(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線管または検出器の少なくとも一方を回転させると共にそれらＸ線管または検出器に対して被検体を相対的に直線移動しながらデータを収集するヘリカルスキャンを行うＸ線ＣＴ装置において、
前記ヘリカルスキャンされる被検体が楕円形の断面形状をしており、断層像を再構成する位置から前後にそれぞれπ回転した２π分のデータを用いて重み付け補間演算を行うことにより前記断層像を再構成する場合に、前記断層像を再構成する位置において前記Ｘ線管とＸ線管または検出器の少なくとも一方が回転する回転中心とを結ぶ直線上のＸ線が前記被検体の楕円形における短軸上と一致するように、Ｘ線管または検出器の少なくとも一方をオフセット回転させてＸ線管または検出器の回転角度と被検体の位置の関係を制御してデータを収集するデータ収集制御手段を具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
請求項１にＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線管及び前記検出器は、前記被検体を挟んで互いに対向して配置されており、
前記Ｘ線管及び前記検出器が回転してヘリカルスキャンが行われることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置において、
前記ヘリカルスキャンを行う前に、Ｘ線管及び検出器を固定して第１のスカウトスキャンを行い、次にＸ線管をπ／２回転させてその位置でＸ線管及び検出器を固定して第２のスカウトスキャンを行うことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、データ収集方法およびＸ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に関し、さらに詳しくは、画像ノイズを確実に小さくすることが出来るＸ線ＣＴ装置のデータ収集方法およびＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線ＣＴ装置において、Ｘ線管または検出器の少なくとも一方を回転させると共にそれらＸ線管または検出器に対して被検体を相対的に直線移動しながらデータを収集するスキャンはヘリカルスキャン（ｈｅｌｉｃａｌ  ｓｃａｎ）と呼ばれる。
【０００３】
図１１は、ヘリカルスキャンによる従来のデータ収集処理のフローチャートである。
ステップＶ１では、操作者がスキャンパラメータを設定する。スキャンパラメータとしては、Ｘ線管電流，ビーム幅などのスキャン条件や、スキャン開始位置，スキャン終了位置，１回転時間，１回転当たりの移動距離，スキャン部位，補間演算アルゴリズムなどがある。
ステップＶ６では、Ｘ線管と検出器を回転させると共に、被検体を乗せた撮影テーブルを直線移動させる。
ステップＶ７では、撮影テーブルの移動によりスキャン開始位置がＸ線管と検出器の位置に到達したかを判定し、到達したならステップＶ８に進む。
ステップＶ８，Ｖ９では、撮影テーブルの移動によりスキャン終了位置がＸ線管と検出器の位置に到達するまでデータを収集し、到達したならデータ収集処理を終了する。
【０００４】
ヘリカルスキャンにより収集したデータは、直線移動の軸上の一つの位置では１つのビューのデータしかないため、画像再構成に必要な他のビューのデータは断層像位置（断層像を再構成する位置）の近傍のデータを用いた補間演算により算出している。すなわち、断層像位置でのビューのデータはそれを採用し、断層像位置でのビュー以外のビューのデータは断層像位置の前後の最近傍の当該ビューの２つのデータの重み付け平均により算出している。この重みの付け方によって、２回転線形補間，１回転線形補間，１回転非線形補間，半回転補間などの補間演算アルゴリズムがある。
図１２の（ａ）に示すように、２回転線形補間は、データ相対角度θ＝２πの位置を断層像位置とし、θ＝２πで重みα＝１とし、θ＝０およびθ＝４πで重みα＝０とし、０≦θ≦２πおよび２π≦θ≦４πで線形に変化する重みαを付ける補間演算アルゴリズムである。この２回転線形補間を用いると、アーチファクトを低減できる。
図１２の（ｂ）に示すように、１回転線形補間は、データ相対角度θ＝πの位置を断層像位置とし、θ＝πで重みα＝１とし、θ＝０およびθ＝２πで重みα＝０とし、０≦θ≦πおよびπ≦θ≦２πで線形に変化する重みαを付ける補間演算アルゴリズムである。
図１２の（ｃ）に示すように、１回転非線形補間は、データ相対角度θ＝πの位置を断層像位置とし、θ＝πで重みα＝１とし、θ＝０およびθ＝２πで重みα＝０とし、θ＝０，θ＝π，θ＝２πの近傍では緩やか変化し、θ＝π／２，θ＝３π／２の付近では急激に変化する重みαを付ける補間演算アルゴリズムである。
図１２の（ｄ）に示すように、半回転補間は、データ相対角度θ＝π／２の位置を断層像位置とし、π／４≦θ≦３π／４で重みα＝１とし、θ＝０およびθ＝πで重みα＝０とし、０≦θ≦π／４および３π／４≦θ≦πで線形に変化する重みαを付ける補間演算アルゴリズムである。この半回転補間を用いると、時間分解能を小さくできる。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
図１３は、一つのデータを収集する状況の説明図である。
Ｘ線管２１から放射されたＸ線は、コリメータ（ｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ）２２によって薄い扇形のＸ線ビームＸｒに絞られ、被検体Ｈの腹部Ｓおよび撮影テーブル１０を透過し、検出器２３に入射する。Ｘ線ビームＸｒの中心線Ｌが垂直軸となす角度φ（以下、データ収集角度という）によりＸ線管２１および検出器２３の回転角度を表わすとき、図１３はデータ収集角度φ＝０でデータを収集する状況を示している。
図１４は、データ収集角度φ＝π／２でデータを収集する状況の説明図である。
【０００６】
腹部Ｓは偏平な楕円形の断面形状をしているため、図１３ではＸ線が被検体Ｈを透過する距離が短くなり、図１４ではＸ線が被検体Ｈを透過する距離が長くなっている。このため、図１３のφ＝０では検出器２３の出力は大きく、図１４のφ＝π／２では検出器２３の出力は小さくなる。
図１５は、データ収集角度φと検出器２３の出力Ｄの関係を示す説明図である。
【０００７】
図１６は、１回転線形補間を採用し且つ断層像位置でのデータ収集角度φ＝πとしたときの検出器２３の出力Ｄと重みαの関係を示す説明図である。
この場合、データ相対角度θ＝０からθ＝２πまでのデータが必要であるため、データ相対角度θ＝０に対応するデータ収集角度φ＝０がスキャン開始位置となり、θ＝２πに対応するφ＝０がスキャン終了位置となる。
図１６から判るように、重みαの最も大きいデータ相対角度θ＝πにおいて検出器２３の出力Ｄも最も大きくなっている。検出器２３の出力Ｄが大きいときはＳＮＲ（Ｓｉｇｎａｌ  ｔｏ  Ｎｏｉｓｅ  Ｒａｔｉｏ）が良くなるため、これに大きい重みαを付ける場合には、画像ノイズが少なくなる。
【０００８】
図１７は、１回転線形補間を採用し且つ断層像位置でのデータ収集角度φ＝３π／２としたときの検出器２３の出力Ｄと重みαの関係の説明図である。
この場合、データ相対角度θ＝０に対応するデータ収集角度φ＝π／２がスキャン開始位置となり、θ＝２πに対応するφ＝π／２がスキャン終了位置となる。
図１７から判るように、重みαの最も大きいデータ相対角度θ＝πにおいて検出器２３の出力Ｄは最も小さくなっている。検出器２３の出力Ｄが小さいときはＳＮＲが悪化するため、これに大きい重みαを付ける場合には、画像ノイズが増加する。
【０００９】
図１６と図１７を比較すれば判るように、仰向けに寝た被検体Ｈの腹部Ｓをヘリカルスキャンし且つ１回転線形補間を採用する場合には、スキャン開始位置でのデータ収集角度φ＝０とするのが最も好ましく、スキャン開始位置でのデータ収集角度φ＝π／２とするのが最も好ましくない。
【００１０】
ところが、従来のＸ線ＣＴ装置では、スキャン開始位置でのデータ収集角度φがランダムであるか、固定になっていた。
しかし、スキャン開始位置でのデータ収集角度φがランダムであると、図１８に示すように、重みαの最も大きいデータ相対角度θ＝πにおいて検出器２３の出力Ｄが最も大きくなるという保証がなく、画像ノイズを確実に小さくできない問題点がある。
一方、例えばスキャン開始位置でのデータ収集角度φ＝０に固定であると、仰向けに寝た被検体Ｈの腹部Ｓをヘリカルスキャンする場合には画像ノイズが最小になるが、例えば横向きに寝た被検体Ｈの腹部Ｓをヘリカルスキャンする場合や仰向けに寝た被検体Ｈの頭部Ｓをヘリカルスキャンする場合には、図１９に示すようなデータ収集角度φと検出器２３の出力Ｄの関係になるため（図１９は図１５のグラフをπ／２ずらせたものに相当する）、図１７に示す検出器２３の出力Ｄと重みαの関係となり、画像ノイズが最大になってしまう問題点がある。
そこで、この発明の目的は、画像ノイズを確実に小さくすることが出来るＸ線ＣＴ装置のデータ収集方法およびＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
第１の観点では、この発明は、Ｘ線管または検出器の少なくとも一方を回転させると共にそれらＸ線管または検出器に対して被検体を相対的に直線移動しながらデータを収集するＸ線ＣＴ装置のデータ収集方法において、Ｘ線が断層像位置で被検体を透過する距離が短くなるようにＸ線管または検出器の回転角度と被検体の位置の関係を制御してデータを収集することを特徴とするＸ線ＣＴ装置のデータ収集方法を提供する。
上記第１の観点によるデータ収集方法では、Ｘ線管または検出器の回転角度と被検体の位置の関係を制御して、Ｘ線が断層像位置で被検体を透過する距離が短くなるようにするため、補間演算時の重みの最も大きいデータに対応する検出器の出力が大きくなる。検出器の出力が大きいときはＳＮＲが良くなるため、画像ノイズを確実に小さくできる。
【００１２】
第２の観点では、この発明は、Ｘ線管または検出器の少なくとも一方を回転させると共にそれらＸ線管または検出器に対して被検体を相対的に直線移動しながらデータを収集するＸ線ＣＴ装置において、Ｘ線が断層像位置で被検体を透過する距離が短くなるようにＸ線管または検出器の回転角度と被検体の位置の関係を制御してデータを収集するデータ収集制御手段を具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第２の観点によるＸ線ＣＴ装置によれば、上記第１の観点によるデータ収集方法を好適に実施でき、画像ノイズを確実に小さくできる。
【００１３】
第３の観点では、この発明は、Ｘ線管または検出器の少なくとも一方を回転させると共にそれらＸ線管または検出器に対して被検体を相対的に直線移動しながらデータを収集するＸ線ＣＴ装置において、前記直線移動の軸上のスキャン開始位置を設定するスキャン開始位置設定手段と、前記スキャン開始位置でのスキャン開始角度を設定するスキャン開始角度設定手段と、前記スキャン開始位置で前記スキャン開始角度になるようにＸ線管または検出器の角度と被検体の位置の関係を制御してデータを収集するデータ収集制御手段とを具備したことを特徴とするＸ線ＣＴ装置を提供する。
上記第３の観点によるＸ線ＣＴ装置によれば、スキャン開始位置とそのスキャン開始位置でのスキャン開始角度を設定するだけで、上記第１の観点によるデータ収集方法を実施できる。従って、画像ノイズを確実に小さくでき、操作も簡単になる。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、図に示すこの発明の実施形態に基づいてこの発明をさらに詳しく説明する。なお、これによりこの発明が限定されるものではない。
【００１５】
−第１の実施形態−
図１は、この発明の第１の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置１００のブロック図である。
このＸ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガントリ２０とを具備している。
前記操作コンソール１は、操作者の指示や情報などを受け付ける入力装置２と、スキャン処理や補間処理や画像再構成処理などを実行する中央処理装置３と、制御信号などを撮影テーブル１０や走査ガントリ２０へ出力する制御インタフェース４と、走査ガントリ２０で取得したデータを収集するデータ収集バッファ５と、画像などを表示するＣＲＴ６と、各種のデータやプログラムを記憶する記憶装置７とを具備している。
前記撮影テーブル１０は、被検体を乗せて体軸方向（図１３のＺ軸方向）に移動させる。
前記走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、コリメータ２２と、検出器２３と、被検体の体軸の回りにＸ線管２１や検出器２３などを回転させる回転コントローラ２４と、Ｘ線照射のタイミングや強度を調整するＸ線コントローラ２５と、データ収集部２６とを具備している。
【００１６】
図２は、上記Ｘ線ＣＴ装置１００におけるヘリカルスキャンによるデータ収集処理のフローチャートである。
ステップＶ１では、操作者がスキャンパラメータを設定する。スキャンパラメータとしては、Ｘ線管電流，ビーム幅などのスキャン条件や、スキャン開始位置，スキャン終了位置，１回転時間，１回転当たりの移動距離，スキャン部位，補間演算アルゴリズムなどがある。
【００１７】
ステップＶ２では、スキャン部位や補間演算アルゴリズムに応じて、デフォルト（ｄｅｆａｕｌｔ）のスキャン開始角度φｓを設定する。例えば、次のように設定する。
（１）スキャン部位が頭部で補間演算アルゴリズムが１回転線形補間ならば、スキャン開始角度φｓ＝π／２または３π／２とする。φｓ＝π／２とするか，φｓ＝３π／２とするかは、現在位置φｐによって選択する。
（２）スキャン部位が腹部で補間演算アルゴリズムが１回転線形補間ならば、スキャン開始角度φｓ＝０またはπとする。φｓ＝０とするか，φｓ＝πとするかは、現在位置φｐによって選択する。
【００１８】
図３に、仰向けに寝た被検体の頭部がスキャン部位であるときの断層像位置（データ相対角度θ＝π）での好ましいデータ収集角度φを示す。
好ましいデータ収集角度φは、π／２または３π／２である。
図４に、断層像位置（データ相対角度θ＝π）でデータ収集角度φ＝π／２とし且つ１回転線形補間を用いたときのデータ相対角度θとデータ収集角度φの関係を示す。
図４の  ｃｏｓ｛φ｝の曲線からスキャン開始角度φｓ＝３π／２と判る。これは上記（１）のデフォルトのスキャン開始角度φｓの一方である。また、曲線を現在位置まで延長することにより現在位置での好ましいＸ線管２１の回転角度φｉが判る。そこで、現在角度φｐから前記回転角度φｉまでオフセット回転させておき、そこから回転および直線移動を開始し、スキャン開始位置に到達した時にデータ収集を開始するとよいことが判る。
図５に、断層像位置（データ相対角度θ＝π）でデータ収集角度φ＝３π／２とし且つ１回転線形補間を用いたときのデータ相対角度θとデータ収集角度φの関係を示す。
図５の  ｃｏｓ｛φ｝の曲線からスキャン開始角度φｓ＝π／２と判る。これは上記（１）のデフォルトのスキャン開始角度φｓの他方である。また、曲線を現在位置まで延長することにより現在位置での好ましいＸ線管２１の回転角度φｉが判る。そこで、現在角度φｐから前記回転角度φｉまでオフセット回転させておき、そこから回転および直線移動を開始し、スキャン開始位置に到達した時にデータ収集を開始するとよいことが判る。
そして、φｓ＝π／２とするか，φｓ＝３π／２とするかは、オフセット回転量が少ない方を選択すればよい。
【００１９】
図６に、仰向けに寝た被検体の腹部がスキャン部位であるときの断層像位置（データ相対角度θ＝π）での好ましいデータ収集角度φを示す。
好ましいデータ収集角度φは、０またはπである。
図７に、断層像位置（データ相対角度θ＝π）でデータ収集角度φ＝０とし且つ１回転線形補間を用いたときのデータ相対角度θとデータ収集角度φの関係を示す。
図７の  ｃｏｓ｛φ｝の曲線からスキャン開始角度φｓ＝πと判る。これは上記（２）のデフォルトのスキャン開始角度φｓの一方である。また、曲線を現在位置まで延長することにより現在位置での好ましいＸ線管２１の回転角度φｉが判る。そこで、現在角度φｐから前記回転角度φｉまでオフセット回転させておき、そこから回転および直線移動を開始し、スキャン開始位置に到達した時にデータ収集を開始するとよいことが判る。
図８に、断層像位置（データ相対角度θ＝π）でデータ収集角度φ＝３π／２とし且つ１回転線形補間を用いたときのデータ相対角度θとデータ収集角度φの関係を示す。
図８の  ｃｏｓ｛φ｝の曲線からスキャン開始角度φｓ＝０と判る。これは上記（２）のデフォルトのスキャン開始角度φｓの他方である。また、曲線を現在位置まで延長することにより現在位置での好ましいＸ線管２１の回転角度φｉが判る。そこで、現在角度φｐから前記回転角度φｉまでオフセット回転させておき、そこから回転および直線移動を開始し、スキャン開始位置に到達した時にデータ収集を開始するとよいことが判る。
そして、φｓ＝０とするか，φｓ＝πとするかは、オフセット回転量が少ない方を選択すればよい。
【００２０】
図２に戻り、ステップＶ３では、デフォルトのスキャン開始角度φｓを表示し、これが適正か否かを操作者に判定させる。操作者が不適正と判定したならステップＶ４に進み、適正と判定したならステップＶ５に進む。デフォルトのスキャン開始角度φｓは成人の被検体Ｈが仰向きに寝ている状態を想定しているため、これと異なる被検体Ｈの状態なら不適正と判定する。
ステップＶ４では、操作者はデフォルトのスキャン開始角度φｓを適正なスキャン開始角度φｓに設定変更する。
ステップＶ５では、上記オフセット回転量だけＸ線管２１と検出器２３をオフセット回転させる。
【００２１】
ステップＶ６では、Ｘ線管２１と検出器２３を回転させると共に、被検体Ｈを乗せた撮影テーブル１０を直線移動させる。
ステップＶ７では、撮影テーブル１０の移動によりスキャン開始位置がＸ線管２１と検出器２３の位置に到達したかを判定し、到達したならステップＶ８に進む。
ステップＶ８，Ｖ９では、撮影テーブル１０の移動によりスキャン終了位置がＸ線管２１と検出器２３の位置に到達するまでデータを収集し、到達したならデータ収集処理を終了する。
【００２２】
図９は、上記データ収集処理を実行した場合の検出器２３の出力Ｄと１回転線形補間アルゴリズムにおける重みαの関係を示す説明図である。
このように、確実に、重みαの最も大きいデータ相対角度θ＝πにおいて検出器２３の出力Ｄが最も大きくなる。従って、上記Ｘ線ＣＴ装置１００によれば、確実に画像ノイズを小さくすることが出来る。
【００２３】
−第２の実施形態−
第２の実施形態は、上記第１の実施形態における図２の処理手順を図１０の処理手順に代えたものである。
図１０のフローチャートは、図２のフローチャートのステップＶ２をステップＶ２ａ，Ｖ２ｂ，Ｖ２ｃに代えたものである。そこで、図１０のステップＶ２ａ，Ｖ２ｂ，Ｖ２ｃについて説明する。
ステップＶ２ａでは、Ｘ線管２１の回転角度を“０”に固定して被検体Ｈをスカウトスキャン（ｓｃｏｕｔ  ｓｃａｎ）する。
ステップＶ２ｂでは、Ｘ線管２１の回転角度を“π／２”に固定して被検体Ｈをスカウトスキャンする。
ステップＶ２ｃでは、２つの直交する角度で被検体Ｈをスカウトスキャンした結果から、Ｘ線が断層像位置で被検体Ｈを透過する距離が最も短くなるＸ線管２１の回転角度を算出する。そして、その回転角度と補間演算アルゴリズムに応じて、スキャン開始角度φｓを算出し、設定する。
上記第２の実施形態のＸ線ＣＴ装置によっても、確実に画像ノイズを小さくすることが出来る。
【００２４】
【発明の効果】
この発明のＸ線ＣＴ装置のデータ収集方法およびＸ線ＣＴ装置によれば、被検体の断面形状に対応してＸ線管または検出器の回転角度と被検体の位置の関係を制御してデータを収集するため、確実に画像ノイズを抑制することが出来る。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置のブロック図である。
【図２】第１の実施形態にかかるデータ収集処理のフローチャートである。
【図３】仰向けに寝た被検体の頭部がスキャン部位であるときの断層像位置での好ましいデータ収集角度の説明図である。
【図４】断層像位置でデータ収集角度φ＝π／２とし且つ１回転線形補間を用いたときのデータ相対角度θとデータ収集角度φの関係を示す説明図である。
【図５】断層像位置でデータ収集角度φ＝３π／２とし且つ１回転線形補間を用いたときのデータ相対角度θとデータ収集角度φの関係を示す説明図である。
【図６】仰向けに寝た被検体の腹部がスキャン部位であるときの断層像位置での好ましいデータ収集角度の説明図である。
【図７】断層像位置でデータ収集角度φ＝０とし且つ１回転線形補間を用いたときのデータ相対角度θとデータ収集角度φの関係を示す説明図である。
【図８】断層像位置でデータ収集角度φ＝πとし且つ１回転線形補間を用いたときのデータ相対角度θとデータ収集角度φの関係を示す説明図である。
【図９】図２のデータ収集処理を実行した場合の検出器の出力と１回転線形補間アルゴリズムにおける重みの関係を示す説明図である。
【図１０】第２の実施形態にかかるデータ収集処理のフローチャートである。
【図１１】従来のＸ線ＣＴ装置におけるデータ収集処理のフローチャートである。
【図１２】補間演算アルゴリズムと重みの付け方の説明図である。
【図１３】Ｘ線ＣＴ装置で腹部をスキャンする状況（データ収集角度φ＝０）の説明図である。
【図１４】Ｘ線ＣＴ装置で腹部をスキャンする状況（データ収集角度φ＝π／２）の説明図である。
【図１５】腹部をスキャンしたときの検出器の出力の大きさとデータ収集角度の関係の説明図である。
【図１６】１回転線形補間を採用し且つ断層像位置でのデータ収集角度φ＝πとしたときの検出器の出力と補間演算の重みの関係を示す説明図である。
【図１７】１回転線形補間を採用し且つ断層像位置でのデータ収集角度φ＝３π／２としたときの検出器の出力と補間演算の重みの関係を示す説明図である。
【図１８】１回転線形補間を採用し且つ断層像位置でのデータ収集角度φがランダムであるときの検出器の出力と補間演算の重みの関係を示す説明図である。
【図１９】頭部をスキャンしたときの検出器の出力の大きさとデータ収集角度の関係の説明図である。
【符号の説明】
１００            Ｘ線ＣＴ装置
２                入力装置
３                中央処理装置
２０              走査ガントリ
２１              Ｘ線管
２２              コリメータ
２３              検出器
Ｘｒ              Ｘ線ビーム
α                重み
θ                データ相対角度
φ                データ収集角度
φｓ              スキャン開始角度
φｐ              現在角度
φｉ              現在位置での好ましい角度
【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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【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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【図１９】
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