(57)【要約】【課題】ＭＲスキャナを備えたＡＰＤ（アバランシェフォトダイオード）ベースのＰＥＴ検出器を提供する。【解決手段】磁気共鳴スキャナの視野であってこの視野内で画像化される被検体の核から核磁気共鳴信号を誘導するための磁場を発生する磁石を含む磁気共鳴スキャナと、シンチレータ及び前記シンチレータに光学的に結合された固体光検出器を含み前記視野外で前記磁石に隣接して配置された陽電子放出断層撮影検出器モジュールとが備えられている。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置において、
磁気共鳴スキャナの視野であってこの視野内で画像化される被検体の核から核磁気共鳴信号を誘導するための磁場を発生する磁石を含む磁気共鳴スキャナと、
シンチレータ及び前記シンチレータに光学的に結合された固体光検出器を含み前記視野外で前記磁石に隣接して配置された陽電子放出断層撮影検出器モジュールと
が含まれていることを特徴とする陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項２】
さらに、前記磁石に隣接して配置されかつリング構造に配置された複数の前記陽電子放出断層撮影検出器モジュールが含まれることを特徴とする請求項１に記載の陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項３】
さらに、前記磁石に隣接して配置された複数のリング構造が含まれることを特徴とする請求項２に記載の陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項４】
前記固体光検出器がアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）であることを特徴とする請求項１に記載の陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項５】
前記シンチレータがルテチウムシリコンオキサイド（ＬＳＯ）結晶であることを特徴とする請求項１に記載の陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項６】
前記固体光検出器がシリコンベースの光検出器であることを特徴とする請求項１に記載の陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項７】
さらに、シンチレーション事象に応答して、前記固体光検出器によって生じた電荷を集める前置増幅器が含まれることを特徴とする請求項１に記載の陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項８】
前記前置増幅器が、電荷感応前置増幅器、トランスインピーダンス前置増幅器、及び、電圧感応前置増幅器から構成されるグループから選択されることを特徴とする請求項７に記載の陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【請求項９】
前記陽電子放出断層撮影検出器モジュールが平面形陽電子放出断層撮影検出器パネルであり、さらに、１８０°の間隔をあけた少なくとも１対の前記平面形陽電子放出断層撮影検出器パネルが含まれることを特徴とする請求項１に記載の陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
（関連出願からの優先権主張）
本出願は、３５Ｕ．Ｓ．Ｃ．§１１９（ｅ）に基づいて、２００４年１２月２９日に提出された同時係属の仮出願第６０／６４０，０７３号及び２００５年１１月２３日に提出された出願第６０／７３８，９９８号からの優先権を主張するものである。
【０００２】
本発明は、一般に、医用画像化の分野、及び、核医用画像及び磁気共鳴（ＭＲ）画像のような診断画像を得るためのシステムに関する。とりわけ、本発明は、複数のモダリティ撮像システム、及び、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）データ及び磁気共鳴断層撮影（ＭＲＩ）データから、核医用画像のような複数のモダリティの診断画像を得る方法に関する。ＰＥＴ画像及びＭＲ画像は順番にまたは同時に得ることが可能である。
【背景技術】
【０００３】
核医学は、放射線を利用して、身体の器官、骨、または、組織の機能及び解剖学的構造を示す画像を得る特異な医療専門分野である。放射性医薬品が注射または経口摂取によって体内に送り込まれ、関心のある特定の器官、骨、または、組織に引きつけられる。こうした放射性医薬品は、身体から放射されシンチレーション結晶によって捕捉されるガンマ光子を放出し、光子は、シンチレーション結晶と相互作用して閃光または「事象（イベント）」を生じる。事象は、光電子増倍管のような光検出器のアレイによって検出され、それらの空間的場所また配置が計算され、記憶される。こうして、検討中の器官または組織の画像が、体内における放射性同位元素の分布の検出に基づいて計算される。
【０００４】
特定の核医用画像化法の１つが、陽電子放出断層撮影すなわちＰＥＴとして知られている。ＰＥＴを利用して、特定器官、腫瘍、または、他の代謝的活性部位の生化学的作用または生理機能を診断するための画像が作成される。陽電子を放出する放射性核種の組織濃度の測定は、陽電子消滅から生じる２つのガンマ光子の同時検出に基づいている。陽電子が電子によって消滅すると、２つの５１１ｋｅＶガンマ光子が同時に生じて、ほぼ逆方向に進む。消滅事象によって生じたガンマ光子は、ガンマ光子とシンチレーション結晶との相互作用に応答して信号を発生することが可能であり向かい合って配置された１対の放射線検出器によって検出可能である。消滅事象は、一般に、２つの向かい合って配置された検出器における２つの５１１ｋｅＶガンマ光子の検出間の時間的一致によって、すなわち、ガンマ光子の放出が各検出器によってほぼ同時に検出されることによって決定される。２つの向かい合って位置するガンマ光子が、それぞれ、向かい合って配置された検出器にぶつかって、時間的一致事象を生じると、それらによって、それに沿って消滅事象が生じた応答線すなわちＬＯＲ（Line of Response）も決定される。
【０００５】
ＰＥＴ法及び装置の一例が特許文献１に記載されており、この特許文献１は参考までに本明細書にそのまま援用されている。平行投影に分類された後、一致事象によって決まるＬＯＲを利用して、患者内における陽電子を放出する放射性核種の三次元分布が再構成される。ＰＥＴは、例えば、心臓、脳、肺等のような身体器官、及び、循環系のような身体組織及び構造の機能といった、バイオプロセスを明らかにする画像を得るのにとりわけ有用である。
【０００６】
一方、磁気共鳴断層撮影（ＭＲＩ）法は、主として、身体の高質で高分解能の解剖学的構造画像を得るために利用される。ＭＲＩは、主として身体の水素原子核による高周波範囲のエネルギーの吸収及び放出と、画像化対象によって吸収及び放出される高周波エネルギーの位相及び周波数の空間変動に基づいている。ＭＲＩ撮像器の主要構成部品には、円筒形磁石、磁石内の傾斜磁場コイル、傾斜磁場コイル内のＲＦコイル、及び、ＭＲ撮像器の外部への高出力ＲＦパルスの放射を阻止し撮像器による外部ＲＦ信号の検出を防ぐＲＦシールドが含まれる。患者は、患者用ベッドまたは磁石内のテーブル上に寝かせられ、傾斜磁場コイル及びＲＦコイルによって包囲される。
【０００７】
磁石によって、画像化のためのＢ0磁場が生じる。傾斜磁場コイルによって、磁場Ｂ0内のＸ、Ｙ、及び、Ｚ方向に勾配が生じる。ＲＦコイルによって、原子核のスピンを９０°または１８０°回転させるのに必要なＢ1磁場が生じる。ＲＦコイルによって、体内のスピンから核磁気共鳴信号を検出することも可能である。高周波源によって所望の周波数の正弦波が生じる。
【０００８】
ＰＥＴ撮像モダリティとＭＲ撮像モダリティとを単一装置にまとめるという概念は、当該技術において一般に知れている。例えば、参考までに本明細書にそのまま援用されている特許文献２を参照されたい。もとの構想は、ＭＲ視野内に配置されたシンチレーション結晶からの光を、ライトパイプのような光ガイドを介して、磁場外に配置された光電子増倍管の光検出器に送ることに着目したものであった。これが必要になったのは、光電子増倍管が磁場の乱れに影響されやすいためである。しかし、こうした設計では、高性能特性を獲得することができず、複雑な設計要件に苦しめられることになる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】米国特許第６，８５８，８４７号明細書
【特許文献２】米国特許第４，９３９，４６４号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
本発明の課題は、ＭＲスキャナを備えたＡＰＤ（アバランシェフォトダイオード）ベースのＰＥＴ検出器を提供することによって、従来技術における問題を克服することにある。
ＡＰＤは極めて小さく磁気的に鈍感なので、頭部及び四肢の撮像用の取り外し可能なお挿入物としてＭＲスキャナのトンネル内に取り付けることができるか、または、ＭＲスキャナ自体に完全に一体化することができる検出器を設計することが可能になる。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明によれば、陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置において、
磁気共鳴スキャナの視野であってこの視野内で画像化される被検体の核から核磁気共鳴信号を誘導するための磁場を発生する磁石を含む磁気共鳴スキャナと、
シンチレータ及び前記シンチレータに光学的に結合された固体光検出器を含み前記視野外で前記磁石に隣接して配置された陽電子放出断層撮影検出器モジュールと
が含まれている陽電子放出断層撮影−磁気共鳴断層撮影複合装置が提供される（請求項１）。
【００１２】
本発明の実施態様は次の通りである。
・さらに、前記磁石に隣接して配置されかつリング構造に配置された複数の前記陽電子放出断層撮影検出器モジュールが含まれる（請求項２）。
・さらに、前記磁石に隣接して配置された複数のリング構造が含まれる（請求項３）。
・前記固体光検出器がアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）である（請求項４）。
・前記シンチレータがルテチウムシリコンオキサイド（ＬＳＯ）結晶である（請求項５）。
・前記固体光検出器がシリコンベースの光検出器である（請求項６）。
・さらに、シンチレーション事象に応答して、前記固体光検出器によって生じた電荷を集める前置増幅器が含まれる（請求項７）。
・前記前置増幅器が、電荷感応前置増幅器、トランスインピーダンス前置増幅器、及び、電圧感応前置増幅器から構成されるグループから選択される（請求項８）。
・前記陽電子放出断層撮影検出器モジュールが平面形陽電子放出断層撮影検出器パネルであり、さらに、１８０°の間隔をあけた少なくとも１対の前記平面形陽電子放出断層撮影検出器パネルが含まれる（請求項９）。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】本発明の一実施形態によるＰＥＴ検出器リングの概略図
【図２】図１に組み込まれた検出器モジュールの構成部品の回路ブロック図
【図３】ＭＲ視野内にある複数のＰＥＴ検出器リングを示す本発明の一実施形態によるＰＥＴ−ＭＲ複合システムの斜視図
【図４】ＭＲスキャナの端部に配置された複数の平面ＰＥＴ検出器パネルを示す本発明のもう１つの実施形態によるＰＥＴ−ＭＲ複合システムの斜視図
【図５】本発明のもう１つの実施形態によるＰＥＴ検出器モジュールの斜視図
【図６】図５に示す検出器の読み出し情報の位置分布を示す図
【図７】ＭＲによるＲＦパルス系列が発生した状態における、本発明によるＰＥＴ検出器モジュール内の１つのブロックの22Ｎａエネルギースペクトル及び位置分布を示す合成図
【図８】本発明のＰＥＴ−ＭＲ複合システムによって得られたＤｅｒｅｎｚｏファントムのＭＲ画像、ＰＥＴ画像、及び、ＰＥＴ／ＭＲ融合画像のそれぞれを示す図
【図９】脳画像診断のためＭＲスキャナのトンネルに整合するための本発明によるＡＰＤ検出器のスタック式ボード設計の斜視図
【発明を実施するための形態】
【００１４】
次に、例証のため、添付の図面を参照しながら、本発明についてさらに詳述することにする。
【００１５】
次に、本発明のさらに詳細な説明及び開示を行う。云うまでもないが、開示の実施形態は、本発明の単なる典型的な例でしかなく、本発明はさまざまな代替形態で実施することが可能である。従って、本明細書に開示の具体的な構造及び機能に関する詳細は、請求の範囲を制限するものと解釈すべきではなく、ただ単に、本発明を製造し利用する当業者に教示するための一例として提示されたものでしかない。
【００１６】
図１に示すように、本発明の一実施形態による陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）スキャナは、リング構造に配置された複数の検出器モジュールを含んでいる。図２に示すように、各検出器モジュールは、ライトガイドを介して、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）または他の半導体をベースにしたタイプの光検出器のような固体光検出器または光検出器アレイに光学的に結合されたシンチレーションブロックを含んでいる。説明の都合上、ＡＰＤを利用する例については、後述することにする。
【００１７】
各個別固体光検出器は、２つ以上のシンチレータに光学的に結合することもでき、あるいは、シンチレータと光検出器とが１対１の構成をなすように結合することも可能である。各ＡＰＤは高電圧源に電気的に接続される。複数のＡＰＤが単一の電圧源を共用することが可能である。ＡＰＤに生じた電荷が、電荷感応前置増幅器、トランスインピーダンス前置増幅器、または、電圧感応前置増幅器のような前置増幅器に集められる。次に、前置増幅器によって生じたパルス信号が、当該技術において一般に知られているような適切なパルス処理電子回路に入力される。
【００１８】
図３には、複数の、例えば３つのＰＥＴ検出器リングが磁気共鳴断層撮影（ＭＲＩ）磁石内に配置された本発明の可能性のある一実施形態が例示されている。従って、各検出器リングの外径はＭＲＩスキャナのジオメトリ内に収容される寸法になっている。ＰＥＴ検出器リングの数は３つよりも多く又は３つよりも少なくすることが可能であり、特定の代替実施形態においては単一のＰＥＴ検出器リングを設けることが可能である。撮像される患者を収容するために患者用テーブルまたはベッドが設けられている。同時に、インタレース式またはインタリーブ式に、あるいは、シーケンス式に、患者に関するＰＥＴ及びＭＲデータ収集を実施することが可能である。
【００１９】
図４には、ＭＲスキャナの視野（ＦＯＶ）内に、２つの平面形ＰＥＴ検出器パネルが設けられて１８０°離れて配置された本発明のもう１つの代替実施形態が示されている。ＰＥＴ検出器パネルは、ＦＯＶ外部の磁気共鳴（ＭＲ）患者用ガントリの端部に配置することも可能である。図４の実施例には、２つのパネルが示されているが、さまざまな代替構成をなすように２つよりも多い検出器パネルを設けることができるのは明らかである。検出器パネルは患者のまわりを部分的にまたは３６０°完全に回転するように構成することが可能である。検出器パネルは動かないように構成することも可能である。各実施形態において、ＰＥＴ検出器モジュールは、ＭＲＩスキャナ内またはＭＲＩスキャナ上に永久的に取り付けることもでき、あるいは、ＭＲＩスキャナから引っ込めることも可能である。
【００２０】
実施例及び試験測定
ＡＰＤベースのＰＥＴモジュールが、作製され、ＭＲスキャナにおいて、本発明による同時ＰＥＴ−ＭＲ画像に用いるための試験を受けた。４つの光学的に分離されたシンチレータブロックから構成されたモジュールが、それぞれ、図５に示すように、２×２のＡＰＤアレイによって読み取りを行う。本発明の実施形態による基本ＡＰＤ検出器設計の１つは、ルテチウムシリコンオキサイド（ＬＳＯ）ブロック設計に基づくものである。シンチレータブロックは、ガラス製ライトガイドに結合された２ｍｍ×２ｍｍ×２０ｍｍのＬＳＯ結晶からなる８×８のアレイである。ＡＰＤはガラス製ライトガイドに結合されている。ＡＰＤは、例えば、カスタムパッケージをなす浜松Ｓ８６６４−５５ＡＰＤ、または、パーキン−エルマー社から入手可能なＡＰＤのような任意の市販のＡＰＤとすることが可能である。ＡＰＤ信号は、電荷感応前置増幅器ＡＳＩＣによって増幅され、ポールゼロ回路によって整形される。従って、１つのモジュールには、４つのＬＳＯブロック、１６個のＡＰＤ、２つのＡＳＩＣ前置増幅器、及び、ポールゼロ電子回路の１６個のチャネルが含まれていた。
【００２１】
モジュールの出力は、エネルギー、タイミング、及び、位置を決定するシーメンス社のピコ３Ｄ電子回路によってサンプリングされディジタル化された。図６には典型的な位置分布が示されている。平均結晶時間分解能（ＰＭＴのプラスチックシンチレータに対する）は１．８ｎｓであり、平均結晶エネルギー分解能は１７％であった。
【００２２】
各モジュールは、銅コーティングされたＦＲ−４ボードから作られたボックス内に実装された。ＦＲ−４ボードはＲＦ遮蔽のために厚さ１０μｍ（１／８ｏｚ．）の銅コーティングを施された。出力信号ケーブルは、ＲＪ４５コネクタを備える長さ７ｍのより線対ケーブルであった。全てのケーブルは、ＲＦ遮蔽されたＭＲ室の壁に取り付けられた貫通板に接続された。電源及びピコ３Ｄ電子回路は、テクニカルルーム内において貫通板のもう一方の側に設けられた。これによって、ＭＲ電子回路がＰＥＴ電子回路から遮蔽されるという保証、また、その逆の保証が得られた。モジュールは、シーメンス  シンフォニー  １．５  テスラ  ＭＲスキャナのトンネル内に配置されＲＦ遮蔽されたガントリに取り付けられた。ガントリの中央には送信／受信ヘッドコイルが配置された。
【００２３】
セットアップ及び両立性測定のために22Ｎａ源が用いられた。同時画像化のために０．５ｍｍきざみで１．０ｍｍ〜３．５ｍｍにわたる穴を備えた小さなデレンゾ（Ｄｅｒｅｎｚｏ）ファントム（直径３２ｍｍ；高さ１６ｍｍ）が回転ホルダ内に配置された。ファントムは、３Ｄ画像化を可能にする１８０°の回転のため、１９ステップで回転させることが可能であった。ファントムには、水及び１．２５ｇのＮｉＳＯ4／リットル（ＭＲ造影剤として）と、約５０ＭＢｑのＦＤＧ（フルオロデオキシグルコース）が充填された。
【００２４】
ＰＥＴモジュールがＭＲの性能に及ぼす影響、並びに、磁場、ＲＦ（高周波）、及び、傾斜パルスがＰＥＴの性能に及ぼす影響を決定するために、測定が実施された。ＰＥＴモジュールがデータを収集している間、ＰＥＴモジュールがＭＲ画像に及ぼす影響を定量化するために、ＭＲシーケンスが実施された。ＰＥＴモジュールをＭＲスキャナ内及びＭＲスキャナ外に配置して、ベースラインＭＲ画像を得た。ＰＥＴモジュールがＭＲトンネル内にある場合には、ＭＲのＳ／Ｎ比は１５％低下した。従って、この影響は、ＰＥＴモジュール及びケーブルの改良された遮蔽を利用することによって軽減することが可能である。
【００２５】
スパイクは例えば静電放電によって発生された広帯域のＲＦスペクトルを有するＲＦ信号である。スパイクは、暗騒音レベルを高くするか、あるいは、画像に正弦波アーチファクトを生じることがある。ＭＲベースライン画像にはスパイクが観測されなかった。ＰＥＴモジュールを所定の位置に配置することによって、ＭＲ頭部ファントム画像が得られた。ファントムに近接したどの磁気部品も、ファントム画像に歪アーチファクトを生じることになる。全ての部品は著しい干渉を排除するために非磁性であるか又はファントムから十分に離れているので、ＰＥＴモジュールまたはガントリによる干渉は見られなかった。
【００２６】
ＰＥＴモジュールによってデータを収集する場合、ＭＲスキャナは、さまざまな程度の傾斜パルス系列及びＲＦパルス系列を送り出した。ＡＰＤ出力信号及びＣＦＤ（Constant Fraction Discriminator）トリガが、その効果を調べるために、オシロスコープで観測された。傾斜及びＲＦパルスのシーケンス制御中に、位置分布データ及びエネルギースペクトルデータも得られた。静磁場測定を実施して、ＰＥＴモジュールがＭＲの性能に及ぼす影響、並びに、磁場、ＲＦ、及び、傾斜パルスがＰＥＴの性能に及ぼす影響が決定された。ＭＲスキャナの静磁場からの影響は観測できなかった。
【００２７】
傾斜パルス系列は、０．１ｍｓのランプ時間及び２ｍｓの繰返し時間で２０ｍＴ／ｍに設定された。傾斜パルスは、頂部のない両極性であり、全部で３方向に送られる。これは、ＭＲスキャナによるできるだけ多くの誘導を生じさせることに関して、極めて積極的な系列である。この系列は２０分間送られた。最大磁束密度の領域に検出器が配置された。オシロスコープを用いることによって、検出器モジュールからの出力信号に傾斜パルスが観測された。しかし、傾斜パルスはＣＦＤをトリガせず、従ってエネルギースペクトル及び位置分布に見られなかった。しかし、傾斜パルスは、真の事象信号を阻止し、システムの不感時間を事実上増大させた。この影響はＰＥＴシステム内のグラウンドループを最小限に抑えることによって軽減できた。
【００２８】
ＲＦパルス系列が、７３０Ｖの振幅、１ｍｓのパルス幅、１０ｍｓの繰返し時間で送られた。これは約３０μＴのＢ１磁束密度に対応する。やはり、これはＭＲスキャナに関して積極的な系列である。この系列は１０分間送り出された。オシロスコープを用いることによって、検出器モジュールからの出力信号にＲＦパルスが観測された。しかし、傾斜パルスとは異なり、ＲＦパルスはＣＦＤをトリガし、従って、エネルギースペクトルに見受けられた。しかし、ＲＦパルスは、エネルギースペクトルに低エネルギー計数を生じ、従って５１１ｋｅＶの光電ピークに影響を及ぼさなかった。ＰＥＴ電子回路の通常のシステムエネルギーゲーティングのために、図７に示すように、位置分布にはＲＦパルスの影響が見られなかった。しかし、ＲＦパルスは、やはり、ＰＥＴシステムの不感時間を増大させることになるであろう。ＲＦ遮蔽を改善すれば、この影響の軽減に役立つ可能性がある。
【００２９】
統合システムの原理証明の両立性を示すためにＰＥＴ画像とＭＲ画像とが同時に獲得された。ＰＥＴ画像はステップアンドシュート法を利用して得られた。ＰＥＴデータは、Ｄｅｒｅｎｚｏファントムを用いて、１９個の回転位置のそれぞれについて収集された。ＰＥＴ獲得時間は、最初のステップの６分から最終ステップの２１分の範囲に及んだ（ＦＤＧ半減期を補正するため）。５分の全獲得時間にわたって、２Ｄ傾斜エコーシーケンス及び３Ｄ傾斜エコーシーケンスが後続するスピンエコーシーケンスを利用することによって、１９個のファントム位置のそれぞれについてＭＲ画像が得られた。全ての位置を利用して、ＰＥＴ画像が再構成された。
【００３０】
図８には、ＭＲ画像、ＰＥＴ画像、及び、融合画像が示されている。画像には、アーチファクトは示されていない。ＭＲ画像には、全ての穴をはっきりと認めることが可能であり、ＰＥＴ画像において観察できる最小の穴は２ｍｍの穴である。これらの測定結果は、本発明によるＡＰＤベースのＰＥＴ−ＭＲ統合スキャナの利点を立証している。画像のアーチファクトまたは歪みを生じることなく、ＰＥＴとＭＲとの同時撮像を実現することが可能である。ＰＥＴ−ＭＲ脳スキャナのための代替モジュール式ＡＰＤ検出器は、図９に示すように、ＭＲトンネルの厳しいスペース制約に適合するため、スタック式ボード設計をベースにすることが可能である。
【００３１】
通常の当業者には当然明らかなように、本発明は、望ましい実施形態とみなされるものに関して例示され、解説されたが、本発明の精神及び範囲を逸脱することなく、本発明に対してさまざまな変更及び修正を加えることが可能である。従って、云うまでもないが、本発明が、本明細書に開示の特定の実施形態に制限されることはない。
【図１】
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【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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