(57)【要約】【課題】Ｌｕの放射性同位体を含むシンチレータを放射線検出器として用いたＰＥＴ装置の自己発光によるバックグラウンドノイズを除去する。【解決手段】自己発光によるバックグラウンドノイズを内包している放射性同位体のシンチレータを放射線検出器２２として用い、複数の該放射線検出器２２で所定時間内に検出された一対の消滅放射線１４ａ、１４ｂを、同一の核種１２から発生したとみなして計数するＰＥＴ装置における同時計数判定において、前記自己発光によるバックグラウンドノイズを多重同時計数として検出可能な広いエネルギーウインドウで同時計数を判定し、前記多重同時計数を除去した後、前記広いエネルギーウインドウより狭いエネルギーウインドウを用いて、同時計数事象をポジトロン核種からの光電ピーク部のみに制限する。【選択図】図６
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
自己発光によるバックグラウンドノイズを内包している放射性同位体のシンチレータを放射線検出器として用い、複数の該放射線検出器で所定時間内に検出された一対の消滅放射線を、同一の核種から発生したとみなして計数するＰＥＴ装置における同時計数判定方法において、
前記自己発光によるバックグラウンドノイズを多重同時計数として検出可能な広いエネルギーウインドウで同時計数を判定し、
前記多重同時計数を除去した後、
前記広いエネルギーウインドウより狭いエネルギーウインドウを用いて、同時計数事象をポジトロン核種からの光電ピーク部のみに制限することを特徴とするＰＥＴ装置における同時計数判定方法。
【請求項２】
前記シンチレータが、Ｌｕの放射性同位体を含むシンチレータであることを特徴とする請求項１に記載のＰＥＴ装置における同時計数判定方法。
【請求項３】
前記広いエネルギーウインドウがオンラインによるウインドウであり、前記狭いエネルギーウインドウがオフラインによるウインドウであることを特徴とする請求項１又は２に記載のＰＥＴ装置における同時計数判定方法。
【請求項４】
前記狭いエネルギーウインドウが光電ピークのエネルギー分布内であることを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載のＰＥＴ装置における同時計数判定方法。
【請求項５】
前記広いエネルギーウインドウが検出器が測定可能な下限値及び上限値であることを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載のＰＥＴ装置における同時計数判定方法。
【請求項６】
前記広いエネルギーウインドウによる処理と、前記狭いエネルギーウインドウによる処理を、同じリストモードデータに対して行うことを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載のＰＥＴ装置における同時計数判定方法。
【請求項７】
自己発光によるバックグラウンドノイズを内包している放射性同位体のシンチレータを放射線検出器として用いたＰＥＴ装置と、
複数の前記放射線検出器で所定時間内に検出された一対の消滅放射線を、同一の核種から発生したとみなして計数する際に、前記自己発光によるバックグラウンドノイズを多重同時計数として検出可能な広いエネルギーウインドウで同時計数を判定する手段と、
前記多重同時計数を除去する手段と、
前記広いエネルギーウインドウより狭いエネルギーウインドウを用いて、同時計数事象をポジトロン核種からの光電ピーク部のみに制限する手段と、
を備えたことを特徴とするＰＥＴ装置における同時計数判定装置。
【請求項８】
前記シンチレータが、Ｌｕの放射性同位体を含むシンチレータであることを特徴とする請求項７に記載のＰＥＴ装置における同時計数判定装置。
【請求項９】
前記広いエネルギーウインドウがオンラインによるウインドウであり、前記狭いエネルギーウインドウがオフラインによるウインドウであることを特徴とする請求項７又は８に記載のＰＥＴ装置における同時計数判定装置。
【請求項１０】
前記狭いエネルギーウインドウが光電ピークのエネルギー分布内であることを特徴とする請求項７乃至９のいずれかに記載のＰＥＴ装置における同時計数判定装置。
【請求項１１】
前記広いエネルギーウインドウが検出器が測定可能な下限値及び上限値であることを特徴とする請求項７乃至１０のいずれかに記載のＰＥＴ装置における同時計数判定装置。
【請求項１２】
前記広いエネルギーウインドウによる処理と、前記狭いエネルギーウインドウによる処理を、同じリストモードデータに対して行うことを特徴とする請求項７乃至１１のいずれかに記載のＰＥＴ装置における同時計数判定装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ＰＥＴ装置における同時計数判定方法及び装置に係り、特にＬｕの放射性同位体を含むシンチレータを放射線検出器として用いたＰＥＴ装置に用いるのに好適な、自己発光によるバックグラウンドノイズを除去することが可能な、ＰＥＴ装置における同時計数判定方法及び装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＰＥＴ装置で用いられる同時計数法(非特許文献１、２)は、図１に示す如く、数ナノ秒程度の非常に短い時間内に検出された１対の消滅放射線１４ａ、１４ｂを、同一のポジトロン核種１２から発生した真の同時計数であるとみなす検出法である。図１において、１０は患者等の検査対象、２０は、ＰＥＴ装置を構成する複数の放射線検出器（以下、単に検出器とも称する）２２が例えば円周上に配設された検出器リング（以下、単にリングとも称する）、２４は、各検出器２２による放射線の検出位置や時間情報を検出する回路、２６は、複数の検出器２２による検出時刻の差が所定の同時計数時間幅（コインシデンスウインドウ幅とも称する）内であるときに同時計数（コインシデンスとも称する）と判定する同時計数回路、２８は、同時計数データを収集して保存するデータ収集装置である。
【０００３】
ポジトロン核種を判定する時間幅（同時計数時間幅）は、ＰＥＴ装置の持つ時間的な分解能と視野サイズから決定される。現在、ＰＥＴ装置の持つ時間的な分解能を５００ピコ秒程度にまで高めた装置が開発されている。また、同時計数時間幅は、ポジトロン核種の存在する位置、検出される検出器のリング径によっても制限され、４ナノ秒程度以下では既存の臨床用ＰＥＴ装置の画像化できる視野を制限してしまう。
【０００４】
同時計数法は有限の時間内でポジトロン核種の判定を行うため、図１に示した真の同時計数の他、図２（Ａ）に例示するような、異なるポジトロン核種からの消滅放射線を同時に検出する偶発同時計数や、図２（Ｂ）に例示するような散乱同時計数が発生する。
【０００５】
この同時計数法に関して、出願人は、いくつかの方法を提案している（特許文献１、特許文献２）。
【０００６】
一方、一般的なＰＥＴ装置では、高い時間分解能等の全体的な性能バランスが良い点で、Ｌｕの放射性同位体を含むシンチレータ（ＬＳＯ、ＬＹＳＯ、ＬＧＳＯ）を採用している。Ｌｕの放射性同位体であるＬｕ−１７６は、図３に示すように、ベータ崩壊して平均４２０keVのベータ線を放出した後、３０７keV、２０２keV、８８keVの３本のガンマ線を放出してＨｆ−１７６になる。従って、Ｌｕの放射性同位体を含むシンチレータを用いたＰＥＴ装置では、Ｌｕ−１７６に起因するバックグラウンドノイズ（自己発光と称する）を内包している。
【０００７】
しかしながら、一般的な臨床ＰＥＴの測定においては、このような自己発光によるノイズは無視できる（非特許文献３）。一方、極微量のポジトロン核種の画像化においては、Ｌｕ−１７６のノイズ成分によるアーチファクトから画質が劣化することが報告されている（非特許文献４）。
【０００８】
粒子線治療において、ＰＥＴの原理を応用して、照射が計画通り正しく行われたかどうかをモニタリングする、いわゆるインビーム（ｉｎ−ｂｅａｍ）ＰＥＴにおいても、重粒子照射によって生成される極微量ポジトロン核種の画像化には、自己発光のノイズが障害となる。
【０００９】
一方、非常に高い時間分解能を持つＰＥＴ装置では、１対の消滅放射線の飛行時間差（Ｔｉｍｅ−ｏｆ−Ｆｌｉｇｈｔ、以下ＴＯＦと略す）による情報を利用して同時計数線（ＬＯＲ）上の位置を制限することで装置の感度を改善できるＴＯＦ−ＰＥＴ装置が開発されている。
【００１０】
近年では、ＬＳＯを用いたＴＯＦ−ＰＥＴ装置が実用化されており、このＴＯＦ−ＰＥＴ装置では同時計数線（ＬＯＲ）の書き込みが局所的であるため、ノイズ伝播を低減し画像のＳ／Ｎを改善できるだけでなく、偶発同時計数の抑制にも寄与することが報告されている（非特許文献５、非特許文献６）。
【００１１】
このＴＯＦ−ＰＥＴ装置は、本質的に偶発同時計数除去が可能であり、Ｌｕ−１７６のバックグラウンド除去にも効果がある。このＴＯＦ−ＰＥＴ装置は非常に高い性能を有するが、一方で高価であり、現時点では全てのＰＥＴ装置に実装されてはいない。
【００１２】
Ｌｕ−１７６を含むシンチレータのバックグラウンドを低減する一般的な方法は、エネルギーウインドウをポジトロン核種の光電ピーク部分のみが入るように狭めることである（非特許文献７及び前記非特許文献３）。十分に狭いエネルギーウインドウを用いれば、既存のＰＥＴ装置では、臨床上はバックグラウンドの影響は全く問題にならない。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１３】
【特許文献１】国際公開第２０１１／１１７９９０号公報
【特許文献２】国際公開第２０１１／１２５１８１号公報
【非特許文献】
【００１４】
【非特許文献１】H.M. Dent, W.F. Jones, and M.E. Casey, ”A real time digital coincidence processor for positron emission tomography”, IEEE Trans. Nucl. Sci. Vol. 33, 556-559, 1986.
【非特許文献２】D. F. Newport, H. M. Dent, M. E. Casey, and D. W. Bouldin, “Coincidence Detection and Selection in Positron Emission Tomography Using VLSI”, IEEE Trans. Nucl. Sci. Vol. 36, 1052-1055, 1989.
【非特許文献３】S. Yamamoto, H. Horii, M. Hurutani, et al., Ann. Nucl. Med., Vol.19, 109-114, 2005.
【非特許文献４】A. L. Goertzen, J. Y. Suk, C. J. Tompson, J. Nucl. Med., Vol.48, 1692-1698, 2007.
【非特許文献５】M. Conti, IEEE Trans. Nucl. Sci., vol.53, 1188-1193, 2006.
【非特許文献６】J. A. Kimdon, J. Qi, and W. W. Moses, Nuclear Science Symposium Conference Record, 2003 IEEE, vol.4, 2571-2573, 2003.
【非特許文献７】Watson CC, et al., 2004. J. Nucl. Med. 45(5):822-826
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１５】
しかしながら、エネルギーウインドウを狭めても、偶発的に同時計数するバックグラウンド成分は除去できないため、極微量の放射能濃度測定において、画質を低減するという問題点を有していた。
【００１６】
本発明は、前記従来の問題点を解消するべくなされたもので、Ｌｕの放射性同位体を含むシンチレータを放射線検出器として用いた場合のＰＥＴ装置の自己発光によるバックグラウンドノイズを有効に低減することを課題とする。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
Ｌｕ−１７６からのベータ線はほぼ検出器内で検出されると考えられ、図４（Ａ）に例示する如く、ベータ線とガンマ線が同時計数される場合（Ｉntrinsic  Ｔrue：ＩＴ）と、図４（Ｂ）に例示する如く、ベータ線同士が偶発同時計数を引き起こす場合（Ｉntrinsic  Ｒandom：ＩＲ）が想定される。これらのノイズ成分が計数される割合は、ＰＥＴ装置のサイズ、エネルギーウインドウ、コインシデンスウインドウに大きく依存する。
【００１８】
ＩＲは主としてベータ線同士の同時計数として計数されると考えられるが、必ずガンマ線を伴う。これらのガンマ線は最適なエネルギーウインドウ下では検出しないが、非常に広いエネルギーウインドウ下においては多重同時計数（Ｍultiple  Ｃoincidence：ＭＣ）として検出される。即ち、Ｌｕ−１７６は、図３に示したように３本のガンマ線とベータ線を放出するため、発生場所の異なるＬｕ−１７６からの放射線が偶発同時計数した場合、エネルギーウインドウの下限値をＬｕ−１７６からのガンマ線を検出できるように下げることで、多重同時計数になる確率が高くなる。一方、極微量の放射能濃度下のＰＥＴ測定において、検査対象起因の多重同時計数は、ほぼ発生しない。
【００１９】
また、現在のＰＥＴ装置は同時計数事象を時系列で収集するリストモード収集を実装している装置が一般的である。リストモードデータにはＬＯＲの番地だけでなく、ＴＯＦ情報や付与したエネルギー情報等を付加できるため、収集後にエネルギーウインドウを変更する等のデータの再処理が可能である。
【００２０】
従って、ＴＯＦ検出能のないＬＳＯ−ＰＥＴ装置においても、非常に広いエネルギーウインドウで計測した後、多重同時計数を除去し、従来のエネルギーウインドウで再度イベントを除去することでＩＲを低減できると考えられる。
【００２１】
本発明は、この点に着目してなされたもので、自己発光によるバックグラウンドノイズを内包している放射性同位体のシンチレータを放射線検出器として用い、複数の該放射線検出器で所定時間内に検出された一対の消滅放射線を、同一の核種から発生したとみなして計数するＰＥＴ装置における同時計数判定方法において、前記自己発光によるバックグラウンドノイズを多重同時計数として検出可能な広いエネルギーウインドウで同時計数を判定し、前記多重同時計数を除去した後、前記広いエネルギーウインドウより狭いエネルギーウインドウを用いて、同時計数事象をポジトロン核種からの光電ピーク部のみに制限することにより、前記課題を解決したものである。
【００２２】
本発明は、また、自己発光によるバックグラウンドノイズを内包している放射性同位体のシンチレータを放射線検出器として用いたＰＥＴ装置と、複数の前記放射線検出器で所定時間内に検出された一対の消滅放射線を、同一の核種から発生したとみなして計数する際に、前記自己発光によるバックグラウンドノイズを多重同時計数として検出可能な広いエネルギーウインドウで同時計数を判定する手段と、前記多重同時計数を除去する手段と、前記広いエネルギーウインドウより狭いエネルギーウインドウを用いて、同時計数事象をポジトロン核種からの光電ピーク部のみに制限する手段と、を備えたことを特徴とするＰＥＴ装置における同時計数判定装置により、同様に前記課題を解決したものである。
【００２３】
ここで、前記シンチレータは、Ｌｕの放射性同位体を含むシンチレータとすることができる。
【００２４】
また、前記広いエネルギーウインドウをオンラインによるウインドウとし、前記狭いエネルギーウインドウをオフラインによるウインドウとすることができる。
【００２５】
また、前記狭いエネルギーウインドウを光電ピークのエネルギー分布内とすることができる。
【００２６】
また、前記広いエネルギーウインドウを検出器が測定可能な下限値及び上限値とすることができる。
【００２７】
また、前記広いエネルギーウインドウによる処理と、前記狭いエネルギーウインドウによる処理を、同じリストモードデータに対して行うことができる。
【発明の効果】
【００２８】
本発明によれば、エネルギーウインドウをポジトロン核種の光電ピーク部のみが入るように最初から狭めただけでは除去できない偶発的に同時計数するバックグラウンド成分を削減できる。従って、特に、Ｌｕの放射性同位体を含むシンチレータを用いた場合の自己発光によるバックグラウンドノイズを有効に低減することができ、極微量の放射能濃度下のＰＥＴ測定に対して画質を向上することができる。又、エネルギーウインドウの設定値を変えるだけで良いため、既存のＰＥＴ装置にも実施可能である。
【図面の簡単な説明】
【００２９】
【図１】従来の同時計数判定方法を示す図
【図２】（Ａ）偶発同時計数及び（Ｂ）散乱同時計数の例を示す図
【図３】Ｌｕ−１７６の崩壊形式を示す図
【図４】Ｌｕ−１７６において、（Ａ）ベータ線とガンマ線が同時計数されるＩＴの場合と（Ｂ）ベータ線同士が偶発同時計数を起こすＩＲの場合を示す図
【図５】本発明の実施形態の全体構成を示すブロック図
【図６】本発明による基本的な処理手順を示す流れ図
【図７】本発明の第１実施形態における具体的な処理手順を示す流れ図
【図８】同じく作用を示す図
【図９】同じくエネルギーウインドウを示す図
【図１０】従来法における具体的な処理手順の例を示す流れ図
【図１１】本発明の第２実施形態における具体的な処理手順を示す流れ図
【図１２】エネルギーウインドウを変えた場合のノイズ成分の計数率を示す図
【図１３】コンシデンスウインドウ幅を変えた際のノイズ成分の計数率の例を示す図
【図１４】リング数及びシンチレータの厚さを変えた際のバックグラウンド成分の削除効果を示す図
【図１５】本発明によるＩＲ低減効果を示す図
【発明を実施するための形態】
【００３０】
以下、図面を参照して、本発明の実施形態を詳細に説明する。
【００３１】
開放型ＰＥＴ装置を放射線治療のビームモニタリングに適用した本発明の実施形態について述べる。図５に、リング状の２つの同一の検出器リング２０ａ、２０ｂを、独立したガントリ（６０ａ、６０ｂ）として平行に配置し、検出器リング２０ａ、２０ｂ間の空間に、放射線照射装置４０を挿入することによって、治療後直ちに同一部位をＰＥＴで確認する治療モニタリングを実現した実施形態の構成を示す。
【００３２】
具体的には、視野領域である患者ポート１３を形成する検出器リング２０ａ、２０ｂ、それぞれを囲うガントリカバー６０ａ、６０ｂ、患者１０が横たわるベッド８で構成される。
【００３３】
放射線照射装置４０から発生された治療ビーム４２は、検出器リング２０ａ、２０ｂ間の空間隙間領域を通り、ＰＥＴのガントリ（６０ａ、６０ｂ）と干渉することなく、患者１０の照射野に向けて照射される。
【００３４】
図５に於いて、放射線照射装置４０及びＰＥＴ装置は、照射計画プログラムが入力された照射装置制御システム４４によって制御される。照射装置制御システム４４は、放射線の照射位置を設定する照射位置設定手段と、前記放射線の照射位置に照射ビームを照射させる放射線照射手段を含む。
【００３５】
そして、電磁石、コリメータ、散乱体、リッジフィルタ、スリットなどを制御する照射位置設定手段により照射野内の照射位置を設定し、Ｘ線やガンマ線を照射する放射線照射手段によりその設定位置に所定形状のビームを照射する。
【００３６】
ＰＥＴ装置は、その照射によって患部近傍から生じる放射線を計測し、その収集データを基にＰＥＴ画像を再構成する。得られたＰＥＴ画像は、照射装置制御システム４４にフィードバックされ、照射野の位置決め、治療効果の確認や治療計画の修正に用いられる。
【００３７】
次に、計測データの処理方法について述べる。患者１０の体内の核種１２からは、ほぼ１８０°の角度をなして飛行する一対の消滅放射線１４ａ、１４ｂが四方八方に放出される。検出器リング２０ａ及び２０ｂにおいて、位置・時間情報検出回路２４のいずれかによって得られた一対の消滅放射線１４ａ、１４ｂのうちの片側の計測データであるシングルイベントデータＳＤは、それぞれ共通の同時計数回路２６に送られて、検出器リング２０ａと２０ｂの間の同時計数ペアの情報であるリストモードデータＬＤに変換される。
【００３８】
このリストモードデータＬＤは、データ収集装置２８にて記録媒体に保存された後、画像再構成装置３０に送られて、画像再構成演算を行なった後、画像表示装置３２にて再構成画像が表示される。
【００３９】
以下、本発明の基本的な手順を示す図６及び第１実施形態の具体的な処理手順を示す図７を参照して、本発明の処理手順を説明する。
【００４０】
まず、図８（Ａ）に示すような元データに対して、図６、図７のステップ１００で、自己発光によるバックグラウンドノイズを多重同時計数として検出可能な、例えば、オンラインによる、図９（Ａ）に示すような広いエネルギーウインドウ、例えば１００〜１０００keVで同時計数を判定する。
【００４１】
次いで、ステップ１１０で、判定された多重同時計数を除去する。
【００４２】
次いでステップ１３０で、例えばオフラインによる、図９（Ｂ）に示すような４２５−５７５keVに狭めたエネルギーウインドウにより同時計数事象をポジトロン核種からの光電ピーク部のみに制限する。
【００４３】
これにより、図１０に例示するような、エネルギーウインドウをポジトロン核種の光電ピーク部のみが入るように最初から狭めただけの従来法では、図８（Ｂ）に示す如く除去することが困難であったＩＲを、本発明により、図８（Ｃ）に示す如く除去することが可能となる。
【００４４】
このエネルギーウインドウを広げたり狭めたりする処理は、リストモードでデータ収集を行う場合において、同じ元データに対して、エネルギーウインドウの設定値を変えるだけで実施可能である。
【００４５】
次に、本発明法とＴＯＦ法を組合わせた本発明の第２実施形態の処理手順を図１１に示す。
【００４６】
図７のステップ１１０の多重同時計数判定と、ステップ１３０のエネルギー判定の間に、ＴＯＦ判定による偶発除去のステップ１２０が加えられている点が、第１実施形態と異なる。
【実施例】
【００４７】
図１２に、エネルギーウインドウを変えた際のノイズ成分の計数率を示す。ＩＴはエネルギーウインドウ下限値ＬＬＤに大きく依存し、ＩＲはエネルギーウインドウ上限値ＵＬＤによっても大きく変化することがわかる。１５％のエネルギー分解能を加味して最適なエネルギーウインドウは４２５−５７５keVとした。また、エネルギーウインドウを最適化することでＩＴは無視できるレベルまで低減できるが、ＩＲはエネルギーウインドウだけでは削除できないことがわかる。
【００４８】
図１３に、コインシデンスウインドウ幅を変えた際のノイズ成分の計数率を示す。エネルギーウインドウは４２５−５７５keVとした。ＩＲはコインシデンスウインドウ幅に比例して増加した。
【００４９】
図１４に、検出器リング数及びＬＳＯシンチレータの厚さを変えた際の本発明のＭＣ法によるバックグラウンド成分の除去効果を示す。縦軸のreduction rateは、バックグラウンドの除去率であり、１００％が完全な除去を示す。本試算では１検出器リングあたり約５ｃｍの体軸視野を有する。Ｌｕ−１７６からのガンマ線は様々な方向に放出されるため、検出効率が高いほど多重同時計数が発生しやすくなる。したがって、本発明によるＭＣ法は検出効率が高いほどバックグラウンド成分の除去能力が高くなることがわかる。
【００５０】
図１５に、１０ｃｍ及び２０ｃｍの直径の放射線分布を有しない円筒ファントムを仮定した際の、本発明のＭＣ法によるＩＲ低減効果を示す。ここで、ファントムと接しないＬＯＲは事前に削除してある。一般的なエネルギーウインドウである４２５−６５０keVに対してＵＬＤを５７５keVに制限すると１／３までＩＲを低減できた。４２５−５７５keVに対して本発明によるＭＣ法及びＴＯＦ法を適用するとそれぞれ３割、８割のＩＲ低減効果があった（ＭＣ法のデータ収集時のエネルギーウインドウは１００−１０００keVとした）。また、ＭＣ法とＴＯＦ法を両方適用すると更なるＩＲ低減が可能であった。
【００５１】
なお、前記実施形態においては、本発明が、放射線照射装置とＰＥＴ装置が組み合わされたｉｎ−ｂｅａｍＰＥＴ装置に適用されていたが、本発明の適用対象は、これに限定されず、放射線照射装置以外の装置が組み合わされたＰＥＴ装置や、単独のＰＥＴ装置にも同様に適用できることが明らかである。ＰＥＴ装置も開放型のＯｐｅｎＰＥＴ装置に限定されない。
【符号の説明】
【００５２】
１０…検査対象（患者）
１２…ポジトロン核種
１４ａ、１４ｂ…消滅放射線
２０、２０ａ、２０ｂ…検出器リング
２２…放射線検出器
２４…位置・時間情報検出回路
２６…同時計数回路
２８…データ収集装置
３０…画像再構成装置
３２…画像表示装置
【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１】
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【図２】
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【図１５】
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