(57)【要約】【課題】  カフに接続されるホースの伝播特性により、脈波波形が歪んでいた。【解決手段】  ホース２１ｈを伝搬した後に圧力センサ２１１Ｒ、２１１Ｌで検出した脈波に対し、ホース伝播特性と逆の特性を有する補償フィルタ２１７を適用することにより、ホース伝播前の波形を再現する。【選択図】  図３
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
カフと、
カフに一端を接続されたホースと、
前記ホースの他端に接続され、前記ホースを伝播してくる圧力波を電気信号に変換するセンサ手段と、
前記電気信号に対してフィルタ処理を行って出力する補償フィルタとを有し、
前記補償フィルタが、前記ホースの伝播特性と逆の特性を有することを特徴とする脈波測定装置。
【請求項２】
前記ホースの伝播特性が、周波数−振幅特性及び周波数−位相特性であることを特徴とする請求項１記載の脈波測定装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は脈波測定装置に関し、特にカフを用いて脈波を測定する脈波測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、動脈硬化等の血管疾患の指標として、脈波伝播速度又は脈波速度(Pulse Wave Velocity:ＰＷＶ)が一般的に用いられている。ＰＷＶは心臓から大動脈に血液を送り出す際に派生した血管壁圧が動脈中を移動する際に発生する波動が血管壁を伝わる速度であり、硬い血管ほど速度が大きくなる。ＰＷＶは血管上の２点で脈波を測定し、測定点間距離（血管長）を脈波の伝播時間で除すことにより求められる。
【０００３】
ＰＷＶ測定装置としては、１）心音マイクを用いて取得した心音第２音と、脈波センサを用いて取得した股動脈及び頚動脈の脈波との時間差、並びに脈波センサの距離とから測定を行うもの、２）カフを用いて被験者の四肢の２点を軽度圧迫して測定した動脈の脈波から測定を行うもの、３）超音波センサを用いて２点における血管径変動を測定し、変動波形の相互相関をとることにより脈波速度を求めるもの等が知られているが、測定が簡便なことからカフを用いて測定を行うＰＷＶ装置が良く用いられている。
【０００４】
図２は、カフを用いるＰＷＶ測定装置の構成例を示す図である。
図において、１０はＰＷＶ測定装置の全体制御を司る演算制御部であり、図示しないＣＰＵ、ＲＯＭ、ＲＡＭ、各種インタフェース等から構成され、例えばＲＯＭに記憶されたプログラムをＣＰＵが実行することにより後述する測定処理を含めた装置全体の制御を実行する。
【０００５】
演算制御部１０は、上肢用駆血制御部２０１及び下肢用駆血制御部２０２から供給される脈波信号（および、必要に応じて心音検出部２０３から供給される心音信号）を用いて、各種の脈波伝播速度を算出する。求められる脈波伝播速度としては、Ｒ−ＰＷＶ（上腕−右足首間の脈波伝播速度）、Ｌ−ＰＷＶ（上腕−左足首間の脈波伝播速度）、Ｂ−ＰＷＶ（心臓−上腕間の脈波伝播速度）等がある。
【０００６】
上肢用駆血制御部２０１及び下肢用駆血制御部２０２は、演算制御部１０の制御に従い、図示しないポンプや排気弁等を用いて、ホース２１ｈ、２２ｈを介して接続される各２つのカフ２１Ｒ、Ｌ及び２２Ｒ、Ｌのゴム嚢（２１ａＲ，２１ａＬ，２２ａＲ，２２ａＬ）の加圧／減圧（駆血）制御を行う。また、上肢用駆血制御部２０１及び下肢用駆血制御部２０２にはまた、ホース２１ｈ、２２ｈを伝播してくる脈波を検出するセンサ、例えば圧力センサもしくは歪みセンサ（２１１Ｒ、Ｌ及び２２１Ｒ、Ｌ）が設けられる。なお、図２では上肢用駆血制御部２０１と下肢用駆血制御部２０２とが独立して設けられる構成を示すが、一体化されていても良い。
【０００７】
心音検出部２０３は、心音マイク２３を用いて検出された被験者の心音から、脈波の立ち上がりに対応する心音（例えば（II音））を検出し、心音信号として演算制御部１０に通知する。心音信号は主に、Ｂ−ＰＷＶを求める際、心臓における脈波の開始時点を決定するために用いられる。
【０００８】
演算制御部１０にはまた、各種の操作ガイダンスや計測結果、診断指標を表示可能な表示部７０、計測結果、診断指標を記録出力可能な記録部７５、計測結果、診断指標を保存する、例えばハードディスクドライブや書き込み可能な光ディスクドライブ、不揮発性半導体メモリ等からなる保存部８０、音声でのガイダンス出力や各種報知音が出力可能な音声発生部８５、キーボード、マウス、ボタン、タッチパネル等からなり、ユーザによる入力、指示を可能にする入力／指示部９０が接続されている。また、これ以外にも、他の機器と通信を行うための通信インタフェースや、リブーバブルメディアを用いる記憶装置等が設けられても良い。
【０００９】
このような構成を有するＰＷＶ測定装置を用いてＰＷＶの測定を行う場合、準備段階として、心音マイク２３を被験者の胸部に、上肢用のカフ２１Ｒ、２１Ｌ（以下、まとめてカフ２１と言うことがある）をそれぞれ被験者の右、左の上腕部に、下肢用のカフ２２Ｒ、２２Ｌ（以下、まとめてカフ２２と言うことがある）をそれぞれ被験者の足首に装着する。心音マイク２３の装着はテープ等で、カフ２１、２２の装着は面ファスナー等により行うことができる。
【００１０】
測定の準備が完了し、例えば入力／指示部９０から測定開始指示が与えられると、演算制御部１０は上肢用駆血制御部２０１、下肢用駆血制御部２０２及び心音検出部２０３に対して処理の開始を指示する。
【００１１】
上肢用駆血制御部２０１及び下肢用駆血制御部２０２は指示を受けてカフ２１、２２に対しホース２１ｈ、２２ｈを介して空気を送り、圧力センサ（２１１Ｒ、Ｌ及び２２１Ｒ、Ｌ）が所定の圧力を検出するまでゴム嚢２１ａＲ，２１ａＬ，２２ａＲ，２２ａＬを膨らませる。この圧力は任意に設定可能であるが、圧力が高すぎると脈の伝播を妨げ、また被験者が感じる圧迫感が大きくなり、また圧力が低すぎると脈波の検出が困難になるため、脈波の検出に支障が無い範囲で低い圧力に設定することが好ましい。
【００１２】
カフの圧力が上がると、カフのゴム嚢２１ａＲ，２１ａＬ，２２ａＲ，２２ａＬ及びホース２１ｈ、２２ｈを介して脈波が空気の圧力波として伝播し、圧力センサ（２１１Ｒ、Ｌ及び２２１Ｒ、Ｌ）で検出される。上肢用駆血制御部２０１及び下肢用駆血制御部２０２は、この圧力センサ（２１１Ｒ、Ｌ及び２２１Ｒ、Ｌ）が検出した脈波を電気信号に変換し（一般には圧力センサ自体が圧力を電気信号に変換して出力する）、各カフから得られた脈波信号としてそれぞれ演算制御部１０へ出力する。
【００１３】
一方、心音検出部２０３は、心音マイク２３から入力される信号（心音マイク２３の構成に依存した加速度信号、音圧信号等）から、脈波の立ち上がりに対応する心音（例えば（II音））を検出し、心音信号により検出を通知する。
【００１４】
演算制御部１０は、上肢用駆血制御部２０１から得られる、上腕部における脈波信号と、下肢用駆血制御部２０２から得られる、右足首における脈波信号とから、Ｒ−ＰＷＶを求める。具体的には２つの脈波信号の相互相関を求め、特徴点（好ましくは脈波の立ち上がり点）の伝播遅延と、上腕、下肢のカフの装着部位間の血管長とから、脈波伝播速度を求める。また、同様にして上肢用駆血制御部２０１から得られる、上腕部における脈波信号と、下肢用駆血制御部２０２から得られる、左足首における脈波信号とから、Ｌ−ＰＷＶを求める。
【００１５】
また、Ｂ−ＰＷＶについては、心音検出部２０３からの心音信号を受診してから、上腕部のカフから得られる脈波信号の立ち上がりが検出されるまでの時間と、被験者の身長等から求められる、心臓から上腕部までの血管の長さを用いて算出する。
【００１６】
このようなＰＷＶ測定装置において、カフを装置本体（駆血制御部）に接続するホースの長さは均一でなく、下肢用のカフ２２Ｒ、Ｌのホース２２ｈの長さをｄ２、上肢用のカフ２１Ｒ、Ｌのホース２１ｈの長さをｄ１とすると、ｄ２＞ｄ１（あるいはｄ１＞ｄ２）であった。そして、ホースの長さは、主に装置本体の設置位置と、被験者の測定時の状態（通常はベッドに横たわった状態で測定する）の足首及び上腕との位置関係によって決められていた。
【００１７】
上述のように、脈波は、カフのゴム嚢に伝わった後、ホース内部の空気を伝播し、圧力センサで検出される。そのため、伝播経路であるホース長が異なると、カフのゴム嚢に脈波が伝達してから、圧力センサに検知されるまでの時間が異なることになる。その結果、ホース長の差に応じた時間差が、実際の測定点間における脈波の伝播時間に加算或いは減算されることになり、測定結果の精度を悪化させる。
【００１８】
そのため、出願人は先に、ホース２１ｈ及び２２ｈを等長とすることで、ホース長の相違による測定結果の悪化を防止するＰＷＶ測定装置を提案した（特許文献１）。
【００１９】
【特許文献１】特開２００３−２９０１６０号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２０】
等長ホースを用いることで、異長ホースによる時間ずれの問題は改善されたが、さらに検討を進めた結果、別の問題が新たに見いだされた。即ち、波形の変形（波形歪み）である。例えば脈波センサを用いて体表面で測定した脈波と、同位置においてカフを用い、ホースを伝播した後に測定した脈波とは、波形が異なるのである。
【００２１】
発明者が検討した結果、これはホースの伝播特性（振幅特性及び位相特性）が周波数依存性を有しているからであることが分かった。図１は従来使用されているホースの伝播特性を示し、図１（ａ）は振幅特性、図１（ｂ）は位相特性をそれぞれ示している。この伝播特性は、カフのゴム嚢を膨らませた状態で加振器により一定周波数の正弦波的な圧力（最大振幅一定）を印加しながら、ゴム嚢の出口に設けた圧力センサで測定した波形（原波形）と、ゴム嚢の出口に接続したホース（長さ２．５ｍ、口径４ｍｍ）の先端に設けた圧力センサで測定した波形（伝播波形）を測定して得たものである。
【００２２】
図１に示すように、ホースを伝搬する過程での振幅変動量、伝播遅延のいずれも、周波数に依存することが分かる。例えば、２０Ｈｚの信号の遅れは約１９ｍｓであり、遅れが約６〜７ｍｓである１０Ｈｚ以下の信号に比べ、約１２〜１３ｍｓも伝播時間がかかる。そのため、ホースを伝搬した後に圧力センサで検出する信号は体表面で検出される元の信号と波形が変化するのである。このような波形歪みは、等長のホースを用いたり、波形を時間軸方向にずらしてホースの長さの差を補償することによっては解消できない。
【００２３】
そのため、脈波波形の特徴点（立ち上がり点、ノッチなど）を用いて算出する生体情報（ＰＷＶをはじめ、ＡＩ(Augmented Index)，ＵＴ（収縮期昇脚時間），ＥＴ（駆出時間）など）の誤差要因となっていた。
【００２４】
本発明はこのような従来技術の課題に鑑みなされたものであり、ホースの伝播特性による波形の歪みを補償することの可能な脈波測定装置の提供を目的としている。
【課題を解決するための手段】
【００２５】
上述の目的を達成するため、本発明の脈波測定装置は、カフと、カフに一端を接続されたホースと、ホースの他端に接続され、ホースを伝播してくる圧力波を電気信号に変換するセンサ手段と、電気信号に対してフィルタ処理を行って出力する補償フィルタとを有し、補償フィルタが、ホースの伝播特性と逆の特性を有することを特徴とする。
【発明の効果】
【００２６】
このような構成を有することにより、本発明によれば、ホースを伝播して波形が歪んだ脈波を補償し、ホース伝搬前の波形に近い波形を得ることが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２７】
以下、図面を参照して本発明をその好適な実施形態に基づき詳細に説明する。
■（脈波伝播速度測定装置の構成）
図３は、本発明の脈波測定装置の一実施形態としての脈波伝播速度測定装置における上肢用駆血制御部２０１’の信号処理に係る構成例を示すブロック図である。駆血制御部の内部構成を除き、本実施形態の脈波伝播速度測定装置の構成は上述した図２の脈波伝播速度測定装置と同じでよいため、全体説明は省略する。また、ここでは上肢用駆血制御部２１０’のみを示しているが、下肢用駆血制御部２０２についても同様の構成を有する。
【００２８】
図３において、上肢用駆血制御部２０１’の信号処理部２１０Ｒ及び２１０Ｌは、それぞれ圧力センサ２１１Ｒ及び２１１Ｌに接続され、これら圧力センサからの電気信号に所定の信号処理を行って演算制御部１０へ出力する。
【００２９】
信号処理部２１０Ｒについて代表的に説明すると、圧力センサ２１１Ｒから出力される電気信号は、まず増幅器（ＡＭＰ）２１５で増幅された後、Ａ／Ｄ変換器２１６でディジタル信号に変換される。そして、補償フィルタ２１７でホース２１ｈの伝播特性を補償した後、演算制御部１０へ出力される。なお、信号処理部２１０Ｒにおいて必要に応じて他の信号処理、例えばノイズ除去処理などを行っても良い。信号処理部２１０Ｌも信号処理部２１０Ｒと同じ構成を有し、圧力センサ２１１Ｌから出力される電気信号を処理して演算制御部１０へ出力する。
【００３０】
信号処理部２１０Ｒ、２１０Ｌにおいて特徴的な構成は補償フィルタ２１７である。補償フィルタ２１７は図１を用いて説明したホースの伝播特性を補償するフィルタであり、例えばカフのエアバッグから出力される原波形（原信号）をＸ（ｚ）、ホースの伝達特性（伝達関数）をＧ（ｚ）、圧力センサに入力される波形（受信信号）をＹ（ｚ）とすると、
Ｙ（ｚ）＝Ｘ（ｚ）・Ｇ（ｚ）
と表すことができる。
【００３１】
補償フィルタ２１７は
Ｈ（ｚ）＝Ｇ-1（ｚ）＝１／Ｇ（ｚ）
という特性を有し、受信信号Ｙ（ｚ）を補償フィルタ２１７で補正することにより、
Ｙ（ｚ）・Ｈ（ｚ）＝Ｙ（ｚ）・１／Ｇ（ｚ）＝Ｘ（ｚ）
となり、原波形Ｘ（ｚ）を復元することができる。
このような補償フィルタの特性は図１に示したホースの伝播特性と逆の特性を有するものとすればよい。
【００３２】
図４（ａ）、（ｂ）はそれぞれ補償フィルタ２１７の振幅特性及び位相特性の例を示しており、図１に示したホースの振幅特性及び位相特性の逆特性を有していることが分かる。このようなフィルタは例えば、伝達関数Ｈ（ｚ）が、
Ｈ（ｚ）＝（ａ０＋ａ１Ｚ-1＋ａ２Z-2）／（１＋ｂ１Ｚ-1＋ｂ２Ｚ-2）
（Ｚ-nはｎサンプル前の値を表す）で表される２次ＩＩＲフィルタを用いて実現することができる。なお、補償フィルタは専用のハードウェアで実現しても、ＤＳＰ（信号処理プロセッサ）や汎用のマイクロプロセッサを用いてフィルタを実現するためのソフトウェアによって実現してもよい。
【００３３】
図５は、本実施形態に係る脈波伝播速度測定装置において、駆血制御部内の補償フィルタ２１７に図４に示す振幅特性、位相特性を有する補償フィルタを用い、ホース２１として図１に示す伝播特性を有するホースを用いた場合の、カフの出口で測定した波形Ｘ（ｚ）、圧電センサ出力波形Ｙ（ｚ）及び補償フィルタによる補正（復元）後波形Ｘ’（ｚ）を示している。
【００３４】
図５から、本実施形態において補償フィルタが出力する波形Ｘ’（ｚ）は原波形Ｘ（ｚ）の波形をかなり忠実に再現している。特に、図中Ａで示す波形の立ち上がりタイミングや、Ｂで示す波形のノッチ部分の再現性が高く、これら立ち上がりタイミングやノッチタイミングを用いて算出する生体情報（例えば、腕−足首脈波立ち上がり時間差Ｔｂａ、心音（例えば第II音）−脈波ノッチ時間差Ｔｂなど）の算出精度が向上する。一方、フィルタによる補償を行っていない波形では、Ａの立ち上がりタイミングがずれているほか、Ｂのノッチ部分がほとんど無く、検出が困難である上、Ｂ’やＢ”を誤ってノッチとして検出してしまう可能性もある。
【００３５】
図６は、腕−足首脈波の立ち上がり時間差Ｔｂａ（図５においてＡで示した立ち上がり点の時間差）について、体表面で測定した脈波から求めた値と、カフを用いて測定した（ホース伝搬後の）脈波から求めた値との相関を示す図である。
【００３６】
図６の横軸には体表面で（腕に圧力センサ（歪みセンサ）、足首にカフを取り付けて）検出した脈波に基づいて求めたＴｂａの値（ｍｓｅｃ）を、縦軸には腕、足首ともにカフを取り付けて検出した脈波に基づいて求めたＴｂａの値（ｍｓｅｃ）をとり、両者の相関を示した。図６（ａ）の縦軸は補償フィルタを用いない従来構成の脈波伝播速度測定装置を用いた算出結果、図６（ｂ）の縦軸は補償フィルタを有する本実施形態の脈波伝播速度測定装置を用いた算出結果をそれぞれ示している。なお、体表面における足首の脈波は、カフのエアバッグ出口（ホースを伝播する前）に圧力センサ（歪みセンサ）を配置して測定したものであり、ホースの影響はない。
【００３７】
図６（ａ）において、測定結果から得られる相関直線は、１００％の相関を表す直線ｙ＝ｘから右下に離れており、ホースの影響によって約１０ｍｓ遅めの結果が得られていることが分かる。
【００３８】
一方、補償フィルタを用いた場合には、図６（ｂ）に示すように相関はほぼ１００％であり、補償フィルタによりホースの影響が良好に補償され、精度の良い結果が得られていることが分かる。
【００３９】
以上説明したように、本実施形態によれば、カフを用いて脈波を測定する脈波測定装置において、カフと圧力センサを接続するホースの伝播特性を補償するフィルタを設けることにより、ホースの伝播特性による測定脈波への影響を大幅に抑制することが可能になる。
【００４０】
特に、ホースの長さによる時間差を単純に補正したり、等長ホースを用いたりしても解決できない波形歪みを大幅に抑制することが可能であり、波形に基づいて算出する生体情報の信頼度及び精度が大幅に向上する。また、ホースの伝播特性の逆特性を有する補償フィルタを用意すればよいため、ホースの長さや材質についての制約が大幅に緩くなり、使い勝手を優先した脈波測定装置を実現することができる。
【００４１】
また、従来の装置を流用することができるため、大幅な設計変更などを行うことなく実施することができる。また、フィルタをソフトウェアにより実現した場合には、従来装置のソフトウェアを更新するだけで実現可能な場合もあり、さらに実施が容易である。
【００４２】
■（他の実施形態）
なお、上述の実施形態においては脈波の測定時に波形を補償（復元）する構成についてのみ説明したが、測定装置で使用したホースの伝播特性が分かりさえすれば、測定後の波形データに対して波形補償を行うことも可能である。
【００４３】
また、上述の実施形態においては、上肢用カフ、下肢用カフの両方を有する装置についてのみ説明したが、これら全てのカフが必須であるということを意味するものではない。本発明の本質は、カフで検出した脈波をホース伝搬後に処理する装置において、ホースの伝播特性を補償し、脈波波形を復元することにあり、カフの数や測定した脈波の利用方法に関しては何ら制限はない。
【００４４】
また、上述の実施形態において説明した補償フィルタの機能のみを実行する装置にも本発明を適用することができる。図７は本発明の他の実施形態に係る波形補償装置の構成例を示す図である。
【００４５】
図において、波形補償装置１００は、例えばＣＰＵ、ＲＡＭ及びＲＯＭを含み、装置全体の制御を行う制御部１１０と、ハードディスクドライブ等の記憶装置１２０と、上述した補償フィルタ２１７と、外部機器と通信するためのネットワークインタフェース（Ｉ／Ｆ）１３０と、メモリカード、磁気記録媒体、光学記録媒体などのリムーバブルメディア１６０にアクセスするためのリムーバブルメディアドライブ１３５とを有している。なお、補償フィルタ２１７は実際には制御部１１０がＲＯＭやＲＡＭもしくは記憶装置１２０に記憶されたソフトウェアを実行することで実現しても良い。波形補償装置１００の各構成要素はバス１１５を介して互いに通信可能に接続されている。操作部１２５はキーボード、マウスを代表とする入力装置であり、ユーザが本装置に指示を与えるために用いる。
【００４６】
ネットワークインタフェース１３０は例えば１００ＢＡＳＥ−Ｔであり、ルータを通じてＬＡＮや外部ネットワーク１４０上の外部装置１５０との通信を可能とする。なお、他にＵＳＢやＩＥＥＥ１３９４などの汎用シリアルインタフェースを有していても良い。このような波形補償装置１００は、パーソナルコンピュータとして市販されている汎用コンピュータ装置を用いて実現することができる。
【００４７】
波形補償処理を行う場合、制御部１１０は、補償処理を行うための波形データを、リムーバブルメディア１６０や外部装置１５０から取得し、記憶装置１２０へ記憶する。なお、波形データと共に、その波形データを測定した際に用いたホースの伝播特性を特定可能な情報も併せて取得する。このような情報としては例えば図１で説明したような伝播特性を表すデータそのものであっても良いし、例えば記憶装置１２０に予め登録してある伝播特性１２１を特定可能なコードや番号であっても良い。波形データやホースの伝播特性を特性可能な情報は、操作部１２５を介してユーザが指定したデータファイルから取得しても良い。
【００４８】
次に制御部１１０は、特定されたホース伝播特性から、逆特性を有する補償フィルタを構成するために必要なパラメータ（フィルタ係数）を算出する。このパラメータは、逐次計算しても良いし、予め計算し、ホース伝播特性と対応付けて記憶装置１２０へ記憶しておいても良い。また、新しく計算したパラメータはホース伝播特性と対応付けて記憶装置１２０へ記憶しておくと、将来同じ装置で測定した波形データを処理する際に処理を簡略化できる。
【００４９】
制御部１１０は、算出もしくは取得したパラメータを補償フィルタ２１７に設定し、波形データを補償フィルタへ供給する。補償フィルタ２１７は供給されるディジタル波形データを処理し、結果を出力する。処理結果は記憶装置１２０へ一時的に記憶する。処理が終わると、制御部１１０は、記憶装置１２０へ記憶してある補償後の波形データを、必要に応じて元データの取得元（リムーバブルメディア１６０や外部装置１５０）へ出力する。もちろん、記憶装置１２０へ記憶したまま他の処理に用いても良いし、記録元とは異なるリムーバブルメディア１６０や外部装置１５０へ出力することも可能である。
【００５０】
このように、本実施形態によれば、補償フィルタを持たない装置で測定した波形データであっても、測定時に使用したホースの伝播特性を特定できさえすれば、ホースの影響を補償し、元の波形を復元することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００５１】
【図１】カフに接続されるホースの伝播特性の例を示す図である。
【図２】カフを用いるＰＷＶ測定装置の構成例を示す図である。
【図３】本発明の実施形態における駆血制御部の構成例を示す図である。
【図４】補償フィルタの伝播特性例を示す図である。
【図５】原波形、ホース伝播後の未補償の波形及びホース伝播後の補償後の波形を示す図である。
【図６】腕−足首脈波の立ち上がり時間差Ｔｂａについて、体表面で測定した脈波から求めた値と、カフを用いて測定した脈波から求めた値との相関を示す図である。
【図７】本発明の他の実施形態に係る波形補償装置の構成例を示す図である。
【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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