チレータへのクロストークを有効に防止することができ
るからである。
両面検出型半導体１２は、固体シンチレータ９で発する
螢光を電流に変換するものであり、第４図に示すように
、たとえば表面障壁形ＩＬｎ型シリコン固体シンチレー
タ９に隣接する両面には金電極Ｊ＠１２（ｌおよびアル
ミ−ラム電極層１２ｂが形成さオ’している１、シたが
って、固体シンチレータ９よりすれば隣接する２面に両
面検出型半導体１２ ′？（ｉｔｆ＋えていることにな
るので、従来のように固体シンチレータ−素子について
フォトダイオード−素子ケ組み合わせた検出器よりも、
螢光を検出する面積が倍増することになるので、固体シ
ンチレータ９の内部での自己吸収等による螢光の損失が
低減し、て検出効率を向トさせることかできる。なお、
両面検出型半導体１２におけるンリコン表面に形成する
電極は、前記の他に、金およびロジウムによっても好適
に形成することができる。また、両面検出型半導体１２
におけるｎ型シリコンは、それ自体でＸ線を箱、流に変
換するので、前記両面検出型半導体１２のＸ線利用効率
がさらに向−ヒする。
螢光を電流に変換するものであり、第４図に示すように
、たとえば表面障壁形ＩＬｎ型シリコン固体シンチレー
タ９に隣接する両面には金電極Ｊ＠１２（ｌおよびアル
ミ−ラム電極層１２ｂが形成さオ’している１、シたが
って、固体シンチレータ９よりすれば隣接する２面に両
面検出型半導体１２ ′？（ｉｔｆ＋えていることにな
るので、従来のように固体シンチレータ−素子について
フォトダイオード−素子ケ組み合わせた検出器よりも、
螢光を検出する面積が倍増することになるので、固体シ
ンチレータ９の内部での自己吸収等による螢光の損失が
低減し、て検出効率を向トさせることかできる。なお、
両面検出型半導体１２におけるンリコン表面に形成する
電極は、前記の他に、金およびロジウムによっても好適
に形成することができる。また、両面検出型半導体１２
におけるｎ型シリコンは、それ自体でＸ線を箱、流に変
換するので、前記両面検出型半導体１２のＸ線利用効率
がさらに向−ヒする。
初段増幅器４は、第６図に示すように、オペアンプＯＰ
と抵抗）（とよりなる電流電圧変換器およびオペアンプ
ＯＰとコンデンサＣとよりなる積分器を少なくとも具備
しており、固体シンチレータ９０両面に接する金電極層
１２ｄそれぞれで検出する電流を固体シンチレータ９毎
に電流電圧変換器に入力して電圧信号にし７．さらＫこ
の電圧信号を積分器により一定時間積分した後、その積
分値をデータ収集系５に出力するように構成されている
。固体シンチレータ９０両面に接する２個の両面検出型
半導体１２により、固体シンチレータ９で検出する透過
Ｘ線量を電流に変換しているので、固体シンチレータ９
の検出効率は著しく向上することになる。
と抵抗）（とよりなる電流電圧変換器およびオペアンプ
ＯＰとコンデンサＣとよりなる積分器を少なくとも具備
しており、固体シンチレータ９０両面に接する金電極層
１２ｄそれぞれで検出する電流を固体シンチレータ９毎
に電流電圧変換器に入力して電圧信号にし７．さらＫこ
の電圧信号を積分器により一定時間積分した後、その積
分値をデータ収集系５に出力するように構成されている
。固体シンチレータ９０両面に接する２個の両面検出型
半導体１２により、固体シンチレータ９で検出する透過
Ｘ線量を電流に変換しているので、固体シンチレータ９
の検出効率は著しく向上することになる。
、 以上のように構成しているので、透過Ｘ線が検出器
アレイに到達すると、先ず、固体シンチレータ９は透過
Ｘ線により螢光を発し１次いで、両面検出型半導体１２
はその螢光を電流に変換し、その電流を初段増幅器４に
出力する３、この場合、固体シンチレータ９の螢光を、
固体シンチレータ９の接する２個の両面検出型半導体１
２により電流に変押し、しかも、２個の両面検出型半導
体１２よりの電流出力を二人力として、これを初段増幅
器４で電圧変Ｙｅ、積分Ｉ−るので、検出型アレイの検
出効率が著しく向上する。さらに、両面検出型半導体１
２にｎ型シリコンを用いると、シリコン自体が透過Ｘ線
の検出動作を行なうので、検出に際するＸ線利用効率が
さらに向上する。
アレイに到達すると、先ず、固体シンチレータ９は透過
Ｘ線により螢光を発し１次いで、両面検出型半導体１２
はその螢光を電流に変換し、その電流を初段増幅器４に
出力する３、この場合、固体シンチレータ９の螢光を、
固体シンチレータ９の接する２個の両面検出型半導体１
２により電流に変押し、しかも、２個の両面検出型半導
体１２よりの電流出力を二人力として、これを初段増幅
器４で電圧変Ｙｅ、積分Ｉ−るので、検出型アレイの検
出効率が著しく向上する。さらに、両面検出型半導体１
２にｎ型シリコンを用いると、シリコン自体が透過Ｘ線
の検出動作を行なうので、検出に際するＸ線利用効率が
さらに向上する。
この発明は前記実施例に限定されるものではなく、この
発明の要旨の範囲内で様々に変形して実施することがで
きることはいうまでもない。
発明の要旨の範囲内で様々に変形して実施することがで
きることはいうまでもない。
たとえば、前記実施例における検出器アレイは。
被検体の体軸を中心として環状に配置した第４世代型の
診断用Ｘ線ＣＴ装置に適用するものであるが、Ｘ＃管装
置に相対向して円弧状に検出器アレイを配置すると共に
Ｘ線管装置の回転に同期して前記検出器アレイが回転す
る第３世代型の診断用Ｘ線ＣＴ装置にも適用することが
できる３、〔発明の効果］ この発明によると１次のような効果を奏することができ
る。すなわち、検出器アレイｉ＋工、従来装置における
ような仕切り板を使用せず、それ自体透過Ｘ線の検出が
可能な表面障壁型半導体装置いているのでＸ線利用効率
を高めることができる５゜しかも、固体シンチレータ−
素子あたり２個の表面障壁型半導体で螢光を電流に変換
しているので、検出効率を向上させることができる。し
たがって、このような検出器アレイを用いた診断用Ｘ線
ＣＴ装置によると空間分解能の高い断層像を得ることが
でき、医師等に正確な診断情報′？提供することができ
る１゜
診断用Ｘ線ＣＴ装置に適用するものであるが、Ｘ＃管装
置に相対向して円弧状に検出器アレイを配置すると共に
Ｘ線管装置の回転に同期して前記検出器アレイが回転す
る第３世代型の診断用Ｘ線ＣＴ装置にも適用することが
できる３、〔発明の効果］ この発明によると１次のような効果を奏することができ
る。すなわち、検出器アレイｉ＋工、従来装置における
ような仕切り板を使用せず、それ自体透過Ｘ線の検出が
可能な表面障壁型半導体装置いているのでＸ線利用効率
を高めることができる５゜しかも、固体シンチレータ−
素子あたり２個の表面障壁型半導体で螢光を電流に変換
しているので、検出効率を向上させることができる。し
たがって、このような検出器アレイを用いた診断用Ｘ線
ＣＴ装置によると空間分解能の高い断層像を得ることが
でき、医師等に正確な診断情報′？提供することができ
る１゜
゛ 第１図は従来の診断用Ｘ線ＣＴ装置を示す説明図、
１第２図は従来の検出器を示す説明図、第３図および第
４図はこの発明に係る診断用Ｘ線ＣＴ装置における検出
器および初段増幅器それぞれの一部イ示１−説明図であ
る。 ２・・・Ｘ線管装置、 ６・・・検出器アレイ、 ９・
・・固体シンチレータ、 １２・・・両面検出型半導
体代即人 升埋士 則 近 憲 佑（ほか１名）（１１
）
１第２図は従来の検出器を示す説明図、第３図および第
４図はこの発明に係る診断用Ｘ線ＣＴ装置における検出
器および初段増幅器それぞれの一部イ示１−説明図であ
る。 ２・・・Ｘ線管装置、 ６・・・検出器アレイ、 ９・
・・固体シンチレータ、 １２・・・両面検出型半導
体代即人 升埋士 則 近 憲 佑（ほか１名）（１１
）
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 （１）Ｘ線管装置より曝射され、被検体を透過したＸ線
量に比例する電流信号を出力する検出器アレイを少なく
とも具備する診断用Ｘ線ＣＴ装置において、隣接する複
数の固体シンチレータ間に、光およびＸ線を電流信号に
変換する両面検出型半導体検出器を配置してなる検出器
アレイを具備し、固体シンチレータを挾む２個の両面検
出型半導体検出器よりの出力電流ケ単一の固体シンチレ
ータの検出データとすることを特徴とする診断用Ｘ線Ｃ
Ｔ装置。 （２） 前記検出器アレイが、被検体の体軸を中心と
して環状に形成されていることを特徴とする特約請求の
範囲第１項に記載の診断用Ｘ線ＣＴ装置。 （６） 前記検出器アレイが、Ｘ線管装置と同期して
回転すると共に１円弧状に形成されていることを特徴と
する特許請求の範囲第１項に記載の診断用Ｘ線ＣＴ装置
。 （４）前記固体シンチｌ／−夕が、ヨウ化セシ１シム。 タングステン酸亜鉛およびタングステン酸カドミウムの
いず第１．かにより形成されていることを特徴とする特
許請求の範囲第１珀ないし第３珀のいずれかに記載の診
断用Ｘ線ＣＴ装置。 （５１前記両面検出型半導体検出器が、表向障壁形ル型
シリコンの、固体シンチレータに隣接する両面それぞれ
に、金電極層とアルミニウム電１極層とを形成したこと
を特徴とする特許請求の範囲第１項ないし第４項のいず
れかに記載の診断用Ｘ線（−Ｔ装置１゜ （６１前記両面検出型半導体検出器が表面障壁形り型シ
リコンの、固体シンチレータに隣接する両面それぞれに
、金電極層とロジウム電極層とを形成したことを特徴と
する特許請求の範囲第１珀ないし第４項のいずれかに記
載の診断列ＩＸ線ＣＴ装ｆ＊、。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57013295A JPS58133237A (ja) | 1982-02-01 | 1982-02-01 | 診断用ｘ線ｃｔ装置 |
| US06/462,431 US4542519A (en) | 1982-02-01 | 1983-01-31 | Computerized tomography apparatus |
| EP83300504A EP0085571A3 (en) | 1982-02-01 | 1983-02-01 | A computerised tomography apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP57013295A JPS58133237A (ja) | 1982-02-01 | 1982-02-01 | 診断用ｘ線ｃｔ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS58133237A true JPS58133237A (ja) | 1983-08-08 |
Family
ID=11829194
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP57013295A Pending JPS58133237A (ja) | 1982-02-01 | 1982-02-01 | 診断用ｘ線ｃｔ装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4542519A (ja) |
| EP (1) | EP0085571A3 (ja) |
| JP (1) | JPS58133237A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS58182573A (ja) * | 1982-04-20 | 1983-10-25 | Shimadzu Corp | 放射線検出装置 |
| JP2012509492A (ja) * | 2008-11-18 | 2012-04-19 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | スペクトルイメージング検出器 |
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| US4220860A (en) * | 1978-07-24 | 1980-09-02 | Ohio Nuclear, Inc. | Tomographic scanner with cadmium tungstate scintillation crystals |
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1982
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1983
- 1983-01-31 US US06/462,431 patent/US4542519A/en not_active Expired - Fee Related
- 1983-02-01 EP EP83300504A patent/EP0085571A3/en not_active Withdrawn
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS58182573A (ja) * | 1982-04-20 | 1983-10-25 | Shimadzu Corp | 放射線検出装置 |
| JPH051428B2 (ja) * | 1982-04-20 | 1993-01-08 | Shimadzu Corp | |
| JP2012509492A (ja) * | 2008-11-18 | 2012-04-19 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | スペクトルイメージング検出器 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0085571A2 (en) | 1983-08-10 |
| US4542519A (en) | 1985-09-17 |
| EP0085571A3 (en) | 1985-07-10 |
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