(57)【要約】【課題】鮮鋭性のＸ線画像が得られ、特に画像診断に用いることができる。【解決手段】デジタルＸ線拡大撮影出力システムＳは、５０μｍ以上２００μｍ以下の焦点サイズを有するＸ線管１０と、このＸ線管１０からのＸ線の撮影で被写体１１のＸ線画像を検出して１．２倍以上５倍以下のデジタルＸ線拡大位相イメージングを行うＸ線画像検出器１２と、このＸ線画像検出器１２からのデジタルＸ線画像信号を得て画素サイズが５０μｍ以上２００μｍ以下で且つコントラスト比が１０００以上１００００以下の液晶で画像を表示する液晶モニタ画像表示装置１４ｂと、を有する。【選択図】図４
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
５０μｍ以上２００μｍ以下の焦点サイズを有するＸ線管と、
このＸ線管からのＸ線の撮影で被写体のＸ線画像を検出して１．２倍以上５倍以下のデジタルＸ線拡大位相イメージングを行うＸ線画像検出器と、
このＸ線画像検出器からのデジタルＸ線画像信号を得て画素サイズが５０μｍ以上２００μｍ以下で且つコントラスト比が１０００以上１００００以下の液晶で画像を表示する液晶モニタ画像表示装置と、
を有することを特徴とするデジタルＸ線拡大撮影出力システム。
【請求項２】
前記表示される画像が医用診断画像であることを特徴とする請求項１または請求項２のいずれかに記載のデジタルＸ線拡大撮影出力システム。
【請求項３】
前記表示される画像が乳房Ｘ線画像であることを特徴とする請求項１または請求項２のいずれかに記載のデジタルＸ線拡大撮影出力システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、特に医用画像診断に用い、鮮鋭性のよい画像診断用のＸ線画像が得られるデジタルＸ線拡大撮影出力システムに関する。
【０００２】
【従来技術】
昨今、診断用医用画像撮影はデジタル撮影が広く行われるようになってきている。すなわち、使用されるＸ線画像検出器は、従来の銀塩フィルムではなく、コンピューテッドラジオグラフィ（ＣＲ）やフラットパネルＸ線ディテクタＦＰＤ）などが、デジタルＸ線医用画像検出器として使用される。そして、撮影された画像は銀塩フィルムなどの記録媒体に出力されて画像診断に供せられる。最近は、陰極管や液晶表示デバイス上のモニタ画像による画像診断が行なわれるようになってきた（例えば、特許文献１参照）。
【０００３】
【特許文献１】
特開２００１−２９９７３３号公報（第１〜３４頁、図１、２、１０、１４、１５、１６、１７、２７、２８）
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
このようなデジタルＸ線医用画像検出器では、画像検出最小単位の大きさ、すなわち画素サイズが、５０μｍから３００μｍ程度（１辺の長さ）である。従って、この画素サイズより小さい構造物の検出はできず、またそれと同程度の大きさである被写体の画像辺縁は不鮮明とならざるを得ない。そこで、拡大撮影を行ない、さらにその拡大撮影画像をそのまま表示することによって、Ｘ線画像検出器の画素サイズによる制限を緩和でき、その画素サイズより小さい構造物を描出することができるはずである。
【０００５】
しかし、従来の拡大撮影では、幾何学的不鋭と呼ばれる画像のボケが生じて、必ずしもより小さい構造物を検出できるとは限らず、ボケ画像となる（図８）。デジタルＸ線検出器で撮影された医用画像は、陰極管モニタ上で診断されるようになってきた。しかし陰極管は画面のギラツキがあり、また大画面用は重量および体積が大きく、さらに電力消費が多く発熱が著しい。そこで、これらの欠点のない液晶モニタが医用画像診断用として期待されている。
【０００６】
このとき、画像診断に用いるためには、画像検出器同様に、画像表示の最小単位である画素サイズが十分に小さいことが求められている。さらに、液晶モニタは、陰極線管（ブラウン管）のようには、画面の輝度幅を十分にとることができず、画像コントラストが制限をうけた不鮮明な画像となる欠点がある。
【０００７】
上記の課題は、とくにｌｍｍ以下の大きさの微小石灰化などを検知せねばならないといわれる乳房画像診断には大きな問題であり、乳がん診断の精度向上には、解決せねばならない課題である。
【０００８】
この発明では、かかる実情に鑑みてなされたもので、鮮鋭性のＸ線画像が得られ、特に画像診断に用いることができるデジタルＸ線拡大撮影出力システムを提供することを目的としている。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
前記課題を解決し、かつ目的を達成するために、この発明は、以下のように構成した。
【００１０】
請求項１に記載の発明は、５０μｍ以上２００μｍ以下の焦点サイズを有するＸ線管と、
このＸ線管からのＸ線の撮影で被写体のＸ線画像を検出して１．２倍以上５倍以下のデジタルＸ線拡大位相イメージングを行うＸ線画像検出器と、
このＸ線画像検出器からのデジタルＸ線画像信号を得て画素サイズが５０μｍ以上２００μｍ以下で且つコントラスト比が１０００以上１００００以下の液晶で画像を表示する液晶モニタ画像表示装置と、
を有することを特徴とするデジタルＸ線拡大撮影出力システムである。
【００１１】
この請求項１に記載の発明によれば、デジタルＸ線画像信号を得て画素サイズが５０μｍ以上２００μｍ以下で且つコントラスト比が１０００以上１００００以下の液晶で画像を表示することで、鮮鋭性のよいＸ線画像が得られる。
【００１２】
請求項２に記載の発明は、前記表示される画像が医用診断画像であることを特徴とする請求項１または請求項２のいずれかに記載のデジタルＸ線拡大撮影出力システムである。
【００１３】
この請求項２に記載の発明によれば、表示される画像が医用診断画像であり、画像診断に用いられる。
【００１４】
請求項３に記載の発明は、前記表示される画像が乳房Ｘ線画像であることを特徴とする請求項１または請求項２のいずれかに記載のデジタルＸ線拡大撮影出力システムである。
【００１５】
この請求項３に記載の発明によれば、表示される画像が乳房Ｘ線画像であり、とくにｌｍｍ以下の大きさの微小石灰化などを検知せねばならないといわれる乳房画像診断に用いられ、乳がん診断の精度を向上することができる。
【００１６】
【発明の実施の形態】
以下、この発明のデジタルＸ線拡大撮影出力システムの実施の形態を図面に基づいて詳細に説明するが、この発明は、この実施の形態に限定されない。
【００１７】
まず、デジタルＸ線拡大撮影について説明する。
【００１８】
図１はデジタルＸ線拡大撮影の原理図、図２は位相イメージングによるエッジ強調画像を示す図、図３はデジタルＸ線拡大位相画像撮影を示す図である。
【００１９】
デジタルＸ線拡大撮影は、図１に示すように、所定の焦点サイズを有するＸ線管１０を用い、このＸ線管１０からＸ線を照射して被写体１１の拡大Ｘ線画像撮影を行ない、このＸ線画像をＸ線画像検出器１２で検出し、画像処理装置１３で画像処理して出力装置１４により出力する。医療現場では、拡大Ｘ線画像撮影では幾何学的不鋭によって画像のボケＢを被ることが常識である。
【００２０】
このため、図２に示すように、位相イメージングを行なうことによって画像のボケＢをなくすことができる。すなわち、位相イメージングとは、Ｘ線が円柱等の物体を透過するとわずかであるがＸ線が屈折する性質を利用して、被写体画像の辺縁部を強調（エッジ強調）し、鮮鋭性のよい画像を得る方法である。
【００２１】
この位相イメージングは放射光のＸ線を用いる方法や焦点サイズが３０μｍ以下の微小焦点Ｘ線管を用いる方法が知られている。しかし、これらの方法は、広く医療現場で用いることができない。一方、熱電子Ｘ線管を用いる位相イメージングは、Ｘ線管の焦点サイズが５０μｍ以上であり２００μｍ以下のとき、拡大率が１．２倍以上５倍以下という条件で行うことができることがわかっており、特開２００１−９１４７９号公報や特開２００１−３１１７０１号公報に開示されている。
【００２２】
ここでの位相イメージングは、図３で示すように、被写体１１が被写体固定手段１５で固定され、この被写体１１とＸ線検出器１２との距離をあけるために、実質的に拡大撮影である。すなわち、拡大撮影による幾何学的不鋭は、上記位相イメージングによって解決することができる。ここで、得られたデジタル位相画像を液晶画面上に表示するとき、１ｍｍ以下の大きさの病変を観察して診断するには、液晶の画素サイズは５０μｍ以上２００μｍ以下の大きさであることが必要である。同時に、診断用乳房写真画像では、画像濃度範囲が十分に広い必要がある。例えば、従来使用されている銀塩フィルム画像の最高濃度は３以上であり、とくに乳房画像の場合は、画像濃度４程度まで高いことが望まれている。
【００２３】
このとき液晶において、表示する明るさの最大と最小との画像濃度範囲はコントラスト比として表す。画像濃度３以上ということはコントラスト比が１０００であることに対応し、さらに画像濃度４はコントラスト比１００００に対応する。従って、コントラスト比が１０００以上で１００００以下のとき、画像診断のために十分に広い画像表示の明度幅を得ることができる。とくに微細な構造を読影する乳房Ｘ線画像診断には非常に有用である。
【００２４】
次に、この発明のデジタルＸ線拡大撮影出力システムの実施形態の例を、図４乃至図７に示す。図４はデジタルＸ線拡大撮影出力システムの概略構成図、図５は位相コントラストを説明する図、図６は位相コントラストの半値幅を説明する図、図７は液晶画像表示モニタを説明する図である。
【００２５】
この発明のデジタルＸ線拡大撮影出力システムＳは、図４に示すように、デジタルＸ線拡大撮影システムＳ１と画像出力システムＳ２とを有する。デジタルＸ線拡大撮影システムＳ１は、図３に示すように、熱電子Ｘ線管１０を用いるＸ線源、そしてＣＲやＦＰＤなどのＸ線画像の２次元平面Ｘ線画像検出器１２等で構成される。画像出力システムＳ２は、図４に示すように、画像処理装置１３、出力装置１４等で構成される。画像処理装置１３は、画像処理部１３ａ、ＣＡＤ部１３ｂとを有する。出力装置１４は、画像プリント出力装置１４ａ、液晶モニタ画像表示装置１４ｂ、画像保存装置１４ｃ及びインターネット１４ｄ等を有する。
【００２６】
ここで得られるデジタルＸ線画像は、画像処理装置１３の画像処理部１３ａで階調処理や周波数処理など適切に画像処理が画像行なわれ、液晶モニタ画像表示装置１４ｂを構成する液晶ディスプレイに映し出し、画像診断等の目的に使用される。撮影した画像は、画像プリント出力装置１４ａを構成するレーザーイメージャなどで透過画像Ｘ線フィルムやインクジェットプリンタなどで反射画像としてプリントすることができる。また、インターネット１４ｄなどを利用して、遠隔地へ画像転送を容易に行なうこともできる。
【００２７】
Ｘ線は、図５に示すように、被写体１１の物質を透過する。そして物質を透過するとき、その物質を構成する原子による光電効果やコンプトン散乱によりＸ線が吸収される。Ｘ線の吸収量は原子量に依存する。従って、Ｘ線が物体を透過した後に、原子の分布に従い２次元的にＸ線強度分布を、Ｘ線画像検出器１２で得ることでＸ線画像が得られる。ここで得られる画像濃度として生ずるＸ線強度差を一般に濃度コントラストといわれる。１８９５年のレントゲン博士のＸ線発見以来、Ｘ線画像として利用されてきた原理である。一方１９９０年代に入り、位相コントラストＸ線画像の研究が広く行なわれ始めた。Ｘ線は電磁波であるために、光同様の性質を有する。即ち、屈折や干渉が生ずる。この性質によって得られるＸ線強度差を位相コントラストと呼ばれる。位相コントラストによって、従来の吸収コントラスト画像の辺縁がシャープに描写されることが見出された。
【００２８】
しかし、可視光線と比較して、Ｘ線の屈折率は極めて小さいため、従来のＸ線画像撮影方法では位相コントラスト画像は観測されなかった。そしてＸ線の波長は可視光線の３桁ほど小さいために、その干渉をコントロールして位相コントラスト画像を得ることは非常に難しく、現在研究段階であり、広く病院などで使用され得る段階ではない。Ｘ線の屈折の性質を利用して、画像の辺縁を強調するいわゆるエッジ強調画像を得て、鮮明なＸ線画像を得る方法が報告されている。
【００２９】
すなわちシンクロトロンからの放射光Ｘ線を用いたものは、例えばＮ．Ｙａｇｉ等による雑誌Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｐｈｙｓｉｃｓ第２６巻１０号２１９０頁（１９９９年）、そしてクーリッジＸ線管（熱電子Ｘ線管）を用いるものはＡ．Ｉｓｈｉｓａｋａ等による雑誌Ｏｐｔｉсａｌ  Ｒｅｖｉｅｗ第７巻６号５６６頁（２０００年）などである。Ｘ線の干渉を利用してエッジ強調された位相コントラスト画像を得る方法については、微小焦点サイズの特殊な熱電子Ｘ線管を用いた方法として、Ｓ．Ｗ．Ｗｉｌｋｉｎｓ等によって雑誌Ｎａｔｕｒｅ第３８４巻３３５頁（１９９６年）やＷＯ９６／３１０９８特許公報や、上記放射光Ｘ線を用いて干渉計の原理を応用したものは特開平９−１８７４５５号特許公報に開示されている。
【００３０】
熱電子Ｘ線管を用いるときの、Ｘ線の屈折によって被写体画像のエッジ強調が生ずる原理は、図５に示す。Ｘ線の屈折率は１より小さいために、円柱状または球の物体を透過すると、その円柱または球は凹レンズのように作用する。すなわち物体の辺縁を通過したＸ線は、Ｘ線検出器上で物体の横を通過したＸ線と重なり、Ｘ線強度が強くなる。物体辺縁を通過して物体の外側にＸ線がはみ出すために、被写体辺縁近傍ではＸ線強度は弱くなる。このようにしてＸ線強度が物体辺縁を境にして、外側に山、内側に谷が生じる。こうしたエッジ強調作用をエッジ効果ともよばれることがある。このようにしてＸ線の屈折によるエッジ強調が生ずると、辺縁がくっきりと描写される鮮鋭性のよいＸ線画像を得ることができる。
【００３１】
このとき、Ｘ線源が点光源としてみなすと、そのエッジ強調の半値幅Ｅ（図６）は次の式で表すことができる。
【００３２】
Ｅ＝２．３（１＋Ｒ２／Ｒ１）１／３｛Ｒ２δ（２ｒ）１／２｝２／３・・・・（１）
ここで、Ｒ１はＸ線源と円柱の中心までの距離、Ｒ２は被写体として仮定した円柱の中心からＸ線検出器までの距離、ｒは被写体を円中とした時のその直系に相当する。人体は血管や骨が主たるＸ線画像構成物質であるので、近似的に円中に形態を近似してもさしつかえない。
【００３３】
そしてδについては、Ｘ線の屈折率ｎは次のように表すと、
ｎ＝１−δ・・・・・・（２）
δは位相変化に関するものである。
【００３４】
ここで、一般に広く医療現場で使用される熱電子Ｘ線管を用いるときは、Ｘ線源を理想的な点光源とみなすことができない。すなわち有限の大きさをもつＸ線源としての焦点によって、いわゆる幾何学的不鋭によってエッジ強調の半値幅がひろがり、かつ強度が減少する。
【００３５】
このとき幾何学的不鋭によるボケ幅Ｂは３式のように表すことができる（図１）。
【００３６】
Ｂ＝Ｄ×（Ｒ２／Ｒ１）・・・・（３）
ここで、Ｄは使用するＸ線管の焦点サイズを表す。
【００３７】
ここで、位相コントラスト画像撮影を行なうには４式の条件を満たすことが特開２００１−３１１７０１号公報に開示されている。
【００３８】
９Ｅ≧Ｂ・・・（４）
すなわち、条件によってエッジ強調が幾何学的不鋭を凌駕し、位相イメーゾングを行なうことができる。すなわち、この条件でのＸ線撮影が位相イメーゾングである。ここで、熱電子Ｘ線管と呼ばれる所以は、加熱したフィラメントから熱電子が放出され、金属陽極に衝突して加速電圧相当のエネルギーを持つＸ線を発生させるＸ線発生機構である。
【００３９】
金属陽極はモリブデン、ロジウム、タングステン、銅、銀などが使用される。熱電子の激しい衝突のために陽極の金属は高熱を発生して溶解するなどの不都合を解消するために、円盤状の陽極を回転させる回転陽極の熱電子Ｘ線管が医療現場などで広く使用されている。
【００４０】
この発明においては、固定陽極Ｘ線管、そして回転陽極Ｘ線管などを使用することができる。そして、陽極の金属の種類や加速電圧をとくに限定するものではない。一般に非破壊検査や医療診断画像撮影用にはモリブデン、ロジウム、タングステンなどの陽極が用いられる。また熱電子を加速する電圧は１０ｋＶ〜２００ｋＶが好ましい範囲である。特に、医用画像診断では２０ｋＶから１５０ｋＶが好ましい。
【００４１】
さらに乳房画像撮影には２０ｋＶから５０ｋＶが好ましい。この設定電圧がもっとも高いＸ線の運動エネルギー成分であるので、それぞれに設定した電圧のＸ線は、２０ｋＶｐ（キロボルトピーク）や５０ｋＶｐのＸ線と呼ばれる。熱電子Ｘ線管を用いるとき、Ｘ線が放射される窓を焦点と呼ぶ。これはほば正方形をしており、その一辺の長さを焦点サイズと呼ばれる。この焦点サイズの測定方法はピンホールカメラ法、スリットカメラ法、そして解像力法などがあり、ＪＩＳ４７０４−１９９４に記載されている。
【００４２】
一般の市販の熱電子Ｘ線管においては、メーカーがそれぞれの方法で測定して、製品仕様として焦点サイズのあげることが一般的である。この精度は±１５％程度であり、この焦点サイズを実際のＸ線管の焦点サイズとして理解してもさしつかえない。
【００４３】
この発明のデジタル拡大位相イメージングを行なうとき、焦点サイズは５０μｍ以上２００μ以下であることが必要であり、かつ１．２倍以上５倍以下の拡大率Ｍ（Ｍ＝Ｒｌ＋Ｒ２／Ｒ１）である。
【００４４】
焦点サイズが５０μｍより小さいと、人体を透過するのに十分なＸ線量が得られない。一方焦点サイズが２００μｍより大きいときには、拡大撮影を行なう際に生じる幾何学的不鋭の影響が大きくなり、４式の条件を満たすことができなくなる。また、拡大率が１．２より小さいと、Ｒ２を十分にとることができず、１式から十分に広いエッジ強調Ｅが得られない。拡大率が５倍を越す場合はＲ２を大きくとる必要があり、その場合３式からボケ幅が大きくなり、４式を満たすことが難しくなる。
【００４５】
とくに、これらの上記の条件は、一般の医療施設で広く行なえる適切な条件である。この発明に使用する２次元平面デジタルＸ線画像検出器はＣＲやＦＰＤが好ましい。ＣＲの場合、イメージングプレートの読み出し最小サイズがデジタル画像の画素サイズであり、３０μｍ以上、３００μｍ以下が好ましい。３０μｍより小さくなると、画素数が膨大となり、迅速な画像処理や画像表示に支障をきたす。好ましくは５０μｍ以上２００μｍが好まししい。ＦＰＤの場合はＸ線画像検出する最小サイズが画素サイズであり、ＣＲ同様に３０μｍ以上３００μｍ以下が、同様に好ましい範囲である。
【００４６】
得られたエッジ強調された画像のデジタル画像信号は、画像処理装置１３で適切な画像処理の後に出力装置１４に送られる。出力装置１４を構成する画像プリント出力装置１４ａ、液晶モニタ画像表示装置１４ｂ、画像保存装置１４ｃ及びインターネット１４ｄ等により表示、プリント、保存される。
【００４７】
液晶モニタ画像表示装置１４ｂを構成する液晶モニタは、図７に示すように、負荷された電気画像信号に従って規則的に液晶が配向して偏光の透過を制御することで画像を表示するデバイスである。この発明の液晶モニタは、使用される液晶の組成について、なんの制限も与えるものではない。
【００４８】
一般にモニタの画像表示器としての性能は、画面サイズ、画素サイズ、輝度、コントラスト比、応答速度、視野角、消費電力などがある。Ｘ線画像の読影のためには、応答速度、視野角、そして消費電力などは、とくに制限を与えるものではない。医用画像を表示し、かつ拡大画像を表示するには、画像表示有効エリアあるは画面サイズは１８ｃｍ×２４ｃｍ以上で４３ｃｍ×３５ｃｍ以下が診断用として必要である。画面サイズが小さいと被写体を一括して見ることができず、大きすぎると複数の液晶モニタを並設して読影することが難しくなる。
【００４９】
そして画素サイズは画像診断には５０μｍから２００μｍが必要である。画素サイズは５０μｍより小さい必要はなく、小さくするといたずらに製造コストが膨らむのみである。また２００μｍより大きいと明視の距離で観察するときでも、画像の画素が見えてしまい、滑らかな画像として観察することができない。とくに小さい病変を観察する乳房Ｘ線画像では、２００μｍより大きい画素は不適当である。さらに、液晶モニタの輝度は５００Ｎｉｔｓ（ｃｄ／ｍ２）以上であることが好ましく、１０００Ｎｉｔｓを越える必要はない。あまり輝度が高すぎるとまぶしくて、読影には不適切である。５００Ｎｉｔｓ以下であると、室内を暗くして読影するなどの、読影環境条件を整える必要がでてくる。コントラスト比については、画像診断用として広い濃度範囲を表示するために、すくなくとも１０００以上、そして１００００以下である必要である。とくに乳房Ｘ線画像の観察においては、その必要性は大きい。１０００よりもコントラスト比が小さいと、濃度深さが１０ビット以上ある医用画像を、メリハリをつけて表示することができない。コントラストが１００００以上は人間の目の濃度分解能を越えるもので、そうした高いコントラスト比は、極特殊な場合のみに要求されるものである。液晶モニタは、カラー画像や白黒のモノクロ画像を、それぞれ専用に表示するように設計される。この発明においては、こうした画像表示の色については、とくに制限はない。医用診断Ｘ線画像は従来からモノクロ画像であるが、他のカラーの医用画像を表示できるカラー表示可能な液晶モニタは、この発明の好ましい実施態様である。
【００５０】
【発明の効果】
前記したように、請求項１に記載の発明では、デジタルＸ線画像信号を得て画素サイズが５０μｍ以上２００μｍ以下で且つコントラスト比が１０００以上１００００以下の液晶で画像を表示することで、鮮鋭性のよいＸ線画像が得られる。
【００５１】
請求項２に記載の発明では、表示される画像が医用診断画像であり、画像診断に用いられる。
【００５２】
請求項３に記載の発明では、表示される画像が乳房Ｘ線画像であり、とくにｌｍｍ以下の大きさの微小石灰化などを検知せねばならないといわれる乳房画像診断に用いられ、乳がん診断の精度を向上することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】デジタルＸ線拡大撮影の原理図である。
【図２】位相イメージングによるエッジ強調画像を示す図である。
【図３】デジタルＸ線拡大位相画像撮影を示す図である。
【図４】デジタルＸ線拡大撮影出力システムの概略構成図である。
【図５】位相コントラストを説明する図である。
【図６】位相コントラストの半値幅を説明する図である。
【図７】液晶画像表示モニタを説明する図である。
【図８】デジタルＸ線拡大撮影のボケ画像を説明する原理図である。
【符号の説明】
Ｓ  デジタルＸ線拡大撮影出力システム
Ｓ１  デジタルＸ線拡大撮影システム
Ｓ２  画像出力システム
１０  Ｘ線管
１１  被写体
１２  Ｘ線画像検出器
１３  画像処理装置
１３ａ  画像処理部
１３ｂ  ＣＡＤ部
１４  出力装置
１４ａ  画像プリント出力装置
１４ｂ  液晶モニタ画像表示装置
１４ｃ  画像保存装置
１４ｄ  インターネット
【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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