(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
絶縁性基板上に、複数個の光電変換素子を含む画素が２次元状に形成された２次元画像読取装置と、
前記２次元画像読取装置上に実質的に密着して形成された、Ｘ線を可視光に変換する蛍光体と、
前記蛍光体のＸ線入射面に、特定方向からのＸ線を前記２次元画像読取装置へ導出するグリッド板とを有し、
前記グリッド板は、Ｘ線を吸収する物質とＸ線を透過する物質とが交互に配されており、その配列ピッチが、前記光電変換素子の受光エリアの大きさに対してＮ分の１倍（Ｎは正の整数）であることを特徴とするＸ線撮像装置。
【請求項２】
前記光電変換素子の信号出力が最大となるような前記２次元画像読取装置と前記グリッドとの位置関係を具備することを特徴とする請求項１に記載のＸ線撮像装置。
【請求項３】
前記光電変換素子は、前記絶縁基板側から下部電極として第１の金属薄膜層、エレクトロンおよびホールの通過を阻止するアモルファス窒化シリコン絶縁層（ａ−ＳｉＮx ）、水素化アモルファスシリコン光電変換層（ａ−Ｓｉ：Ｈ）、ホールキャリアの注入を阻止するＮ型の注入阻止層またはエレクトロンキャリアの注入を阻止するＰ型の注入阻止層、上部電極として透明導電層または前記注入阻止層上の一部に配置した第２の金属薄膜層で構成することを特徴とする請求項１または２のいずれかに記載のＸ線撮像装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、大面積でＳ／Ｎ比の高いＸ線撮像装置に関し、特に医療用Ｘ線診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
現在、医療診断用に用いられるＸ線撮像装置では、Ｘ線を人体に曝射させ人体を透過したＸ線を可視光に変換させる蛍光体に照射させ、その蛍光をフィルムに露光させる方式が（以下フィルム方式と呼ぶ）主流になっている。
【０００３】
図１８は、フィルム方式によるＸ線診断装置の概略構成を示す図である。図１８において、９０１は患者にＸ線を曝射させるＸ線源であり、診断目的に応じてＸ線強度や曝射時間が調整される。人体（患者）９０２内でＸ線はあらゆる方向へ散乱される。そこでＸ線画像の解像度を増加させる目的で、９０３のグリッド板を用いてある特定方向のＸ線のみを蛍光体（シンチレータ）９０４に導き出される。
【０００４】
シンチレータ９０４では、エネルギーの高いＸ線によって蛍光体の母体物質が励起（吸収）され、再結合する際の再結合エネルギーにより可視領域の蛍光が得られる。その蛍光はＣａＷＯ4 やＣｄＷＯ4 など母体自身によるものやＣｓＩ：ＴｌやＺｎＳ：Ａｇなど母体内に付活された発光中心物質によるものがある。最近ではＴｂ，Ｅｕ，Ｐｒのような希土類元素を発光中心に用いた蛍光体も用いられるようになってきた。
【０００５】
グリッド板は、Ｘ線を吸収する物質（例えば鉛）とＸ線を透過する物質（例えばアルミニウム）が交互に並べられており、図２のような断面構成となっている。
【０００６】
シンチレータ９０４からの蛍光は、９０５のフィルムに露光され、現像処理を経て患者のＸ線画像が得られる。
【０００７】
また、フィルム９０５の代わりに１次元または２次元のＣＣＤ固体撮像素子を用いて、シンチレータ９０４からの蛍光を縮小光学系で結像させ光電変換するといったＸ線撮像装置もある。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
高齢化社会を向かえつつある日本はもとより世界的にも、病院内での診断効率の向上や、より精度の高い医療機器が強く望まれている。そういった状況の中、従来のフィルム方式でのＸ線撮像装置においては以下に述べる問題点を有する。
【０００９】
患者のＸ線画像を医師が得るまでには途中にフィルムの現像処理工程があるために手間と時間がかかる。
【００１０】
また時としてはＸ線撮影中に患者が動いてしまった場合や露出が合わない場合などに、再度撮影のやり直しが余儀なくされる。これらは病院内での診療の効率向上を妨げる要因である。
【００１１】
また、撮影しようとしている患部は撮るアングルによっては鮮明なＸ線画像が得られないため、診断に必要とされるＸ線画像を得るためには撮影アングルを変えて数枚撮影しなければならない場合もある。これは患者が特に乳幼児や妊婦であった場合好ましいことではない。
【００１２】
さらに、撮影されたＸ線画像フィルムは病院内である期間保管する必要があり、病院内でのそのフィルムの枚数は膨大な量となり、患者の来院の度に出したり入れたりといった病院内での管理面でも効率が良くない。また遠隔地にいる患者が例えば都心にある大学病院なみの診断を受ける必要がある場合や患者が海外に引っ越す場合、その他何らかの理由で病院を変更しなければならなくなった場合など、これまでに撮影されたＸ線フィルムを何らかの方法で次の病院へ送らなければならない。さもなければ、新たに通院する病院で再度撮影しなおさなければならない。
【００１３】
これらのことは、今後の新しい医療社会を目指していくとき大きな障害となってくる。本発明では以上に説明された課題を解決することを第１の目的としている。
【００１４】
近年医療業界において、"Ｘ線画像情報のディジタル化"の要求が高まりつつある。ディジタル化が達成されればＸ線画像情報を光磁気ディスクのような記録媒体を用いて管理でき、医師がリアルタイムに最適なアングルでの患者のＸ線画像情報を得ることができ、また、ファクシミリや他の通信方式等を利用すれば患者のＸ線画像情報は世界中どこの病院にでも短時間に送ることが可能となる。更に、得られたディジタルのＸ線画像情報はコンピュータを用いて画像処理を行えば、従来に比べより一層高い精度での診断が可能となり、従来のフィルム方式での上記課題がすべて解決される。
【００１５】
最近では、"Ｘ線画像情報のディジタル化"の要求に答えるべくＣＣＤ固体撮像素子をフィルムの代わりに用いたＸ線撮像装置も考えられている。
【００１６】
しかしながら、ＣＣＤ固体撮像素子は、今のところ人体の大きさに匹敵する大きさで作製することはできない。ＣＣＤ固体撮像素子を用いる場合、縮小光学系でシンチレータからの蛍光すなわちＸ線像をＣＣＤ受光面に結像させる必要がある。レンズを含む縮小光学系を小型にすることは困難であり、Ｘ線撮像装置が大型化するといった問題が生じる。
【００１７】
また、レンズを介して結像するため、レンズに入射しない光が無駄になる。従って、縮小率にも依存するが、レンズに入る光は、１／１００〜１／１０００に減ってしまい、Ｓ／Ｎ（シグナル）比が、一般的に、レンズを通す前に比べ２桁〜３桁ダウンすると言われ、高い階調性が要求される医療機器に利用する場合、不利となることが予想される。
【００１８】
［発明の目的］
以上述べてきたように、本発明では従来のフィルム方式では得られない診療の効率アップが図れ、ＣＣＤ方式にはない、スペースファクタに優れかつ高Ｓ／Ｎ比のとれる次世代のＸ線撮像装置の提供を目的としている。
【００１９】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記課題を解決するため、絶縁性基板上に、複数個の光電変換素子を含む画素が２次元状に形成された２次元画像読取装置と、前記２次元画像読取装置上に実質的に密着して形成された、Ｘ線を可視光に変換する蛍光体と、前記蛍光体のＸ線入射面に、特定方向からのＸ線を前記２次元画像読取装置へ導出するグリッド板とを有し、前記グリッド板は、Ｘ線を吸収する物質とＸ線を透過する物質とが交互に配されており、その配列ピッチが、前記光電変換素子の受光エリアの大きさに対してＮ分の１倍（Ｎは正の整数）であることを特徴とする。
【００２１】
【発明の実施の形態】
［作用］
本発明に係るＸ線撮像装置は、グリッド板がＸ線を吸収する物質とＸ線を透過する物質とが交互に配されており、その配列ピッチが光電変換素子の受光エリアの大きさに比べて小さいことを特徴とする。また、グリッド板がＸ線を吸収する物質とＸ線を透過する物質とが交互に配されており、その配列ピッチが、画素が配列されたピッチよりも小さいことを特徴とする。これにより、フィルムを用いずに、Ｘ線画像を得ることができ、データ処理も容易となる。
【００２２】
また、レンズを含む縮小光学系が不要のため、Ｘ線撮像装置全体を小型化できる作用が得られる。更に、蛍光体からの光が、ほとんど利用できるために、Ｓ／Ｎ比の高いＸ線撮像装置が提供できる。
【００２３】
これによって、病院内において大幅な診療の効率がアップするのは言うまでもなく、全国での診断情報ネットワークの構築が可能となり、遠隔地にいても都心の病院の医療が受けられるといったような医療界全体での診断効率が上げられる。また、グリッドを設けているため、体内での散乱Ｘ線を除去するという作用が得られる。
【００２４】
また、モアレが発生せず、信頼性の高い、高解像度のＸ線撮像装置の提供が可能となる。
【００２５】
更に、前記光電変換素子の信号出力が最大となるような前記２次元画像読取装置と前記グリッドとの位置関係を具備することにより、Ｘ線撮像装置としてのＳ／Ｎ比が大きくなるという作用がある。
【００２６】
また、前記光電変換素子を、前記絶縁基板側から下部電極として第１の金属薄膜層、エレクトロンおよびホールの通過を阻止するアモルファス窒化シリコン絶縁層（ａ−ＳｉＮx ）、水素化アモルファスシリコン光電変換層（ａ−Ｓｉ：Ｈ）、ホールキャリアの注入を阻止するＮ型の注入阻止層またはエレクトロンキャリアの注入を阻止するＰ型の注入阻止層、上部電極として透明導電層または前記注入阻止層上の一部に配置した第２の金属薄膜層で構成すれば、既存のＣＶＤ装置やスパッタ装置等の薄膜作製装置を容易に用いることができ、Ｘ線撮像装置の撮像部分を大面積にでき、しかも安価に作製できるという作用がある。
【００２７】
そして、前記光電変換装置部と同サイズのグリッド及びＸ線可視変換蛍光体を用いて構成することにより、薄く小型で、Ｓ／Ｎの高いＸ線撮像装置が提供でき、それにより得られるＸ線画像データはディジタル技術と容易に併用できるため、今後の医療界全体の診断効率を大幅に向上させる作用効果をもたらす。以下、本発明の実施形態を図面に基づいて詳細に説明する。
【００２８】
［実施形態１］
図１は本発明の第１の実施形態を示すＸ線撮像装置の全体構成図である。図１において、Ｘ線源９０１からのＸ線は、人体９０２に照射され、肺、骨、血管、あるいは病巣といった体内物質に応じて人体内で吸収、透過、散乱が起こり、人体内を通過してきたＸ線が、グリッド９０３の方向へ向かう。
【００２９】
図２、図３は、グリッドの断面構成を示す図であり、グリッドは、Ｘ線を吸収する物質２００（例えば鉛）とＸ線を透過する物質２０１（例えばアルミニウム）とが交互に配列されている。グリッドを設ける理由としては、体内で散乱されたＸ線による解像度の低下を防ぐことにある。すなわち特定方向（グリッドの断面方向）のＸ線のみが、Ｘ線透過物質２０１を通過しシンチレータ（蛍光体）９０４に到達し、体内で散乱されたＸ線はグリッドの吸収物質２００で吸収されシンチレータには到達できない。
【００３０】
シンチレータ９０４に照射されたＸ線は、シンチレータ内で蛍光物質で励起（吸収）され、光電変換素子４０１の分光感度波長領域に近い蛍光がシンチレータから発せられる。
【００３１】
蛍光体と密着した光電変換素子４０１は、シンチレータ９０４からのＸ線像の対応する蛍光を光電変換し、スイッチング素子４０２により、図１には図示されていないが処理回路（ＡＭＰ，ＡＤ変換器等）に信号電荷が転送される。
【００３２】
ここで、蛍光体は、光電変換素子と完全に密着している必要はなく、実質的に密着していれば良い。「実質的な密着」とは、センサピッチに対し、充分に小さい間隔で蛍光体を配置することである。このようにすれば、光は充分に利用でき、また、画像がボケるということはない。
【００３３】
光電変換素子４０１及びスイッチング素子４０２は絶縁基板４００上に作り込まれており、４０１，４０２上には素子を保護するため保護膜４０３で覆われている。
【００３４】
図２及び図３は図１で構成されるグリッドの断面を示した図である。図２では、Ｘ線源が比較的遠方に設置された場合に使用されるグリッドで、Ｘ線吸収物質（Ｐｂ）とＸ線透過物質（Ａｌ）とが平行に配置されているタイプである。一方、図３に示されるグリッドは、その断面構成において、Ｘ線吸収物質（Ｐｂ）とＸ線透過物質（Ａｌ）とがＸ線源９０１の方向に向けられた構造となっており、Ｘ線源とグリッドとの距離が比較的近い位置関係にある場合に使用され、Ｘ線撮像機器としてスペース的に利点がある。また図３のグリッドの場合、体内で吸収や散乱されずに直接通過したＸ線が、そのまま直接にシンチレータに照射されるため、より明るい蛍光が得られ、Ｓ／Ｎ比が有利になる。
【００３５】
図４は本発明のＸ線撮像装置における２次元の光電変換装置部分の４画素分の光電変換素子及びスイッチング素子を表した上面図である。図中ハッチング部４０５はシンチレータからの蛍光を受光する受光面である。４０２は光電変換素子４０１で光電変換された信号電荷を処理回路側へ転送するスイッチング素子であり、４０８はそのスイッチング素子を制御するコントロール線、４０９は処理回路へ結線される信号線である。４１０は光電変換素子にバイアスを与える電源ラインである。また、４２０は光電変換素子４０１とスイッチング素子４０２を接続するためのコンタクトホールである。
【００３６】
図５は図４内のＡ−Ｂで切断した断面図である。ここで本発明における光電変換装置部の形成方法を説明する。
【００３７】
まず、絶縁基板４００上にスパッタ法や抵抗加熱法によりクロム（Ｃｒ）を第１の金属薄膜層４２１を約５００オングストローム蒸着し、フォトリソグラフィーによりパターニングし不必要なエリアをエッチングする。この第１の金属薄膜層４２１は光電変換素子４０１の下部電極及びスイッチング素子４０２のゲート電極となる。
【００３８】
次に、ＣＶＤ法により、同一真空内でａ−ＳｉＮx （４２５）、ａ−Ｓｉ：Ｈ（４２６）、Ｎ＋層（４２７）をそれぞれ、２０００、５０００、５００オングストロームずつ順次積層させる。これらの各層は、光電変換素子４０１の絶縁層／光電変換半導体層／ホール注入阻止層であり、そしてスイッチング素子４０２（ＴＦＴ）のゲート絶縁膜／半導体層／オーミックコンタクト層となる。
【００３９】
また、第１の金属薄膜層４２１と第２の金属薄膜層４２２とのクロス部（図４の４３０）の絶縁層としても利用される。各層の膜厚は上記厚さに限らず光電変換装置として使用する電圧、電荷、シンチレータからの入射蛍光量等により最適に設計される。少なくとも、ａ−ＳｉＮx は、エレクトロンとホールが通過できず、また、ＴＦＴのゲート絶縁膜として十分機能できる５００オングストローム以上が望ましい。
【００４０】
各層を堆積した後、コンタクトホール（図４の４２０参照）となるエリアをＲＩＥまたはＣＤＥ等でドライエッチングし、その後、第２の金属薄膜層４２２としてアルミニウム（Ａｌ）をスパッタ法や抵抗加熱法で約１００００オングストローム堆積させる。さらにフォトリソグラフィーによりパターニングし不必要なエリアをエッチングする。
【００４１】
第２の金属薄膜層は光電変換素子４０１の上部電極、スイッチングＴＦＴのソース、ドレイン電極、その他の配線等となる。また第２の金属薄膜層４２２の成膜と同時にコンタクトホール部で上下の金属薄膜層が接続される。
【００４２】
更に、ＴＦＴのチャネル部を形成するために、ソース電極、ドレイン電極間の一部をＲＩＥ法でエッチングし、その後、不必要なａ−ＳｉＮx 層、ａ−Ｓｉ：Ｈ層、Ｎ＋層をＲＩＥ法でエッチングし各素子が分離される。これで、光電変換素子４０１、スイッチングＴＦＴ４０２、他の配線類（４０８，４０９，４１０）、コンタクトホール部４２０が形成される。
【００４３】
図５の断面図においては２画素分のみしか図示されていないが、多数の画素が同時に絶縁基板４００上に形成されることは言うまでもない。最後に、耐湿性向上の目的として、各素子、配線類をＳｉＮX のパッシベーション膜（保護膜）４０３で被覆する。
【００４４】
以上の説明の通り、光電変換素子、スイッチングＴＦＴ、配線類が同時に堆積された共通の第１の金属薄膜層、ａ−ＳｉＮx 、ａ−Ｓｉ：Ｈ、Ｎ＋層、および第２の金属薄膜層と各層のエッチングのみで形成される。また光電変換素子内に注入阻止層が１ヶ所しかなく、かつ同一真空層内で形成される。
【００４５】
ここで、本実施形態で使用している光電変換素子４０１単体のデバイス動作について説明する。
【００４６】
図６（ａ），（ｂ）はそれぞれ本実施形態のリフレッシュモードおよび光電変換モードの動作を示す光電変換素子のエネルギバンド図で、図５の各層の厚さ方向の状態を表している。６０２はＣｒで形成された下部電極（以下Ｇ電極と記す）である。６０７は電子、ホール共に通過を阻止するＳｉＮで形成された絶縁層であり、その厚さはトンネル効果により電子、ホールが移動できないほどの厚さである５００オングストローム以上に設定される。６０４は水素化アモルファスシリコンａ−Ｓｉの真性半導体ｉ層で形成された光電変換半導体層、６０５は光電変換半導体層６０４へのホールの注入を阻止するａ−Ｓｉのｎ層の注入阻止層、６０６はＡｌで形成される上部電極（以下Ｄ電極と記す）である。
【００４７】
本実施形態では、Ｄ電極はｎ層を完全には覆っていないがＤ電極とｎ層との間は電子の移動が自由に行われるためＤ電極とｎ層の電位は常に同電位であり以下説明ではそれを前提としている。本光電変換素子にはＤ電極、Ｇ電極の電圧の印加の仕方によりリフレッシュモードと光電変換モードという２種類の動作がある。
【００４８】
リフレッシュモードの図６（ａ）においてＤ電極はＧ電極に対して負の電位が与えられており、ｉ層６０４中の黒丸で示されたホールは電界によりＤ電極に導かれる。同時に白丸で示された電子はｉ層６０４に注入される。このとき一部のホールと電子はｎ層６０５、ｉ層６０４において再結合して消滅する。十分に長い時間この状態が続けばｉ層６０４内のホールはｉ層６０４から掃き出される。
【００４９】
この状態から光電変換モードの図６（ｂ）にするにはＤ電極にＧ電極に対して正の電位を与える。するとｉ層６０４中の電子は瞬時にＤ電極に導かれる。しかしホールはｎ層６０５が注入阻止層として働くためｉ層６０４に導かれることはない。この状態でｉ層６０４内に光が入射すると、光は吸収され電子・ホール対が発生する。この電子は電界によりＤ電極に導かれ、ホールはｉ層６０４内を移動しｉ層６０４と絶縁層６０７との界面に達する。しかし、絶縁層６０７内には移動できないため、ｉ層６０４内に留まることになる。
【００５０】
このとき電子はＤ電極に移動し、ホールはｉ層６０４内の絶縁層６０７界面に移動するため、素子内の電気的中性を保つため電流がＧ電極から電流が流れる。この電流は光により発生した電子・ホール対に対応するため、入射した光に比例する。ある期間光電変換モードの図６（ｂ）を保った後、再びリフレッシュモードの図６（ａ）の状態になると、ｉ層６０４に留まっていたホールは前述のようにＤ電極に導かれ、同時にこのホールに対応した電流が流れる。このホールの量は光電変換モード期間に入射した光の総量に対応する。この時ｉ層６０４内に注入される電子の量に対応した電流も流れるが、この量はおよそ一定なため差し引いて検出すればよい。つまり、本実施形態においての光電変換素子はリアルタイムに入射する光の量を出力すると同時に、ある期間に入射した光の総量も出力することもできる。
【００５１】
しかしながら、何らかの理由により光電変換モードの期間が長くなったり、入射する光の照度が強い場合、光に入射があるにもかかわらず電流が流れないことがある。これは図６（ｃ）のように、ｉ層６０４内にホールが多数留まり、このホールのためｉ層６０４内の電界が小さくなり、発生した電子がＤ電極に導かれなくなりｉ層６０４内のホールと再結合してしまうからである。この状態で光の入射の状態が変化すると、電流が不安定に流れることもあるが、再びリフレッシュモードにすればｉ層６０４内のホールは掃き出され次の光電変換モードでは再び光に比例した電流が得られる。
【００５２】
また、前述の説明において、リフレッシュモードでｉ層６０４内のホールを掃き出す場合、全てのホールを掃き出すのが理想であるが、一部のホールを掃き出すだけでも効果はあり、前述と等しい電流が得られ、問題はない。つまり、次の光電変換モードでの検出機会において図６の（ｃ）の状態になっていなければよく、リフレッシュモードでのＤ電極のＧ電極に対する電位、リフレッシュモードの期間およびｎ層６０５の注入阻止層の特性を決めればよい。
【００５３】
また、さらにリフレッシュモードにおいてｉ層６０４への電子の注入は必要条件でなく、Ｄ電極のＧ電極に対する電位は負に限定されるものでもない。ホールが多数ｉ層６０４に留まっている場合には例えＤ電極のＧ電極に対する電位が正の電位であってもｉ層内の電界はホールをＤ電極に導く方向に加わるからである。ｎ層６０５の注入阻止層の特性も同様に電子をｉ層６０４に注入できることが必要条件ではない。
【００５４】
次に、図７で示された光電変換素子を具体的に２次元に拡張して構成した場合における光電変換動作について説明する。図９は、２次元に配列した光電変換装置を表した等価回路図であり、図１０はその動作を示すタイミングチャートである。
【００５５】
図９において、Ｓ１１〜Ｓ３３は光電変換素子で下部電極側をＧ、上部電極側をＤで示している。Ｔ１１〜Ｔ３３はスイッチングＴＦＴである。Ｖｓは読み出し用電源、Ｖｒはリフレッシュ用電源であり、それぞれスイッチＳＷｓ、ＳＷｒを介して全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３のＤ電極に接続されている。スイッチＳＷｓはインバータを介して、スイッチＳＷｒは直接にリフレッシュ制御回路ＲＦに接続されており、リフレッシュ期間はＳＷｒがｏｎ、その他の期間はＳＷｓがｏｎするよう制御されている。１画素は１個の光電変換素子とスイッチングＴＦＴで構成され、その信号出力は信号配線ＳＩＧにより検出用集積回路ＩＣに接続されている。
【００５６】
ここでの光電変換装置は計９個の画素を３つのブロックに分け１ブロックあたり３画素の出力を同時に転送しこの信号配線ＳＩＧを通して検出用集積回路ＩＣによって順次出力に変換され出力される（Ｖｏｕｔ）。また１ブロック内の３画素を横方向に配置し、３ブロックを順に縦に配置することにより各画素を二次元的に配置している。
【００５７】
次に図７と図８を用いて、本実施形態でのＸ線撮像装置における光電変換部１画素の動作について説明する。図７は１画素分の光電変換素子およびスイッチングＴＦＴを含んだ等価回路であり、図８はその動作を示すタイミングチャートである。まず、光電変換素子４０１をリフレッシュするためにバイアス電源７０１をある電圧値（Ｖｒ）にした状態でスイッチングＴＦＴ４０２のゲートＶｇ（７３０）およびリセット用スイッチング素子７０５をＯＮする。これにより光電変換素子４０１のＤ電極がＶｒに、Ｇ電極がリセット用電源７０７のバイアスＶBTにリフレッシュされ（Ｖｒ＜ＶBT）、この操作以降、光電変換素子は蓄積状態（読みとりモード）になる。
【００５８】
その後、Ｘ線源９０１をＯＮし、人体とグリッド９０３を通過したＸ線がシンチレータ９０４に照射され、その蛍光が光電変換素子４０１に照射され光電変換される。光電変換素子を構成するａ−ＳｉＮx 絶縁層、ａ−Ｓｉ：Ｈ光電変換半導体層は誘電体でもあるため、光電変換素子は容量素子としても機能する。すなわち、光電変換素子で光電変換された信号電荷は光電変換素子内に蓄積される。その後、ＴＦＴのＶｇをＯＮさせ、光電変換素子内の信号電荷を容量素子７１３に転送する。容量素子７１３は特に図４上素子として形成されているわけではなく、ＴＦＴの上下電極間の容量や信号線４０９とゲート線４０８のクロス部４３０等で必然的に形成されている。
【００５９】
もちろん、設計に応じて素子として別途作り込んでもよい。以上の動作が、電源供給やＴＦＴのゲート制御を除いて、絶縁基板上に形成されたアモルファスデバイスで行われる。その後、容量素子７１３の信号電荷が処理回路内にスイッチング素子７２５により容量７２０に転送され、オペアンプ７２１により信号が出力される。その後、スイッチ７２２により容量７２０が、スイッチ７０５により容量素子７１３がリセットされ、１画素分の動作が完了する。
【００６０】
次に図９と図１０を用いて本実施形態のＸ線撮像装置部分の動作について説明する。
【００６１】
はじめにシフトレジスタＳＲ１およびＳＲ２により制御配線ｇ１〜ｇ３、ｓ１〜ｓ２にＨｉが印加される。すると転送用スイッチングＴＦＴ・Ｔ１１〜Ｔ３３とスイッチＭ１〜Ｍ３が導通し、全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３のＧ電極はＧＮＤ電位になる（積分検出器Ａｍｐの入力端子はＧＮＤ電位に設計されているため）。同時にリフレッシュ制御回路ＲＦがＨｉを出力しスイッチＳＷｒがｏｎし全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３のＤ電極はリフレッシュ用電源Ｖｒにより正電位になる。すると全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３はリフレッシュモードになりリフレッシュされる。
【００６２】
つぎにリフレッシュ制御回路ＲＦがＬｏを出力しスイッチＳＷｓがｏｎし全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３のＤ電極は読み取り用電源Ｖｓにより正電位になる。すると全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３は光電変換モードになる。この状態でシフトレジスタＳＲ１およびＳＲ２により制御配線ｇ１〜ｇ３、ｓ１〜ｓ２にＬｏが印加される。すると転送用スイッチングＴＦＴ・Ｔ１１〜Ｔ３３のスイッチＭ１〜Ｍ３がｏｆｆし、全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３のＧ電極はＤＣ的にはオープンになるが各光電変換素子はコンデンサでもあるため電位は保持される。しかしこの時点ではＸ線は入射されていないため全光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３には光は入射されず光電流は流れない。
【００６３】
この状態でＸ線がパルス的に出射され人体、シンチレータ等を通過しシンチレータからの蛍光がそれぞれの光電変換素子Ｓ１１〜Ｓ３３に入射する。この光は人体等の内部構造の情報が含まれている。この光により流れた光電流は電荷としてそれぞれの光電変換素子内に蓄積されＸ線の入射終了後も保持される。つぎにシフトレジスタＳＲ１により制御配線ｇ１にＨｉに制御パルスが印加され、シフトレジスタＳＲ２の制御配線ｓ１〜ｓ３への制御パルス印加によって転送用ＴＦＴ・Ｔ１１〜Ｔ１３、スイッチＭ１〜Ｍ３を通してｖ１〜ｖ３が順次出力される。同様にシフトレジスタＳＲ１，ＳＲ２の制御により他の光信号も順次出力される。これにより人体等の内部構造の二次元情報がｖ１〜ｖ９として得られる。静止画像を得る場合はここまでの動作であるが動画像を得る場合はここまでの動作を繰り返す。
【００６４】
本実施形態では光電変換素子のＤ電極が共通に接続され、この共通の配線をスイッチＳＷｒとスイッチＳＷｓを介してリフレッシュ用電源Ｖｒと読み取り用電源Ｖｓの電位に制御しているため、全光電変換素子を同時にリフレッシュモードと光電変換モードとに切り換えることができる。このため複雑な制御なくして１画素あたり１個のＴＦＴで光出力を得ることができる。
【００６５】
図９においては９個の画素を３×３に二次元配置し３画素ずつ同時に、３回に分割して転送・出力したがこれに限らず、例えば縦横１ｍｍあたり５×５個の画素を２０００×２０００個の画素として二次元的に配置すれば４０ｃｍ×４０ｃｍのＸ線検出器が得られる。これをＸ線フィルムの代わりにＸ線発生器と組み合わせＸ線レントゲン装置を構成すれば胸部レントゲン検診や乳ガン検診に使用できる。そうすることによりフィルムと異なり瞬時にその出力をＣＲＴで映し出すことが可能で、さらに出力をディジタルに変換しコンピュータで画像処理して目的に合わせた出力に変換することも可能である。また光磁気ディスクに保管もでき、過去の画像を瞬時に検索することもできる。また感度もフィルムより良く人体に影響の少ない微弱なＸ線で鮮明な画像を得ることもできる。
【００６６】
図１１、図１２に２０００×２０００個の画素を持つ検出器の実装を示す概念図を示す。２０００×２０００個の検出器を構成する場合、図９で示した破線内の素子を縦・横に数を増せばよいが、この場合制御配線もｇ１〜ｇ２０００と２０００本になり信号配線ＳＩＧもｓｉｇ１〜ｓｉｇ２０００と２０００本になる。またシフトレジスタＳＲ１や検出用集積回路ＩＣも２０００本の制御・処理をしなければならず大規模となる。これをそれぞれ１チップの素子で行なうことは１チップが非常に大きくなり製造時の歩留りや価格等で不利である。そこで、シフトレジスタＳＲ１は例えば１００段ごと１個のチップに形成し、２０個（ＳＲ１−１〜ＳＲ１−２０）を使用すればよい。また検出用集積回路も１００個の処理回路ごと１個のチップに形成し、２０個（ＩＣ１〜ＩＣ２０）を使用する。
【００６７】
図１１は左側（Ｌ）に２０チップ（ＳＲ１−１〜ＳＲ１−２０）と下側（Ｄ）に２０チップ実装し、１チップあたり１００本の制御配線、信号配線をおのおのワイヤーボンディングでチップと接線している。図１１中破線部は図９の破線部に相当する。また外部への接続は省略している。また、ＳＷｒ，ＳＷｓ，Ｖｒ，Ｖｓ，ＲＦ等も省略している。検出用集積回路ＩＣ１〜ＩＣ２０からは２０本の出力（Ｖｏｕｔ）があるが、これらはスイッチ等を介して１本にまとめたり、２０本をそのまま出力し並列処理すればよい。
【００６８】
図１２には、別の実施形態を示す。左側（Ｌ）に１０チップ（ＳＲ１−１〜ＳＲ１−１０）、右側（Ｒ）に１０チップ（ＳＲ１−１１〜ＳＲ１−２０）と上側に１０チップ（ＩＣ１〜１０）、下側（Ｄ）に１０チップ（ＩＣ１１〜２０）を実装している。この構成は上・下・左・右側（Ｕ，Ｄ，Ｌ，Ｒ）にそれぞれ各配線を１０００本ずつに振り分けているため、各辺の配線の密度が小さくなり、また各辺のワイヤーボンディングの密度も小さく、歩留りが向上する。配線の振り分けは左側（Ｌ）にｇ１，ｇ３，ｇ５，…，ｇ１９９９、右側（Ｒ）にｇ２，ｇ４，ｇ６，…，ｇ２０００とし、つまり奇数番目の制御線を左側（Ｌ）、偶数番目の制御線を右側（Ｒ）に振り分ける。こうすると各配線は等間隔に引き出され配線されるので密度の集中なく歩留りが向上する。また、上側（Ｕ）下側（Ｄ）への配線も同様に振り分ければよい。
【００６９】
また、図示していないが、別の実施形態として配線の振り分けは左側（Ｌ）にｇ１〜ｇ１００，ｇ２０１〜ｇ３００，…，ｇ１８０１〜ｇ１９００、右側（Ｒ）にｇ１０１〜ｇ２００，ｇ３０１〜ｇ４００，…，ｇ１９０１〜ｇ２０００を振り分け、つまり、１チップごと連続な制御線を振り分け、これを左・右（Ｌ，Ｒ）交互に振り分ける。こうすると、１チップ内は連続に制御でき、駆動タイミングが楽で回路を複雑にしなくてよく安価なものが使用できる。上側（Ｕ）、下側（Ｄ）についても同様で、連続な処理が可能で安価な回路が使用できる。
【００７０】
また、図１１、図１２共に１枚の基板上に破線部の回路を形成した後、その基板上にチップを実装してもよいし、別の大きな基板上に破線部の回路基板とチップを実装してもよい。また、チップをフレキシブル基板上に実装して破線部の回路基板に張り付け接線してもよい。
【００７１】
またこのような非常に多くの画素をもつ大面積の光電変換装置は従来の光センサを用いた複雑な工程では不可能であったが、本発明の光電変換装置の工程は各素子を共通な膜で同時に形成しているため工程数が少なく、簡易的な工程で済むため高歩留まりが可能で低コストで大面積・高性能の光電変換装置の生産を可能としている。
【００７２】
以上の説明から明らかなように、本発明に係わる光電変換素子は本実施形態で示したものに限定するものではない。つまり第一の電極層、ホールおよび電子の移動を阻止する絶縁層、光電変換半導体層、第二の電極層があり、第二の電極層と光電変換半導体層の間に光電変換半導体層へのホールの注入を阻止する注入阻止層があればよい。
【００７３】
また、以上の説明において、ホールと電子を逆にし構成してもよい。例えば注入阻止層はｐ層でもよい。この場合、電圧や電界の印加を逆にし、他の構成部を構成すれば同様の動作となる。さらに光電変換半導体層は光が入射して電子、ホール対を発生する光電変換機能をもっていればよい。層構成も一層でなく多層で構成していてもよく、また連続的に特性が変化していてもよい。
【００７４】
同様にＴＦＴにおいてもゲート電極、ゲート絶縁膜、チャネル形成が可能な半導体層、オーミックコンタクト層、主電極があればよい。たとえばオーミックコンタクト層はｐ層でもよく、この場合ゲート電極の制御の電圧を逆にしてホールをキャリアとして使用すればよい。
【００７５】
［実施形態２］
図１３は本発明の第２の実施形態を示すＸ線撮像装置の断面構成図であり、上から、Ｘ線を吸収する物質２００とＸ線を透過する物質２０１から成るグリッド９０３、Ｘ線を可視光に変換する蛍光体９０４、そして光電変換素子４０１やスイッチング素子４０２やそれらを保護する保護層４０３等が成膜された絶縁基板４００で構成されている。
【００７６】
光電変換素子４０１やスイッチング素子４０２の層構成は図５と全く同じであり、各層の番号も図５と同様である。ただし、図１３における光電変換装置部分（４０１，４０２，他の配線類）は、図５のような幾何学的に連続した２ビット（隣り合った２ビット）を表しているのではなく、任意に選ばれた２ビットを示している。この２ビットを図１３に明記しているように、以後の説明ではセンサＡとセンサＢとする。
【００７７】
これらのセンサの受光エリアは図１３で示されているように"Ｓ"で示されている。また、Ｘ線を吸収する物質２００とＸ線を透過する物質２０１の大きさをそれぞれ、"Ａ"、"Ｔ"とし、"Ａ"と"Ｔ"の和"Ａ＋Ｔ"をグリッドのピッチとする。そして、ここではそれぞれの大きさ（"Ｓ"、"Ａ"、"Ｔ"）をグリッドピッチの（１次元）方向（図１３内で示されるＸ方向）でのみ考えることとする。
【００７８】
図１３における特徴は、センサの受光エリアの大きさ"Ｓ"がグリッドのピッチ（"Ａ＋Ｔ"）に等しくなっていることである。センサＡ（図１３左側のセンサ）は、その受光エリアに対するグリッドの位相が揃っており、"Ｓ"＝"Ａ＋Ｂ"の関係が理解される。センサＡでは、Ｘ線を透過する物質領域２０１を一つ分だけ透過したＸ線が、蛍光体９０４で可視光に変化され、その光量分だけセンサＡで光電変換されることになる。一方センサＢでは、図１３に示されるように、受光エリアに対する、グリッドの位相関係がセンサＡと同じになるとは限らない。これは、センサ（光電変換素子）のピッチ（"ＳP "とする）がグリッドのピッチと同じピッチにしていないことによる。
【００７９】
通常、グリッドピッチとセンサピッチとが異なる場合、均一な光が照射されたとしても、空間的な位相の違いから出力の分布が発生し、画像上に周期的な濃淡を引き起こす。一般的に、この現象は、モアレと称される。モアレを生じた場合、Ｘ線撮像装置としての画像の品位は大きく低下することになる。
【００８０】
しかしながら、センサＢの受光エリア"Ｓ"はグリッドのピッチ"Ａ＋Ｔ"と等しいため、センサＢで光電変換される光量は、Ｘ線透過物質領域２０１一つ分だけ通過したＸ線による蛍光量に等しい（センサＢ上において"Ｓ"＝"Ｔ＋Ａ１＋Ａ２"）。
【００８１】
すなわち、光電変換素子の受光エリア"Ｓ"とグリッドのピッチ"Ｔ＋Ａ"を等しくすることにより、光電変換素子上のグリッド（２００と２０１）の位相関係に全く依存せず、どの光電変換素子も等しい光電変換出力が得られる。
【００８２】
図１６は、光電変換素子の受光エリア"Ｓ"が、グリッドのピッチ"Ｔ＋Ａ"の２倍に等しい（"Ｓ"＝"Ｔ＋Ａ"＊２）場合を示した図である。センサＡ、センサＢともに（どの位置に配置されたセンサにおいても）、グリッド内Ｘ線透過物質領域２０１二つ分を通過したＸ線による蛍光が光電変換され、受光面"Ｓ"に対するグリッドの位相関係に依存しない光電変換出力が得られ、その効果は、図１３で示されるものと同じである。更に、図示してはいないが、"Ｓ"＝"Ｔ＋Ａ"＊Ｎ（Ｎ：３以上の整数）でも同じであることは自明である。
【００８３】
図１３、図１６では本発明の実施例をＸ線撮像装置の断面構成図を例にとり、グリッドのピッチを１次元方向だけに限り説明してきた。言い換えれば、図２に示されるグリッドを用いた例であり、この場合の発明の効果は、言うまでもなく１次元領域に限るものである。しかしながら、本発明は２次元のＸ線撮像装置に係るものであるからにして当然のことながら２次元領域にわたりＸ線吸収物質２００とＸ線透過物質２０１を配列させた市松模様的なグリッドを用い、そのＸ方向、Ｙ方向のグリッドのピッチ（"ＴX ＋ＡX "，"ＴY ＋ＡY "）をそれぞれの方向に対応する光電変換素子の受光面の大きさ（ＳX ，ＳY ）の正の整数倍にする、すなわち、"ＳX "＝"ＴX ＋ＡX "＊ＮX （ＮX ：正の整数）
"ＳY "＝"ＴY ＋ＡY "＊ＮY （ＮY ：正の整数）
とすることにより、Ｘ，Ｙ両方向に対し発明の効果が期待されることは言うまでもない。
【００８４】
図１７に、そのようなＸ線撮像装置の概略的な斜視図を示しておく（光電変換素子部は省略）。
【００８５】
［実施形態３］
図１４、図１５は、本発明の第３の実施形態を示すＸ線撮像装置の断面構成図である。図１３と同一構成部材については、図１３の部材と同じ符号を記してある。
【００８６】
図１５において、センサＡとセンサＢは、同一の光電変換素子であり、センサピッチ"Ｓｐ"に対してグリッド（２００，２０１）のピッチが等しく、それらの位相関係が異なった場合の例を示してある。図１５から判るようにセンサ受光面がグリッドを構成するＸ線吸収物質２００の影部に配置されているため、センサの光量として最大限には利用されない。しかしながら、グリッドピッチとセンサピッチが等しいため絶対にモアレが発生しない。またグリッドを用いているため人体内での散乱Ｘ線を除去できるという長所はもちろん有している。つまり、Ｘ線画像上に被写体に存在しない濃淡や縞模様が現れることがなく極めて良好な画質を得ることができる。
【００８７】
図１４では、グリッドピッチ（"Ｔ＋Ａ"）とセンサピッチ（"Ｓｐ"）が等しく、かつそれらの空間的位相関係が、グリッドを構成するＸ線透過物質２０１の真下にセンサＡとセンサＢの受光面が配置されるようになっている。このような位置関係にすることにより、センサの受光面で受光される光量は最大となる。すなわち、Ｘ線撮像装置としてのシグナル出力を最大にすることができ、Ｓ／Ｎを大きくとることが可能となる。つまり、図１５で示される装置よりも、更に高画質を得るＸ線撮像装置の提供が可能となる。
【００８８】
また、図１４及び図１５では、センサピッチ（"Ｓｐ"）とグリッドピッチ（"Ｔ＋Ａ"）を等しくした場合のＸ線撮像装置の断面構成例を用い１次元方向に限って説明してきたが、実施形態２の図１７においても説明したように、何も１次元に限定されるものではない。すなわち、２次元領域にわたり、Ｘ線吸収物質２００とＸ線透過物質２０１を配列させた市松模様状のグリッド（図１７）を用いて、そのＸ方向、Ｙ方向のグリッドピッチ（"Ｔｘ＋Ａｘ"，"Ｔｙ＋Ａｙ"）をそれぞれの方向に対応する光電変換素子のピッチ（"Ｓｐｘ"，"Ｓｐｙ"）と等しくする、すなわち"Ｓｐｘ"＝"Ｔｘ＋Ａｘ""Ｓｐｙ"＝"Ｔｙ＋Ａｙ"とし、空間的な位相関係を、図１４に示す様にセンサ受光面での光量を最大となるように配置し、同様にそれを２次元に施すことにより、Ｘ，Ｙ両方向に対してその効果が現れる。
【００８９】
更に、"Ｓｐｘ"＝"Ｔｘ＋Ａｘ"＊Ｎｘ（Ｎｘ：正の整数）
"Ｓｐｙ"＝"Ｔｙ＋Ａｙ"＊Ｎｙ（Ｎｙ：正の整数）
と拡張しても、その効果が同じであることは自明である。
【００９０】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、２次元画像読取装置とＸ線可視変換蛍光体を実質上密着させた構成をとることにより、レンズを含む縮小光学系が不要なためＸ線撮像装置を大幅に小型にすることができ、かつＸ線可視変換蛍光体からの蛍光を光電変換素子上で有効に利用できるためＳ／Ｎの高い装置の提供が可能となる。またグリッドを具備することにより、体内での散乱Ｘ線による成分を除去することができ、解像度の高い良質のＸ線画像が得られる。そして、フィルムを用いていないため、光電変換素子からの出力すなわちＸ線画像データはディジタル値として扱うことができ、汎用のハード、ソフトを用いればデータ処理も高速かつ容易に行える。
【００９１】
そして、光電変換素子の受光面の大きさが、グリッドのピッチ方向において、グリッドピッチに等しい、もしくはグリッドピッチのＮ倍（Ｎ：２以上の正数）に等しくすることにより、２次元画像読取装置とグリッドとの位置関係に依存することなく、空間的位相のずれによるモアレの発生が完全になくなり、画質の良いＸ線撮像装置を提供することができる。
【００９２】
しかも、２次元画像読取装置とグリッドの位置関係が自由であれば、特に製造上微妙な位置調整を行う必要もなく製造コストを下げることもできる。加えて、Ｘ線撮像装置を搭載した検診バスのような振動の多い環境下においても耐用できるといった信頼性の高い装置として提供が可能となる。
【００９３】
また、光電変換素子の信号出力を最大となるように光電変換素子とグリッドの位置関係を合わせることにより、Ｘ線撮像装置としてのＳ／Ｎを高くすることができ診断の精度が向上する。
【００９４】
更に、前記光電変換素子を、前記絶縁基板側から下部電極として第１の金属薄膜層、エレクトロンおよびホールの通過を阻止するアモルファス窒化シリコン絶縁層（ａ−ＳｉＮx ）、水素化アモルファスシリコン光電変換層（ａ−Ｓｉ：Ｈ）、ホールキャリアの注入を阻止するＮ型の注入阻止層またはエレクトロンキャリアの注入を阻止するＰ型の注入阻止層、上部電極として透明導電層または前記注入阻止層上の一部に配置した第２の金属薄膜層で構成すれば、既存のＣＶＤ装置やスパッタ装置等の薄膜作製装置を用いることができ、大面積のＸ線撮像装置の提供が可能となる。
【００９５】
従って、病院内において従来にない大幅な診療効率アップが図れることは言うまでもなく、全国の診断情報ネットワークの構築が可能となり医療界全体の診断の効率が上げられる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＸ線撮像装置の第１の実施形態を示す全体構成図である。
【図２】図１のグリッドの断面図（Ｘ線源が比較的遠い場合）である。
【図３】図１のグリッドの断面図（Ｘ線源が比較的近い場合）である。
【図４】Ｘ線撮像装置内の光電変換装置部分の上面図（４ビット分）である。
【図５】図４のＡ−Ｂにおける断面図である。
【図６】光電変換素子のデバイス動作を示すバンド図である。
【図７】図１のＸ線撮像装置における光電変換部の等価回路図（１画素分）である。
【図８】図７の等価回路の動作を示すタイミングチャートである。
【図９】図１のＸ線撮像装置における光電変換部の等価回路図（９画素分）である。
【図１０】図９の等価回路の動作を示すタイミングチャートである。
【図１１】２０００＊２０００画素を有するＸ線検出器の実装概念図である。
【図１２】２０００＊２０００画素を有するＸ線検出器の実装概念図（他の例）である。
【図１３】本発明の第２の実施形態を示す断面図（"Ｓ"＝"Ｔ＋Ａ"の場合）である。
【図１４】本発明の第３の実施形態を示す断面図である。
【図１５】本発明の第３の実施形態を示す断面図である。
【図１６】本発明の第２の実施形態を示す断面図（"Ｓ"＝"Ｔ＋Ａ"＊２倍の場合）である。
【図１７】本発明の第２の実施形態を示す斜視図である。
【図１８】Ｘ線撮像装置の従来例を示す全体構成図（フィルム方式）である。
【符号の説明】
２００ Ｘ線吸収物質（例えば鉛）
２０１ Ｘ線透過物質（例えばアルミ）
４００ 絶縁基板
４０１ 光電変換素子
４０２ スイッチング素子
４０３ 保護膜
４２１ 第１の金属薄膜層
４２２ 第２の金属薄膜層
４２５ ａ−ＳｉＮx
４２６ ａ−Ｓｉ：Ｈ４２７ Ｎ＋層
４０８ スイッチング素子４０２のゲートコントロール線
４０９ スイッチング素子４０２からの信号線
４１０ 光電変換素子４０１にバイアスを与えるバイアス線
４０５ 光電変換素子４０１の受光面
４２０ コンタクトホール
４３０ 第１の金属薄膜層４２１と第２の金属薄膜層４２２とのクロス部
６０２ バンド図における光電変換素子の下部電極（Ｇ）
６０６ バンド図における光電変換素子の上部電極（Ｄ）
６０４ バンド図における光電変換素子のｉ層（ａ−Ｓｉ：Ｈ）
６０５ バンド図における光電変換素子のＮ層
６０７ バンド図における光電変換素子の絶縁層（ａ−ＳｉＮx ）
７０１ バイアス電源（Ｖｒ）
７３０ ＴＦＴ４０２のゲート端子
７０５，７２２ リセット用スイッチ素子
７０７ リセット用電源（ＶBT）
７１３ 容量素子
７２０ 処理回路（ＩＣ）内の容量
７２５ 処理回路内のスイッチング素子
７２４ オペアンプ
９０１ Ｘ線源
９０２ 人体（患者）
９０３ グリッド
９０４ シンチレータ（Ｘ線−可視変換蛍光体）
Ｓ１１〜Ｓ３３ 光電変換素子
Ｔ１１〜Ｔ３３ スイッチング素子
Ｖｓ 読み出し電源
Ｖｒ リフレッシュ電源
ＳＷｓ Ｖｓ電源切り替えスイッチ
ＳＷｒ Ｖｒ電源切り替えスイッチ
ＲＦ リフレッシュ制御回路
ｇ１〜ｇ２０００ ＴＥＴの制御配線
ｓｉｇ１〜ｓｉｇ２０００ 信号配線
【図１】
0003793139.tif 000002
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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