(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
体の一部の皮膚上に設定する少なくとも２対の電極（２、３、４、５、８、９、１０、１１）を備え、前記２対の電極は、体の一部へ測定用の交流電流を供給する一対の入力電極（２、３、８、９）と、測定電極対での電圧を測定する一対の測定電極（４、５、１０、１１）とを含み、
測定用の交流電流を与える電流供給源（７、１２）と、
測定された電圧を、体の一部の生物学的インピーダンスの目安として生物学的インピーダンス信号に変換するコンバータ（１４、１５）と、
人（１）又は動物の体液循環に関する生物学的パラメータを計算モデルを用いて決定する際の変数として使用される信号を生成する手段と、
をさらに備え、
該信号が前記生物学的インピーダンス信号の時間導関数の信号を含み、
人（１）又は動物の体液循環に関する生物学的パラメータを非侵襲的に測定する測定装置であって、
前記電流供給源（７、１２）は、装置のアースに対し電気的に分離され、
前記電流供給源（７、１２）は、さらに、前記２対の電極の各々に接続される出力部と、一対の二次巻線を有する変成器（２１５）とを備え、前記変成器（２１５）の一対の二次巻線は、一端が電流検出用の抵抗器（２７）を介して互いに接続され、他端が前記２対の電極の各々に接続される前記出力部をそれぞれ構成して、電気的に対称配置となっており、最大約２０００ｋＨｚまでの周波数範囲内の周波数のうち少なくとも２つの異なる周波数において一定振幅を有する測定電流を発生するものであることを特徴とする測定装置。
【請求項２】
パラメータが心臓における血液循環パラメータであることを特徴とする請求項１の装置。
【請求項３】
パラメータが心臓のストロークボリユームであることを特徴とする請求項１あるいは２のいずれかの一の装置。
【請求項４】
低周波数flが約１〜６４ｋＨｚの範囲内にあり、高周波数fhが約３２〜２０００ｋＨｚの範囲内にあり、全ての場合において低周波数flが高周波数fhより小さいことを特徴とする請求項１〜３のいずれかの一の装置。
【請求項５】
電流供給源（７、１２）が２個の周波数を同時に発生可能であることを特徴とする請求項４の装置。
【請求項６】
４対の電極（２、３；４、５；電流入力電極８、９；１０、１１）を備え、このうちの２対の電極が低周波数および高周波数での横断生物学的インピーダンスの測定用の測定電極対（４、５）として、且つ残余の２対の電極は低周波数および高周波数での局部生物学的インピーダンスの測定用の測定電極対（１０、１１）として採用してなる請求項１〜５のいずれかの一の装置。
【請求項７】
電流供給源（７）および変成器（６、１４）を直列に接続して局部生物学的インピーダンス測定および横断生物学的インピーダンス測定を順次実行する接続手段を備えることを特徴とする請求項１〜５のいずれかの一の装置。
【請求項８】
２個の低周波数の信号および２個の高周波数の信号を同時に好適に発生する１以上の電流供給源（７、１２）を備えることを特徴とする請求項６の装置。
【請求項９】
周波数関数として測定電流と測定電圧との間の最大位相シフトを決定する手段（１４、１５）が設けられることを特徴とする請求項１〜８のいずれかの一の装置。
【請求項１０】
測定電圧を増幅する増幅器（６）が電気的に対称に構成され、アースに対し電気的に分離されることを特徴とする請求項１〜９のいずれかの一の装置。
【請求項１１】
測定増幅器（６）が装置に接続される患者（１）から電気的に分離される手段（３１）を有することを特徴とする請求項１〜９のいずれかの一の装置。
【発明の詳細な説明】
（技術分野）
本発明は人、動物の体液に関する生物学的パラメータを体内に挿入させることなく測定する測定装置に関し、測定装置は体の一部の皮膚上に装着する少なくとも２対の電極、即ち体の一部へ測定用の交流電流を供給する一対の入力電極と、入力電極における電圧を測定する一対の測定電極と、測定用の交流電流を与える電流供給源と、測定された電圧を体の一部の生物学的インピーダンスの目安として生物学的インピーダンス信号に変換するコンバータと、計算モデルを用いて上記パラメータを決定する際に使用される別の変数の目安としての信号を発生する手段とを備え、これら信号には生物学的インピーダンス信号の時間導関数の目安に使用可能な信号が含まれる。
（背景技術）
このような装置の一が、例えば国際特許出願WO-A-90／00367に開示される。この装置は生物学的インピーダンスを測定することにより患者の胸部の多くの生物学的パラメータを決定する際に使用される。しかしながらこの測定構成では患者の体液分布が考慮されておらず正確さを欠く危倶がある。この従来装置では局部的な生物学的インピーダンスも測定されるが、これは平均動脈圧を決定するに使用される。
（発明の開示）
本発明の一の目的は生物学的パラメータをより正確に決定可能な装置を提供することにある。
本発明によればこの目的は、１以上の電流供給源が電気的に対称の構成を有し、アースに対し電気的に分離され、少なくとも２つの周波数、即ち最大約2000kHzの周波数の範囲内の高、低の周波数で一定の振幅を有する測定電流を好適に発生することを特徴とする装置を提供することにより達成される。これにより個別の測定を可能にし、高周波数の電磁波により引き起こされる干渉作用が低減され得る。電流供給源を電気的に分離すること自体は当業者において周知である（例えば、メツド・アンド・ビール・エンジニアリング・アンド・コンピユテイング、28巻（1990）、１月、No.1で、［２周波数インピーダンス・プレシスモグラフ：実数部および虚数部］と題した記事を参照）。この記事の図２ａには装置の電流供給源および測定部の電気的分離構成が開示される。しかしながらこの構成には測定制度に有害な大きな漂遊容量を伴う３つの分離した変成器が使用されている。
本発明による装置により決定可能な生物学的パラメータには好ましくは循環パラメータ、より好ましくは心臓のストロークボリユームが含まれ、更にストロークボリユームおよび心臓のリズムから引き出される、いわゆる心臓出力、心臓インデツクス、左心室放出時間、右心室放出時間、前放出期間、ヒーサーインデツクス、加速インデツクス及び静脈閉塞プレシスモグラフも含まれる。これら用語は当業者には周知であるので、詳細には説明しない。本装置により決定可能な他の生物学的パラメータとしては、例えば細胞内、外部の体液間の分布およびセプテイツクシヨツク中の体液分布が挙げられる。
生物学的パラメータの決定のために数種の周波数を与えること自体は周知であろう。
薬および生物学会のIEEEエンジニアリングの国際会議の議事録、15巻、1993年10月、1020頁、1021頁で［体液成分測定用のマルチ周波数システム］と題した記事によれば、異なる周波数の電流を用いて体液のパラメータを測定し決定する。しかしながら最大周波数は僅か100kHzであり、電磁波の干渉によつて測定が困難になる。このシステムの利用は膀胱内蔵物の変化の決定に制限される。
メツド・アンド・ビール・エンジニアリング・アンド・コンピユテイング、28巻（1990）、１月、No.1、38頁〜42頁で、［２周波数インピーダンス・プレシスモグラフ：実数部および虚数部］と題した記事には、最大測定周波数が僅か110kHzの２つの異なる周波数を使用する胸部の体液容積比を分析するマルチ周波数測定システムが開示されている。
またメツド・アンド・ビール・エンジニアリング・アンド・コンピユテイング、26巻（1988）、１月、No.1、75頁〜80頁で、［ハエモデイアリシス中および術後ケアにおける電気抵抗を測定するマイクロプロセツサによるシステム］と題した記事には、胸部の体液容積比を決定するテトラポーラ・インピーダンス・プレシスモグラフのシステムが開示されている。このために３つのオシレータが使用される、即ち３つのうちの２つのオシレータはぞれぞれ２・1/2および100kHzで動作し、残りの第３のオシレータは１kHz〜１MHzの発振周波数で動作する。
米国特許第4,870,578号の明細書には、生物学的インピーダンスの測定により心臓のストロークボリユームを決定する装置が開示されている。この装置は検査対象の患者の胸部を通して高周波の一定電流を送る手段と、胸部で結果として誘起される電圧を測定する手段とを備え、胸部からの信号から特定胸部のインピーダンスが引き出される。このインピーダンスから時間導関数が決定され、従つてこの時間導関数の特定時間部分は胸部の心臓のストロークボリユームの目安として機能する。
米国特許第5,309,917号にはクビシク・アンド・スラメクにより決定する在来の方法とは別の生物学的インピーダンス測定システムを更に改良したシステムが開示されている。
クビシクによれば、心臓のストロークボリユームは次式により決定される。
0003935937.tif 000002
上記式でρは血液の比抵抗、Ｌは電圧測定用に装着される電極間の距離、Ｚ0は平均胸部抵抗、VETは心室放出時間である。電流供給源から約100kHzの周波数を有する電流が与えられる。
ストロークボリユームを決定する下式がスラメクにより提供されている。
0003935937.tif 000003
ここでＶEPTは電気導電に関連する胸部の容積である。この容積は特定患者の背丈および重量に依存する。
ストロークボリユームの一般式は次のように表される。
0003935937.tif 000004
ここにηは人間形成要素、μは胸部の水腫生成の補正要素である。
米国特許第5,309,917号には、時間周波数グラフは生物学的インピーダンス信号の測定された時間導関数に対し決定される。次に心臓のストロークボリユームはこの周波数グラフから導き出され、一方ストロークボリユームはこの分布での第１の周波数信号と生物学的インピーダンス信号の時間導関数が最大値に達するときの時間の周波数との間の経過時間に依存するものと仮定される。
最大約2000kHzの周波数範囲で最小電磁波構成の電流供給源は、電気的に対称構成にし装置アースに対し電気的に分離することにより得られることが望ましい。
低周波数ｆlが約１〜64kHzの範囲内にあり、高周波数ｆhが約32〜2000kHzの範囲内にあるので、最適測定分離は２つの異なる周波数のため得られ、全ての場合低周波数ｆlは高周波数ｆhより小さい。従つて測定周波数を選択することにより、感度の差が両方の場合に対し最適となる。相対的に低い周波数の電流が主に細胞外液を経て伝達され、一方高い周波数の電流も細胞内液を経て伝達される。例えば液体分布は、いわゆるコレ・コレモデル法により分析され、このモデル法では比較的低い周波数に対する純粋な抵抗素子と比較的高い周波数に対する純粋な抵抗素子との並列回路及び抵抗素子と容量性素子の直列回路に基づき、胸部の簡単な等価回路がナイキスト分析される。従つてストロークボリユームおよび他の生物学的パラメータを決定する周知式を当てはめることにより、異なる周波数に対しこれらパラメータが独立して測定される。これらの測定値から上述した補正要素μに関する情報が得られる。測定されたインピーダンスＺoあるいは測定された位相角φの決定により、細胞内外の液体比が異なる周波数に対し決定できる。
好ましくは２つの周波数を同時に発生する電流供給源が適している。この利点は測定のため患者に対し装置を接続する時間が短くできることある。
更に周波数の関数として測定電流と測定電圧との間の最大位相シフトを決定する手段が設けられることが望ましい。これにより体の特定部分の電気伝達関数が決定され、この場合角周波数は独立した変数となる。同時にこれにより、細胞内および外の液間の比が決定される。即ちこの比が位相角を最大にする周波数と正比例することによる。健康な人の場合、この最大位相角は周波数70kHzで約９〜10度である。これは細胞内外の液比が３：７であることに相当する。例えば敗血性患者の場合最大位相角は３〜６度の間にある。
本発明による装置の好ましい実施例によれば、この装置は４対の電極を備え、このうちの２対の電極は横断生物学的インピーダンスの測定用に、また残りの２対の電極は局部生物学的インピーダンスの測定用に使用されることを特徴とする。測定が胸部に対し行われる場合、局部生物学的インピーダンスの測定は心臓から離れた箇所で行われる必要がある。
ここで使用する用語［横断測定］とは電流を検査対象患者の実質的に長手方向に流して測定することを指す。
ここで説明された測定により、測定結果に対し更に補正が行われる。これは相対的に低、高の周波数で心臓システムのテスト結果が異なるためである。従つて局部生物学的インピーダンス測定の場合、心臓システムの干渉影響を除去する測定チエツクが行われる。このように局部測定により補正信号が作られ、横断測定が補償される。
本装置には電流供給源および変成器を直列に接続して局部生物学的インピーダンス測定および横断生物学的インピーダンス測定を順次実行する接続手段が設けられる。これにより装置を構成する部品の数が限定され、また常に同じシステム部品を採用することにより、最適に再生可能な測定が行われ得る。
本発明の別の実施例によれば、装置が２つの低周波数の信号および２つの高周波数の信号を同時に好適に発生して検査対象の患者の不便を制限する１以上の電流供給源を備えることを特徴とする。これらの周波数は全て約４〜2000kHzの範囲内にあり、第１の低周波数および第１の高周波数は第１の２対の電極と接続されて局部生物学的インピーダンス測定を行い、第２の低周波数および第２の高周波数は第２の２対の電極と接続されて横断生物学的インピーダンス測定を行う。
更に１あるいは複数即ち１以上の測定増幅器が電気的に対称に構成され、これらの測定増幅器は装置のアースに対し電気的に分離されることが望ましい。
装置の入力段は誘導手段に接続され、これにより干渉信号が残留して伝達することが低減される。
本発明を図面に沿つて更に説明する。
【図面の簡単な説明】
図１ａは本発明による装置の第１の測定構成の簡略説明図、図１ｂは本発明による装置の第２の測定構成の簡略説明図、図２は本発明による装置に採用される測定信号の一例としての波形図、図３ａは本発明による装置の電流供給源の簡略図、図３ｂは先行技術による非低放射線電流供給源の簡略説明図、図３ｃは本発明による非低放射線電流供給源の簡略説明図、図４は本発明による装置の入力段の簡略説明図、図５は細胞内および外の状態、即ちコレ・コレモデル（５ａ）、相当するベクトル図（５ｂ）、および振幅（５ｃ）と位相（５ｄ）のボーデ図、図６は本発明による装置に採用されるコンバータの一態様の説明図である。
（発明を実施するための最良の形態）
図１ａは患者１に対し同時に複数の測定を行う装置の一実施態様のブロツク図である。電流供給電極２、３により、電流供給源７からの電流が患者１へ流される。検査対象の患者１の組織を流れる電流により生じる電圧は一対の電極４、５により測定され、電極４、５自体は差動増幅器６と接続されている。電流入力電極８、９は患者１上に局部的に装着され、電流供給源12に接続される。電極間で組織により生じる電圧は電極10、11により測定され、電極10、11自体は差動増幅器13と接続される。電極10、11は局部測定のために使用される。
差動増幅器６の出力は演算素子14へ送られ、演算素子14は時間関数として患者１の胸部の生物学的インピーダンスに正比例する生物学的電気インピーダンスＺ1(t)と、電流供給源７から供給される電流および電極４、５により測定される電圧の間の位相差に正比例する位相信号φ1とを出力する。同様に、差動増幅器13の出力は演算素子15へ送られ、演算素子15は時間関数として患者１の体の局部測定部分の生物学的インピーダンスに正比例する生物学的電気インピーダンスＺ2(t)と、体の局部測定部分に供給される電流および電極10、11により測定される体の局部測定部分により生じる電圧間の位相差に正比例する位相信号φ2とを出力する。
生物学的電気インピーダンスＺ1(t)および位相信号ψ1はプロセツサ17へ送られ、以下に示すパラメータが決定される。電流供給源７の周波数および振幅は好ましくはプロセツサ17により制御される。所定の動作を行うため、差動増幅器６の出力側、あるいは心電図（ECG）増幅器（図示せず）から得られる心電図がプロセツサ17へ送られる。同様に信号Ｚ2(t)、φ2がプロセツサ16へ送られ、体の局部測定部分での液分布が決定される。次に上述の如く得られたパラメータがプロセツサ17へ送られ、プロセツサ17により実行される動作により補正要素が決定される。上記心電図（ECG）はまた精度向上に寄与する。所望のパラメータを示すプロセツサ17の出力が表示器18へ送られ、表示および登録される。
図１ｂは患者１に対し順次好適に測定を行う回路を示す。ブロツク６、７、14、17、18の機能については既に説明した。スイツチ19はプロセツサ17により制御されて、胸部の生物学的インピーダンスおよび患者１の体の一部の局部生物学的インピーダンスについて順次測定する。図１ｂは電流供給源７が電流供給電極２、３に接続され、差動増幅器６は電極４、５に同様に接続され、これにより胸部の生物学的インピーダンスが測定される第１のケースを示している。外のケースでは、電流供給源は電流入力電極８、９に接続され、差動増幅器６は電極10、11に接続され、これにより患者１の体の一部の生物学的インピーダンスの局部測定が行われる。
図２は差動増幅器６が電流供給源７により付勢されて測定される生物学的インピーダンス信号ΔＺの代表的波形を示す。この信号波形は特に患者１の心臓のポンプ動作の経時に表される。信号ΔＺの時間導関数dZ／dtは図２には一列高く示される。ここで従来より心臓のストロークボリユームを決定するとき、時間導関数の最小値（dZ／dt）minと信号dZ／dtに特性波形により決定される時間間隔とを乗算することにより近似にされる。この分野ではこの時間間隔は（左）心室放出時間（(L)VETと略す）として示され、曲線の始めの時点Ｂと時間導関数の次の最大値により決定される時点Ｃに依存する。同期化して上列は検査対象の患者１の心電図（ECG）を示している。
本発明によれば、患者１の体重超過あるいは体重不足、あるいは患者の正常湿度バランスがみだれた状態の下で、例えば水腫生成によつて測定時に生じる測定誤差は、電流供給源７が少なくとも２つの周波数を有する電流を発生できるので、防止できる。演算素子14における電流供給源７からのデータを処理することにより、差動増幅器６から得られる測定結果が生物学的インピーダンスＺに変換され、演算素子14はまた電流供給源７からの電流と差動増幅器６からの電圧との位相差φを決定する。電流供給源７は約４kHz〜約2000kHzの範囲内の複数の周波数を有する電流を発生でき、所望ならば電流供給源７は異なる周波数を有する複数の電流を同時に発生可能である。プロセツサ17では特定の胸部の伝達モデルに対する周波数依存の測定結果が検査対象の患者１の形状寸法に依存する電流分布要素に変換される。このためコレ・コレデルによる湿度分布を使用して、細胞内および外の液間の電流比が決定できる。この電流比は心臓システムおよび胸部の残りでの電流分布に相当する。特定の実施例によれば、電流供給源７は約４kHz〜約2000kHzの掃引周波数を有する電流を好適に発生し、演算素子14はまた周波数に依存する最大位相角を好適に決定する。このデータに基づき、湿度分布は最大位相角およびそれが生じる周波数を決定する胸部の伝達モデルのボーデ分析により決定できる。正常時に最大位相角は周波数70kHzで、約電流入力電極９〜10度である。
同様に局部インピーダンス測定は８、９、10、11により実行できる。差動増幅器13を経て得られる測定結果および電流供給源12からのデータは計算素子15へ送られ、これらから局部インピーダンス値および電流供給源12からの電流と差動増幅器13からの電圧との位相角が決定される。上述の場合と同様の方法で得られた測定データは、プロセツサ16で更に処理され、心臓システムおよび胸部の残余の電流分布が決定される。心臓のポンプ作用から干渉を受けないこの測定信号は、更にプロセツサ17へ送られて、横断測定からの測定データが補正される。次にこのようにして補正された測定データは表示器18で読むことができる。必要ならばECG信号をプロセツサ16、17へ送ることにより特殊な動作も実行できる。
図３ａは電流供給源のブロツク図である。電流供給源はそのハウジングに対し電気的に絶縁された浮遊部を備える。周波数がプロセツサ17により制御される純粋な正弦波がオシレータ212で発生され、変成器214を介し電流供給源の浮遊部と誘導的に結合される。変成器の出力は広帯域を有する増幅器210へ送られ、増幅器210の増幅度はプロセツサ29により制御される。増幅器の出力は広い帯域を有する容量性増幅器211へ送られ、この増幅器211自体はその出力側が患者１に装着される電流供給電極に接続されている。
変成器215は互いに接続される２本のアナログ二次巻線を備え、これにより電流ｉは精密抵抗器27における電圧を決定することができる。このケーブル25、26には保護構成がとられていて、このケーブルにより生じる電磁界が低減される。一方この保護構成により、周波数が増加するとケーブルで生じる電流が増加する問題が生じる。変成器215の二次巻線および精密抵抗器27を使用する図示の実施例の場合、患者に送る電流のみが決定される。広帯域を有する増幅器216は精密抵抗器27で生じる電圧を測定し、この電圧データはプロセツサ29へ送られ、例えばプロセツサ17、あるいはプロセツサ29の基準の増幅制御信号と比較される。プロセツサ29は増幅器210の増幅度を制御する電圧Ｖｃを発生する。このようにして形成される制御ループにより、電流ｉの振幅は振幅制御信号に正比例するので、上述の電流が得られる。振幅制御信号は好ましくはプロセツサ17で作成される。同時にプロセツサ29は精密抵抗器27での電圧を位相測定用の基準信号ｆrに変換する。オプトカブラ213を使用することにより、この信号は電気的に分離されて伝達される。
概して電気装置は浮遊の電磁界が生じ勝ちである。電気部品の残部から電気絶縁される浮遊部を設けると、この浮遊電磁界がある程度削減される。
図３ｂは先行技術に用いられている電流供給源であり、この場合寄生電流の振幅は寄生容量217および絶縁容量218を測定することにより決定されることが理解されよう。寄生容量217は患者１の体の表面積により決定される。図３ｃは本発明による対称構成を示しており、この場合絶縁容量に電圧が発生せず、この結果有効寄生容量が低減される。
図４は差動増幅器６、13のブロツク図である。これら増幅器は電気的に絶縁された部分（浮遊部）に区分され、この部分には対称に配置された接合ＦＥＴ50、51およびＰＮＰトランジスタ52、53からなる一対の増幅器35が含まれている。発光抵抗器36および非連結容量37の時定数はτである。回路の性能は遮断周波数ｆc＝1／2πτより高い周波数範囲およびｆcより高い周波数範囲に区分できる。ｆcより低い範囲では変成器31の効果は無視できるので、回路は差動増幅器として動作しその出力はＰＮＰトランジスタ52、53のエミツタにより形成されると仮定される。これらのエミツタでの信号は絶縁増幅器33を経て送られる。ｆcより十分に高い周波数範囲で回路は、変成器31と接続される差動源追従回路(follower)として動作する。このように心臓信号の周波数はｆcより十分に低い約100Hzに保持されているので、電流入力側は心臓信号の増幅器として機能する。同様に１kHzより高い周波数範囲で回路は、生物学的インピーダンス測定のための入力側インピーダンス変成器として機能し、このため電極４、５の箇所で測定された高周波数信号が変成器31へ送られる。変成器により、電気的に分離された信号が増幅器32へ送られ、同時にインピーダンスマツチングが得られる。電流供給源30と浮遊入力を組み合わせた図示の回路により、測定電極の箇所での共通モード信号が抑制される。
図５はボーデ分析によるコレ・コレモデルの周波数動作を決定する方法を示す。図５は実際のコレ・コレモデルによる、電流および電圧のベクトル図、および周波数の関数としての振幅および位相図を示す。周波数伝達は次式により与えられる。
0003935937.tif 000005
最大位相角φmaxは比τ2／τ1に依存し、周波数ωmで生じる。
0003935937.tif 000006
この結果、次式が得られる。
0003935937.tif 000007
τ1＝（Re＋Ri）Cmおよびτ2＝ＲiＣmなので、次式が満足される。
0003935937.tif 000008
式（５）、（６）は細胞内および外の湿度分布を決定するに使用される。
図６は変成器14、15の代表的実施例のブロツク図である。増幅器32（図４参照）からの信号は装置40へ送られて通過され、更に増幅器42、43、44で構成される復調器および搬送波発生オシレータ41へ送られ、位相固定ループを形成する。このオシレータは装置40から入力した信号に依存する周波数に適合し、これにより位相シフトが生じない。オシレータ41の出力を用いて増幅器42、43の出力間が同期化されて接続され、増幅器の入力での信号が完全に整流される。更にオシレータ４１の出力は位相検出器46へ送られて装置40の信号入力とオプトカプラ28（図３参照）から得られる基準信号REFとの位相差が測定され、この基準信号は電流供給電極２、３を流れる電流に正比例する。位相検出器46の出力は周知構成のローパスフイルタ47へ送られ、電流供給源７、12により与えられる電流入力と、差動増幅器６、13により測定される電圧との位相差に正比例する信号が得られる。生物学的インピーダンス信号Z(t)は増幅器44からの出力を周知構成のローパスフイルタ45を経て送ることにより得られる。
【図１ａ】
0003935937.tif 000009
【図１ｂ】
0003935937.tif 000010
【図２】
0003935937.tif 000011
【図３】
0003935937.tif 000012
【図４】
0003935937.tif 000013
【図５】
0003935937.tif 000014
【図６】
0003935937.tif 000015